專利名稱：磁共振引導高強度聚焦超聲聚焦的方法和裝置的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及磁共振引導高強度聚焦超聲(MRgHIFU)，尤其涉及用于聚焦高強度聚焦超聲(HIFU)的方法和裝置。
背景技術：
MRgHIFU中的一個挑戰(zhàn)是使用聲輻射力成像(ARFI)提供HIFU束型的安全和溫度適中聚焦。輻射力是局部化的和高定向性的(沿著HIFU束的傳播主軸)，而在聚焦區(qū)之外是可忽略的。該力導致與聲場的幅度有關的組織位移，并且因此產生相移，所述相移可以使用運動編碼梯度(MEG)在MR信號中編碼。(I)Souchon等人，MRM，2008。(2) Plewes D. B.等人，JMRI，1995。(3)McDannold 等人，MedPhys Med. Phys, 35 (8) :3748-58 Q008)。另外，ARFI 也提供了可以允許組織中的治療前與治療后變化的評價的“勁度加權”圖像。由于HIFU也導致組織加熱，因此溫度升高和RFI效應總是在不同程度上關聯(lián)。

發(fā)明內容
本發(fā)明的目標是提供允許精確地定位HIFU焦點，同時避免或至少減小上述常規(guī)方法的缺點的一種方法和一種裝置。根據本發(fā)明由一種方法和一種裝置實現該目標，其中，通過減影來自兩個獨立采集的GRE 2D或3D相位圖像獲得HIFU焦點的精確定位，用正單極MEG脈沖和負單極MEG脈沖順序地編碼聲輻射力(ARF)誘導相移。MEG必須總是沿著HIFU束傳播的主方向定向。為了最佳地利用HIFU焦點的伸長形狀，切片應當正交于HIFU束(在平面分辨率中最佳)并且可以沿著切片選擇方向啟動MEG。此外，由于GRE序列固有地對質子共振頻移(PRFS)效應所產生的溫度升高敏感，因此根據本發(fā)明獲得了 HIFU聚焦期間的同時溫度監(jiān)測。通過使用GRE-EPI和/或并行成像技術和/或部分傅立葉重建增加了表示前述 GRE相位圖像的數據的采集速度，這進一步減小了檢查對象的后續(xù)加熱，原因是當采集磁共振信號時更少的HIFU脈沖被啟動，和/或磁共振重建矩陣尺寸被減小。


圖1示意性地示出了根據本發(fā)明構造和操作的磁共振成像裝置。圖2示意性地示出了根據本發(fā)明的典型磁共振脈沖序列。圖3顯示了根據本發(fā)明采集的圖像集的兩個例子。
具體實施例方式圖1是根據本發(fā)明可操作的磁共振斷層成像裝置的示意圖。該磁共振斷層成像裝置的結構對應于常規(guī)斷層成像裝置的結構，區(qū)別如下所述。基本場磁體1生成時間恒定的、 強磁場以用于諸如對象(例如，待檢查的人體的一部分)的檢查區(qū)域中的核自旋的極化或對齊。磁共振測量所需的基本磁場的高均勻性在待檢查的人體的部分被引入其中的球形測量體積M中被限定。為了滿足均勻性要求，并且尤其為了消除時間不變的影響，鐵磁材料的勻場板附連在合適位置。由勻場電源15驅動的勻場線圈2消除時變影響。由三個子繞組組成的圓柱形梯度線圈系統(tǒng)3被引入基本場磁體1中。每個子繞組由放大器14供應電流以用于沿笛卡爾坐標系的各自方向生成線性梯度場。梯度場系統(tǒng)的第一子繞組生成沿χ方向的梯度(ix，第二繞組生成沿y方向的梯度Gy并且第三繞組生成沿 ζ方向的梯度Gz。每個放大器14具有數模轉換器，所述數模轉換器由用于梯度脈沖的時間正確生成的序列控制器18驅動。射頻天線4位于梯度場系統(tǒng)3內。該天線4將射頻功率放大器30所輸出的射頻脈沖轉換為用于激勵原子核和對齊檢查對象或待檢查對象的區(qū)域的核自旋的交替磁場。在圖1中示意性地指示了天線4。為了根據PPA技術采集磁共振數據，天線4是由多個單獨的接收線圈形成的線圈陣列。