DE69634976T2

DE69634976T2 - Verfahren und gerät zum erhitzen mit ultraschall, gesteuert durch bilderzeugung mit magnetischer resonanz

Info

Publication number: DE69634976T2
Application number: DE69634976T
Authority: DE
Inventors: Jacobus Johannes VAN VAALS; Lennart Hofland
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 1995-12-14
Filing date: 1996-11-27
Publication date: 2006-04-20
Anticipated expiration: 2016-11-28
Also published as: DE69634976D1; EP0811171A1; US5938600A; JP3902233B2; JPH11500948A; WO1997022015A1; JP4188395B2; EP0811171B1; JP2007203033A

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Bestrahlen eines Zielbereichs mit Hilfe von Ultraschall, wobei eine Position des Zielbereichs mit Hilfe eines Magnetresonanzverfahrens ermittelt wird. Die Erfindung betrifft auch eine Einrichtung zum Ausführen eines derartigen Verfahrens.
Ein Verfahren dieser Art ist aus US-A 5.307.812 bekannt. Das bekannte Verfahren wird zum Erwärmen des Zielbereichs eines Objekts, beispielsweise in dem Körper eines Patienten, mit Hilfe von Ultraschall verwendet. Hierzu wird ein MR-Bild erstellt, aus dem ein Bediener die Position des Zielbereichs ableitet. Anschließend wird der Fokusbereich des zu erzeugenden Ultraschalls so eingestellt, dass er im Zielbereich liegt. Nach Aktivierung der Ultraschallquelle wird der Zielbereich durch den erzeugten Ultraschall erwärmt. Um den Erwärmungsprozess zu überwachen, wird anschließend mit Hilfe von Magnetresonanz ein Temperatur-Positionsprofil des Zielbereichs ermittelt. Ein Bediener leitet die Position des Fokusbereichs aus dem Temperatur-Positionsprofil ab. Der Bediener kann anschließend die Position des Fokusbereichs neu einstellen. Eine Anwendung dieses bekannten Verfahrens kann beispielsweise im Bereich der Krebstherapie gefunden werden, bei der ein Tumor in dem Körper des Patienten erwärmt wird, wobei so die Tumorzellen zerstört werden.
Ein Nachteil des bekannten Verfahrens ist, dass, wenn der Zielbereich des Körpers sich bewegt, beispielsweise infolge der Atmung des Patienten, Körpergewebe, das nicht zum Zielbereich gehört, sich in den Fokusbereich bewegt, sodass es von dem Ultraschall unerwünschterweise erwärmt wird.
EP 0 558 029 A2 offenbart ein Verfahren und ein Gerät für eine medizinische Behandlung mit Ultraschallwellen unter Verwendung von Computertomographie. Darin werden die Position des Brennpunktes der Ultraschallwellen, die Temperatur in der Nähe des zu behandelnden Objekts und die Auswirkung der Behandlung durch Verwendung einer Kernmagnetresonanzbildgebungseinrichtung, wie der Computertomographieeinrichtung ermittelt. Im Fall einer Bewegung des Körpers durch den Patienten wird eine erneute Positionierung des Patienten vorgeschlagen.
US 5.131.392 offenbart eine Magnetresonanzbildgebungseinrichtung, in der das Magnetfeld der Einrichtung als Quelle des Magnetfeldes für Wandler verwendet wird, um Schallwellen zu erzeugen. Wenn die Bewegung eines Ziels detektiert wird, werden die unterschiedlichen zurückgelegten Wege der aus jedem der Elemente des Wandlers stammenden Schalldruckwelle in der Aktivierungssequenz kompensiert.
Der Erfindung liegt unter anderem als Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zu verschaffen, das dafür sorgt, dass das Erwärmen durch den Ultraschall in dem sich bewegenden Zielbereich konzentriert wird. Diese Aufgabe wird mit einem wie in Anspruch 1 definierten Verfahren gelöst. Eine entsprechende Einrichtung wird in Anspruch 2 definiert.
Infolge des Erzeugens eines oder mehrerer Ultraschallimpulse während der Zeitdauer, in der der eingestellte Fokusbereich in dem sich bewegenden Zielbereich liegt oder damit übereinstimmt, wird ein Volumen innerhalb des sich bewegenden Zielbereichs erwärmt. Daher wird das außerhalb des Zielbereichs liegende Gewebe nicht oder nur kaum durch den Ultraschall erwärmt und daher nicht beschädigt. Allgemein gesagt liegt die Position des zu wählenden Fokusbereichs in dem Körper eines Patienten, aber kann vorübergehend auch gerade außerhalb des Körpers liegen.