天線4可以包括用于將RF信號發(fā)射到對象中的不同線圈。射頻天線4和梯度線圈系統(tǒng)3在由一個或多個射頻脈沖和一個或多個梯度脈沖組成的脈沖序列中操作。射頻天線4將從進動核自旋發(fā)出的交替場(即，核自旋回波信號) 轉換為經由放大器7供應到射頻系統(tǒng)22的射頻接收通道8的電壓。射頻系統(tǒng)22也具有傳輸通道9，在所述傳輸通道中生成用于激勵核磁共振的射頻脈沖。各自射頻脈沖在由系統(tǒng)計算機20規(guī)定的脈沖序列的基礎上在序列控制器18中被數字地表示為復數的序列。作為實部和虛部，該數字序列經由輸入12供應到射頻系統(tǒng)22中的數模轉換器并且從后者供應到傳輸通道9。在傳輸通道9中，脈沖序列被調制到高頻載波信號上，所述高頻載波信號具有對應于測量體積中的核自旋的共振頻率的基頻。接著通過傳輸-接收雙工器6進行從傳輸模式到接收模式的切換。射頻天線4發(fā)射用于激勵測量體積M中的核自旋的射頻脈沖并且采樣合成回波信號。相應采集的核磁共振信號在射頻系統(tǒng)22的接收通道8中被相敏地解調并且經由各自模數轉換器轉換為測得信號的實部和虛部。圖像計算機17從以該方式采集的測得數據中重建圖像。接著通過系統(tǒng)計算機20進行測得數據、圖像數據和控制程序的管理。在控制程序的基礎上，序列控制器18控制預期脈沖序列的生成和k空間的相應采樣。特別地，序列控制器18控制梯度的時間正確切換、帶有預定相位和幅度的射頻脈沖的發(fā)射以及磁共振信號的接收。合成器19 使得用于射頻系統(tǒng)22和序列控制器18的時基(時鐘)可用。通過具有鍵盤以及一個或多個顯像屏的終端21，保證了用于生成磁共振圖像的相應控制程序的選擇以及所生成的磁共振圖像的顯示。圖1中所示的裝置根據本發(fā)明依靠由操作者通過終端22輸入系統(tǒng)計算機20和序列控制器18中的適當脈沖序列(協(xié)議)進行操作。也如圖1中示意性所示，該裝置至少在本發(fā)明的背景下包括高強度聚焦超聲 (HIFU)裝置23，HIFU裝置23由來自序列控制器18的信號操作(啟動)。下面描述這樣的實驗，進行所述實驗以證實根據本發(fā)明的方法和裝置的有效性和可行性。修改FLASH序列以沿切片選擇方向整合正或負MEG(最大幅度=25mT/m，轉換速率 OOOT/m/s)，持續(xù)時間=6ms)。沿著切片選擇方向的梯度的總零動量被補償為零值。HIFU 猝發(fā)由256多元換能器(法國貝桑松市Imasonic)產生。該換能器的自然焦距和孔徑分別為R = 130mm和d = 140mm(f = 974kHz)。MR序列在切片重聚焦梯度結束時生成光觸發(fā)。光-TTL轉換和定時板提供用于HIFU發(fā)生器(法國佩薩克市IGT)的發(fā)聲波窗口。在MEG 之前δ = Ims需要到發(fā)生器的HIFU猝發(fā)并且將它的持續(xù)時間設置為At= δ + τ = 7ms。 聲功率每次被設置為Pa = 196W(由平衡量度預校準)。在3T MR系統(tǒng)(德國西門子公司 TIM Trio)上采集垂直于HIFU束的冠狀圖像。主要成像參數為體素=1X1X5. 0mm, TR/ TE/FA = lOOms/18/35，環(huán)形線圈(Ilcm)。體外(ex vivo)(脫氣火雞肌肉)執(zhí)行兩個實驗 1)全FOV和全k空間(FOVz = FOVx = 128mm,總共1 條采集線，12. 8s/圖像)，以及2) 減相FOV (FOVz = 65% )和75%部分傅立葉(PF)(總共63條采集線，6. 3s/圖像)。