Die Bewegung des Zielbereichs kann durch Ausführen der folgenden Schritte ermittelt werden:

a. Generieren und Empfangen eines MR-Navigationssignals in dem Körper,
b. Ermitteln einer Position des Zielbereichs aus dem empfangenen MR-Navigationssignal.

Die Position eines sich bewegenden Bereichs kann durch Generieren des MR-Navigationssignals im Körper und des Empfangens des Signals ermittelt werden. Dieser sich bewegende Bereich kann im sich bewegenden Zielbereich selbst oder einem anderen Bereich des Körpers liegen, dessen Position eindeutig mit der des sich bewegenden Zielbereichs zusammenhängt. Der Bereich, in dem das MR-Navigationssignal generiert wird, enthält beispielsweise den Zielbereich, der sich in einer ersten Richtung bewegt, und einen benachbarten Bereich des Körpers. Das MR-Navigationssignal hat nur einen Frequenzcode und wird unabhängig von anderen räumlich codierten MR-Signalen generiert. Der Frequenzcode wird während des Empfangs des MR-Navigationssignals mit Hilfe eines magnetischen Gradientenfeldes angewendet, dessen Gradientenrichtung der Richtung entspricht, in der die Bewegungskomponente gemessen wird, vorzugsweise der Bewegungsrichtung des Zielbereichs oder des anderen Bereichs.
Ein eindimensionales MR-Navigationssignal wird beispielsweise in einem zylindrischen Bereich generiert, dessen Längsachse parallel zu einer Bewegungsrichtung verläuft und der den Zielbereich des sich bewegenden Teils enthält. Anschließend wird in der ersten Richtung ein eindimensionales Protonendichteprofile des Bereichs aus dem empfangenen MR-Navigationssignal abgeleitet, beispielsweise mit Hilfe einer eindimensionalen Fouriertransformation. Die Position des Zielbereichs wird mit Hilfe der Verarbeitungseinheit aus dem Protonendichteprofil ermittelt. Ein Unterschied in Bezug auf das in dem genannten US-A 5.307.812 offenbarte Verfahren besteht darin, dass gemäß dem bekannten Verfahren MR-Signale generiert werden, die empfindlich gegen Temperaturschwankungen sind und aus denen ein Temperaturpositionsprofil abgeleitet wird. Ein weiterer Unterschied liegt darin, dass ein Bediener die Position des Fokusbereichs in dem Körper aus dem Temperaturpositionsprofil ermittelt statt sie automatisch zu erhalten.
Das erfindungsgemäße Verfahren kann die folgenden Schritte umfassen, um eine Bewegung des Zielbereichs zu ermitteln:

a. Generieren und Empfangen eines flusskorrigierten MR-Navigationssignals,
b. Generieren und Empfangen eines MR-Navigationssignals, das nicht flussempfindlich ist,
c. Ermitteln einer Geschwindigkeit eines sich bewegenden Bereichs aus dem empfangenen MR-Navigationssignal.

Somit wird die Geschwindigkeit des Zielbereichs oder eines anderen Bereichs des Körpers ermittelt, dessen Geschwindigkeit mit der des Zielbereichs eindeutig zusammenhängt. Die gemessene Geschwindigkeit kann zum Steuern der Ultraschalleinheit auf unterschiedliche Weise verwendet werden. Eine erste Weise besteht darin, dass, wenn sich zeigt, dass die Geschwindigkeit einen Schwellenwert überschreitet, sodass das Erwärmen des Zielbereichs mit dem Ultraschall auf einen Wert über eine gewünschte Temperatur hinaus unsicher wird, dass Erzeugen des Ultraschalls aufgeschoben werden kann, bis die Geschwindigkeit des Zielbereichs unter den Schwellenwert abgefallen ist.
Die Bewegung des Zielbereichs kann durch Rekonstruieren eines MR-Bildes mit Hilfe einer Impulsfolge für schnelle MR-Bildgebung und durch anschließendes Ermit teln einer Position eines sich bewegenden Bereichs aus dem MR-Bild ermittelt werden. Die Bewegung des Zielbereichs kann auch ermittelt werden, indem eine Impulsfolge für schnelle MR-Bildgebung verwendet wird. Der in dem MR-Bild wiedergegebene sich bewegende Bereich kann den Zielbereich selbst oder einen anderen Bereich repräsentieren, dessen Position mit der des Zielbereichs eindeutig zusammenhängt. Auf Basis der so ermittelten Bewegung kann die Erwärmung gesteuert werden. Im Kontext der vorliegenden Patentanmeldung soll unter einer Impulsfolge für schnelle MR-Bildgebung eine Impulsfolge für MR-Bildgebung verstanden werden, die innerhalb einer Zeitdauer, die wesentlich kürzer ist als die Verlagerungsdauer des Zielbereichs in den Sichtbereich des MR-Bildes, ein Bild des sich bewegenden Zielbereichs erzeugt, einschließlich Rekonstruktion. Eine solche Impulsfolge für schnelle Bildgebung ist beispielsweise in einem Gradienten- und Spinechoverfahren (GRASE: Gradient and Spin Echo), einem "Echo Planar Imaging"-Verfahren oder einem Projektionsrekonstruktionsverfahren zu finden, auf das die Rekonstruktion eines MR-Bildes aus den empfangenen MR-Signalen folgt.
Diese und andere Aspekte der Erfindung werden aus den nachfolgend beschriebenen Ausführungsbeispielen deutlich und werden darin erläutert.
Es zeigen:
1 eine Einrichtung, die eine MR-Einrichtung und eine Ultraschalleinrichtung enthält,
2 eine Bildgebungsimpulsfolge,
3 eine Impulsfolge zum Generieren eines MR-Navigationssignals,
4 ein eindimensionales Protonendichteprofil,
5 eine Ultraschallquelle mit einer Steuerungseinheit,
6 zwei Konfigurationen für die Ultraschallwandler,
7 ein MR-Bild, in dem die Position eines Zielbereichs markiert ist und
8 eine Impulsfolge zum Generieren eines flusskompensierten MR-Navigationssignals.
1 veranschaulicht eine MR-Einrichtung 100. Die Einrichtung enthält eine Magnetresonanzeinrichtung und eine Ultraschalleinrichtung. Die MR-Einrichtung enthält ein erstes Magnetsystem 101 zum Erzeugen eines statischen Magnetfeldes, ein zweites Magnetsystem 102, 103, 104 zum Erzeugen temporärer magnetischer Gradientenfelder in drei Orthogonalrichtungen und Stromversorgungseinheiten 115 für das zweite Magnetsystem 102, 103, 104. Die Stromversorgung für das erste Magnetsystem 101 ist nicht dargestellt. Die Einrichtung hat auch einen Untersuchungsraum, der groß genug ist, um einen Teil eines zu untersuchenden oder zu behandelnden Körpers 106 aufzunehmen, der eventuell auf einem Lager 107 angeordnet sein kann. Wie üblich gibt die z-Richtung des in dieser Figur dargestellten Koordinatensystems die Richtung des statischen Magnetfeldes an. Darüber hinaus enthält die MR-Einrichtung eine HF-Senderspule 105, die dazu dient, HF-Felder zu erzeugen, und die mit einer HF-Quelle und einem Modulator 108 verbunden ist. Die HF-Senderspule 105 ist in dem Untersuchungsraum um einen Teil eines Körpers herum oder in dessen Nähe angeordnet. Die MR-Einrichtung enthält eine Empfängerspule 114 zum Empfangen eines Magnetresonanzsignals. Diese Spule kann eine gesonderte Spule sein oder die gleiche Spule wie in der HF-Senderspule 105. Die HF-Sender/Empfängerspule 105 ist über eine Sende/Empfangschaltung 109 mit einem Signalverstärker und mit einer Demodulationseinheit 110 verbunden. Aus den in der Signalverstärker- und Demodulationseinheit 110 empfangenen MR-Signalen werden eine abgetastete Phase und eine abgetastete Amplitude abgeleitet. Anschließend werden die abgetastete Phase und die abgetastete Amplitude einer Rekonstruktionseinheit 111 zugeführt. Die Rekonstruktionseinheit 111 verarbeitet die zugeführte Phase und die zugeführte Amplitude mittels beispielsweise einer zweidimensionalen Fouriertransformation, um ein Bild zu erstellen. Dieses Bild wird mit Hilfe eines Monitors 112 wiedergegeben. Die Magnetresonanzeinrichtung 100 enthält auch eine MR-Steuerungseinheit 113. Die MR-Steuerungseinheit 113 generiert Steuerungssignale für den HF-Sender 108, die Stromversorgungseinheiten 115 und die Rekonstruktionseinheit 111. Es sei bemerkt, dass für die vorliegende Erfindung die Einzelheiten der MR-Einrichtung nicht von wesentlicher Bedeutung sind. Die Erfindung kann auch zusammen mit einer andersartigen MR-Einrichtung als der in 1 gezeigten verwendet werden.