圖2是根據本發(fā)明的典型脈沖序列的序列計時圖，所述脈沖序列由射頻激勵脈沖 RF,切片選擇梯度GS，相位編碼梯度GP，讀取梯度GR和高強度聚焦超聲啟動HIFU組成。在該脈沖序列的該實施例中，沿切片選擇梯度GS的切片選擇方向啟動正單極梯度脈沖和負單極梯度脈沖。該切片選擇梯度GS也包含運動編碼梯度GMg。運動編碼梯度Gmg在負單極梯度脈沖之后時間δ產生，并且持續(xù)時間τ (在圖2中水平地指示時間)。擾相梯度(spoiler gradient)也可以被使用，但是未在圖2中顯示。在兩個實驗中物理空間分辨率相同并且減小的FOV仍然在在很大程度上覆蓋圍繞焦點的ARFI對比區(qū)域。通過分別執(zhí)行用(+)和(-)MEG極性生成的相移圖像的半和與半差獲得溫度(PRFS-MRT)和ARFI圖。對于單極矩形梯度，可以0)，(3) /Λ Δ y = Δ Φ/ (Y 'Gmeg* τ)計算由輻射力產生的最大組織位移，其中Υ/2π =42.58ΜΗζ/Τ。梯形MEG(轉換速率=200T/m/s并且上升時間=150 μ s)被近似為矩形MEG。在Matlab中執(zhí)行相位展開、參考相位背景(即，沒有HIFU猝發(fā))的時間減影和在每個像素的溫度升高的計算。圖3顯示了在參考相位背景(即，無HIFU)猝發(fā)的減影之后獲得的用于正MEG極性(圖像a)、負MEG極性(圖像b)、溫差ΔΤ° (°C )(圖像c)和ARFI (圖像d)的第一集合(圖像a，b，c和d)。圖像a，b，c和d用于FOVz = FOVx，重建矩陣尺寸為U8X128。 圖像e，f，g和h具有與圖像a，b，c和d相當的內容，但是FOVz = 65% FOVx，矩陣尺寸為 84X128，并且部分傅立葉重建因數為6/8。在第一實驗(圖3，圖像a，b，c，d)中，在焦點的測得位移為Ay = 10. 23 μ m，而在焦點的測得T°升高為ATmax = 5.78°C。在第二實驗(圖3，圖像e，f，g，h)中，Ay = 10. 71 μ m 并且 Δ Tmax = 3. 07°C。應當注意的是不同于參考數據集(即，無HIFU)的時間減影，可以根據初始由 Rieke 等人用于 MR 測溫法(Rieke V, 2004, Mag Res Med，51，1223-31)并且由 Salomir 等人改進(Proceedings ISMRM, Program number #247 ；于2010年1月在德國提交的未公開德國專利申請DE/200918015)的方法使用用于每個相位圖像的背景相位無參考減影 (reference-less subtraction)。從充分遠離焦點定位的圖像中的像素的子集中計算用于隔離相移空間對比的待減影無參考背景相位。在該實驗中組織中的位移值符合上述的以前公開數據。通過將被采集k空間線的數量從 128 (FOVz，FOVx 全 k 空間)減小到 63 (FOVz = 65% FOVx 并且 PF = 75%),合成 HIFU 發(fā)射的數量，即局部能量沉積，因此ΔΤ_，減小1.88的因數，在噪聲標準偏差(SD)內該因數等于預測因數(1觀/63 = 2. 03)。這也將時間分辨率提高了 2. 03的因數，而不損害空間分辨率和ARFI CNR。ARFI對比和能量沉積之間的平衡取決于MR激勵RF脈沖的數量(等于每個圖像HIFU猝發(fā)的數量，原因是HIFU猝發(fā)由MR序列觸發(fā))。與ARFI同時的熱監(jiān)測是有用的安全工具。迄今為止，使用簡單的PF-GRE-ARFI序列(PF =部分傅立葉)，ARFI可以在數秒內以足夠的CNR(在焦點 11)和低T°升高(+3°C )定位HIFU焦點。然而，例如考慮聚焦的原位優(yōu)化，類似于ARFI的CNR單獨通過PRFS MRT獲得。