Die erfindungsgemäße Einrichtung enthält auch eine Ultraschalleinrichtung 118 zum Erzeugen von Ultraschall. Die Ultraschalleinrichtung 118 enthält eine Anzahl von Ultraschallwandlern und einer Steuerungseinheit 119. Die zirkularen Ultraschallwandler sind beispielsweise konzentrisch auf dem Träger 107 in der Ebene des Trägers 107 der MR-Einrichtung montiert. Die Ultraschallwandler wandeln ein elektrisches Steuersignal, das von der Steuerungseinheit 119 angeboten wird, in Ultraschall um. Die Steuerungseinheit 119 kann auch einen Positionssignaleingang 120 enthalten (keine Ausführungsform der Erfindung). Wenn die Steuerungseinheit 119 einen Positionssignaleingang 120 enthält, ermittelt die Steuerungseinheit 119 der Ultraschalleinrichtung 118 die Amplitude und die Phase jedes der Steuerungssignale aus dem Wert des Positionssignals 122 auf dem Positionseingang 120. Die Steuersignale steuern die Ultraschallwandler. Daher kann der Fokusbereich sehr schnell, beispielsweise in weniger als 10 ms, auf eine Position entlang einer Linie parallel zur Y-Achse des gezeigten Koordinatensystems, nahezu senkrecht zur Ebene der Ultraschallwandler, eingestellt werden.
Wenn die Steuerungseinheit 119 erfindungsgemäß einen Triggereingang 121 enthält, erzeugt die Steuerungseinheit 119 während einer einstellbaren Zeitdauer eine einstellbare Anzahl von Ultraschallimpulsen, wenn ein Triggersignal 124 am Triggereingang 121 aktiviert wird. Die Anzahl Ultraschallimpulse oder die Dauer der Ultraschallimpulse kann von einem Bediener eingestellt werden.
Die erfindungsgemäße Einrichtung enthält auch eine Fouriertransformationsschaltung 116 zum Ausführen einer 1D-Fouriertransformation und eine Positionsschaltung 117 zum Ermitteln einer Position aus dem Ergebnis der Fouriertransformationsschaltung 116 und zum Generieren eines Positionssignals 122. Die Positionsschaltung 117 kann auch ausgebildet sein, eine Position aus einem rekonstruierten Bild aus der Rekonstruktionseinheit 111 zu ermitteln.
Mit Hinblick auf das Generieren von MR-Signalen, um ein Bild des Zielbereichs in dem Körper zu erhalten, wird vorzugsweise eine bekannte Bildgebungsimpulsfolge verwendet, beispielsweise eine Gradientenecho-Bildgebungsimpulsfolge. Diese Sequenz wird anhand von 2 beschrieben.
2 zeigt ein Beispiel für eine bekannte Bildgebungsimpulsfolge 200, die zum Generieren von MR-Signalen 240, 241 in einem Objekt oder einem Körper verwendet wird, um daraus beispielsweise mit Hilfe einer zweidimensionalen Fourierbildgebungstechnik ein Bild zu rekonstruieren. Die Impulsfolge 200 beginnt mit einem Anregungsimpuls 201, der einen Flipwinkel α hat. Der Flipwinkel α ist beispielsweise 90°. Der Impuls 201 regt eine Schicht des Körpers bei Anlegen eines ersten temporären magnetischen Gradientenfeldes 210, dessen Gradientenrichtung der z-Richtung entspricht, selektiv an. Der Anregungsimpuls 201 generiert ein erstes Magnetresonanzsignal 240. Das erste Magnetresonanzsignal 240 zerfällt schnell auf Grund der Dephasierung der einzelnen Nuklearspins, die durch ein angelegtes zweites temporäres magnetisches Gradientenfeld 230 bewirkt werden, die eine Gradientenrichtung haben, die x-Richtung entspricht. Nach einer Periode t in 1 wird ein drittes temporäres magnetisches Gradientenfeld 231 angelegt, dessen Gradientenrichtung der Richtung des zweiten temporären magnetischen Gradientenfeldes 230 entgegengesetzt ist. Die Dephasierung wird somit in eine Rephasierung umgewandelt, sodass nach einer Periode τ_i ein zweites MR-Signal 241 auftritt. Die Phasencodierung des zweiten MR-Signals 241 wird durch ein viertes temporäres magnetisches Gradientenfeld 220 bestimmt, das eine Gradientenrichtung hat, die der Y-Richtung entspricht. Räumliche Codierung in den MR-Signalen der gesamten Schicht kann erreicht werden, indem die Stärke des im Intervall zwischen den temporären Gradientenfeldern 230, 231 angelegten temporären magnetischen Gradientenfeldes G_y in aufeinander folgenden Impulsfolgen, beispielsweise in 256 Schritten, von einem Minimumwert bis zu einem Maximumwert erhöht wird. Der Dephasierungseffekt der vierten temporären magnetischen Gradientenfeldern 220 wird aufgehoben, indem nach dem Auftreten des zweiten MR-Signals 241 ein fünftes temporäres Magnetfeld 221 angelegt wird, dessen Gradientenrichtung der des zuvor angelegten vierten temporären magnetischen Gradientenfeldes 220 entgegengesetzt ist. Die Frequenzcodierung des zweiten MR Signals 241 wird durch das dritte temporäre magnetische Gradientenfeld 231 realisiert. Nachdem durch wiederholtes Anlegen der Impulsfolge 200 beispielsweise 256 MR-Signale generiert worden sind, wird ein Bild des sich bewegenden Teils aus den empfangenen und abgetasteten MR-Signalen durch Ausführung beispielsweise einer zweidimensionalen Fouriertransformation in der Rekonstruktionseinheit 111 ermittelt. Das Bild wird daraufhin auf dem Monitor 112 wiedergegeben.