盡管如此，當前序列測量組織位移，因此測量組織勁度，允許研究治療組織前后的變化。使用更加有效的2D或3D k空間填充策略，例如GRE-EPI核和/或并行成像，可以進一步減小能量沉積(同時在ARFI 中保持相同的CNR)。一個ARFI序列由McDanold等人(3)提出用于MR彈性成像目的并且因此使用光譜相位變化的雙極MEG和自旋回波重聚焦，即，它對T°不敏感。假定慢采集時間，它們的序列可以允許HIFU定位和勁度加權圖像，原因是僅僅提出了減小的FOV采集。而且，該技術與EPI或并行成像技術不兼容，原因是僅僅在一個步驟用ID FFT重建ID數據集。根據本發(fā)明，通過減影來自兩個獨立采集的GRE相位圖像獲得HIFU焦點的精確定位，用正單極MEG脈沖和負單極MEG脈沖順序地編碼ARF誘導相移，并且通過用GRE-EPI、并行成像技術和部分傅立葉重建增加采集速度來提供后續(xù)加熱減小(比MR收集信號更少的 HIFU脈沖和/或MR重建矩陣尺寸)。在本專利中“GRE”縮寫表示任何類型的梯度-回波(也被稱為梯度-召回回波， gradient-recalled echo) 技術，包括-FLASH類型(每個RF激勵一個k空間線讀數)-單次激發(fā)EPI-分段EPI(也被稱為多發(fā)EPI)。此外，該設置覆蓋使用GRE的2D或3D k空間填充。盡管本領域的技術人員可以建議修改和變化，但是發(fā)明人的意圖是在于此許可的專利內包含合理地和適當地屬于它們對本領域的貢獻的范圍內的所有變化和修改。
權利要求
1.一種用于在磁共振引導高強度聚焦超聲(HIFU)中定位HIFU焦點的方法，包括以下步驟用檢查對象位于其中的磁共振數據采集單元，以第一 GRE磁共振脈沖序列采集來自檢查對象的磁共振，從而產生第一圖像數據集，所述第一 GRE磁共振脈沖序列包括正單極梯度脈沖和之后與運動編碼梯度的啟動重疊的用HIFU進行的檢查對象的發(fā)聲波，所述HIFU 導致在檢查對象中產生的磁共振信號的聲輻射力相移和PRFS溫度誘導相移；與以所述第一 GRE序列掃描檢查對象并行地，以第二 GRE磁共振脈沖序列采集來自檢查對象的磁共振，從而產生第二圖像數據集，所述第二 GRE磁共振脈沖序列包括負單極梯度脈沖和之后與所述第二 GRE序列中的運動編碼梯度的啟動重疊的用HIFU進行的所述檢查對象的發(fā)聲波，所述HIFU導致在所述第二 GRE序列中在檢查對象中產生的磁共振信號的聲輻射力誘導相移和PRFS溫度誘導相移；在處理器中，使用傅立葉重建或部分傅立葉重建，從所述第一圖像數據集中重建第一 GRE相位圖像并且從所述第二圖像數據集中重建第二 GRE相位圖像；在所述處理器中，作為所述第一 GRE相位圖像和所述第二 GRE相位圖像之間的差異形成減影圖像；在所述處理器中，從所述減影圖像中識別所述HIFU焦點的位置和/或聲強度和/或形狀；在所述處理器中，形成所述第一 GRE相位圖像和所述第二 GRE相位圖像的平均圖像；以及從所述平均圖像中監(jiān)測在所述HIFU焦點的位置的溫度。
2.如權利要求1所述的方法，包括在所述第一和第二GRE序列的每一個中沿著HIFU 束的傳播主方向啟動所述正單極梯度脈沖、所述第二單極梯度脈沖和所述運動編碼梯度。
3.如權利要求1所述的方法，包括識別所述焦點的位置并且同時使用所述第一和第二 GRE相位圖像測量局部溫度升高。
4.如權利要求1的所述的方法，包括在如下的視場中以所述第一和第二GRE序列采集來自所述檢查對象的磁共振，所述視場被減小從而僅僅包含圍繞所述HIFU焦點的預期位置的局部區(qū)域，這特別包括以多個線圈進行的并行成像的使用或不對稱(例如，矩形)視場的使用。
5.如權利要求1所述的方法，包括以第一和第二GRE序列掃描所述檢查對象并且通過使用無參考背景相位的減影提取每個圖像中的相移的空間對比，從充分遠離所述HIFU 焦點的圖像中的像素的子集中計算所述背景相位。
6.一種用于在磁共振引導高強度聚焦超聲(HIFU)中定位HIFU焦點的裝置，包括磁共振數據采集單元，其適于在其中接收檢查對象；控制單元，其被配置為操作所述數據采集單元以第一 GRE磁共振脈沖序列掃描檢查對象，從而產生第一圖像數據集，所述第一 GRE磁共振脈沖序列包括正單極梯度脈沖和之后與運動編碼梯度的啟動重疊的用HIFU進行的檢查對象的發(fā)聲波，所述HIFU導致在檢查對象中產生的磁共振信號的聲輻射力相移；所述控制單元被配置為操作所述數據采集單元與以所述第一 GRE序列輻射檢查對象并行地以第二 GRE磁共振脈沖序列掃描檢查對象，從而產生第二圖像數據集，所述第二 GRE序列包括負單極梯度脈沖和之后與所述第二 GRE序列中的運動編碼梯度的啟動重疊的用 HIFU進行的所述檢查對象的發(fā)聲波，所述HIFU導致在所述第二 GRE序列中在檢查對象中產生的磁共振信號的聲輻射力誘導相移和PRFS溫度誘導相移；處理器，其被配置為使用傅立葉重建或部分傅立葉重建以從所述第一圖像數據集中重建第一 GRE相位圖像并且從所述第二圖像數據集中重建第二 GRE相位圖像；所述處理器被配置為作為所述第一 GRE相位圖像和所述第二 GRE相位圖像之間的差異形成減影圖像，并且從所述減影圖像中識別所述HIFU焦點的位置和/或聲強度和/或形狀；所述處理器被配置為形成所述第一 GRE相位圖像和所述第二 GRE相位圖像的平均圖像；以及從所述平均圖像中監(jiān)測在所述HIFU焦點的位置的溫度。
7.如權利要求6所述的裝置，其中，所述控制單元被配置為操作所述數據采集單元以在所述第一和第二 GRE序列的每一個中沿著HIFU束的傳播主方向啟動所述正單極梯度脈沖、所述第二單極梯度脈沖和所述運動編碼梯度。
8.如權利要求6所述的裝置，其中，所述處理器被配置為識別所述焦點的所述位置并且同時使用所述第一和第二 GRE相位圖像測量局部溫度升高。
9.如權利要求6所述的裝置，其中，所述控制單元被配置為操作所述數據采集單元在如下的視場中以所述第一和第二 GRE序列掃描所述檢查對象，所述視場被減小從而僅僅包含圍繞所述HIFU焦點的預期位置的局部區(qū)域，這特別包括以多個線圈進行的并行成像的使用或不對稱(例如，矩形)視場的使用。
10.如權利要求6所述的裝置，其中，所述控制單元被配置為操作所述采集單元以第一和第二 GRE序列掃描所述檢查對象并且通過使用無參考背景相位的減影提取每個圖像中的相移的空間對比，從充分遠離所述HIFU焦點的圖像中的像素的子集中計算所述背景相位。
全文摘要
在用于磁共振引導高強度聚焦超聲(HIFU)的方法和裝置中，通過以GRE序列并行地成像檢查對象確定HIFU的焦點的精確位置，所述GRE序列分別包括正單極梯度脈沖和負單極梯度脈沖，其分別編碼在序列期間由HIFU的同時啟動所引起的聲輻射力(ARF)誘導相移。從每個采集序列中重建GRE相位圖像，并且在兩個GRE相位圖像之間形成差異圖像，從所述差異圖像確定HIFU焦點。由兩個GRE相位圖像形成平均圖像，與ARFI圖同時從所述平均圖像中確定PRFS溫度圖。并行成像的使用和用于重建GRE相位圖像的部分傅立葉重建的使用允許足夠快地采集數據，從而最小化持續(xù)時間更長的和重復性的常規(guī)技術帶來的組織加熱的不利影響。
文檔編號A61B5/055GK102247163SQ201110091410
公開日2011年11月23日 申請日期2011年4月12日 優(yōu)先權日2010年4月12日
發(fā)明者拉里斯.薩洛米爾, 讓-諾埃爾.海辛思, 馬加里.維亞隆 申請人:西門子公司