In dem Bild wird ein Zielbereich in dem Körper angegeben, damit er mit Hilfe des zu erzeugenden Ultraschalls erwärmt werden kann. Die Position des Zielbereichs wird anschließend der Ultraschalleinrichtung 119 zugeführt. Der Zielbereich ist beispielsweise ein Bereich von karzinomatösem Gewebe mit einem Querschnitt von ungefähr 2 cm in der Leber des Körpers 106 eines Patienten. Der Fokusbereich des Ultraschalls ist beispielsweise ein Zylinder mit einem Durchmesser von 2 mm und einer Länge von 10 mm.
Um das Gewebe des Zielbereichs zu erwärmen, wird der Zielbereich vom Fokusbereich unter Steuerung durch die Ultraschalleinrichtung abgetastet, wobei nur das in dem Fokusbereich vorhandene Gewebe über eine vorgegebene selektierbare Grenztemperatur erwärmt wird. Die Temperatur des erwärmten Flecks kann mit Hilfe von MR gemessen werden. Das beim Erwärmen auftretende Problem ist, dass beispielsweise das Leberkarzinom sich infolge von Atmung bewegt und daher nicht erwärmt wird, während infolge die ser Bewegung anderes, nichtkarzinomatöses Gewebe in den Fokusbereich gelangt, sodass es erwärmt wird. Wenn die Information hinsichtlich der Bewegung des Zielbereichs bestimmt worden ist, kann die Ultraschalleinrichtung direkt durch diese Information gesteuert werden, um zu vermeiden, dass unerwünschte Bereiche erwärmt werden.
Um die Bewegung des Zielbereichs in einem Körper eines Patienten zu ermitteln, werden in einer ersten Ausführungsform der Erfindung MR-Navigationssignale generiert. Beispielsweise wird angenommen, dass der Zielbereich sich in einer ersten Richtung bewegt, parallel zur Y-Achse des Koordinatensystems von 1. Mit der Absicht, MR-Navigationssignale zu generieren, wird beispielsweise ein Bereich, der den Zielbereich und umgebendes Gewebe des Körpers enthält, mit Hilfe von HF-Signalen angeregt. Es ist auch möglich, statt des Zielbereichs einen anderen sich bewegenden Bereich in dem Körper auszuwählen, dessen Position und Geschwindigkeit eindeutig mit denen des Zielbereichs zusammenhängen. Dies kann beispielsweise das Zwerchfell des Körpers 106 eines Patienten sein, dessen Position und Geschwindigkeit nahezu eindeutig mit der Position und Geschwindigkeit der Leber des Patienten zusammenhängen. Der Vorteil hiervon besteht darin, dass das Zwerchfell mit geeignetem Kontrast in einem MR-Bild abgebildet wird, wodurch eine geeignete Positionsmessung möglich wird. Das Generieren der MR-Navigationssignale soll anhand von 3 beschrieben werden.
3 zeigt ein Beispiel für eine Impulsfolge 300 zum Generieren eines MR-Navigationssignals 241. Ein HF-Impuls 301, 302 wird in Kombination mit einem geeignet gewählten sechsten temporären magnetischen Gradientenfeld 310 erzeugt, dessen Gradient in x-Richtung verläuft und einem geeignet gewählten siebten temporären magnetischen Gradientenfeld 330, dessen Gradientenrichtung in z-Richtung verläuft. Der Zylinder wird somit angeregt. Um eine Bewegung in einer willkürlichen Richtung zu bestimmen, kann die Richtung der Hauptachse des Zylinders durch geeignet gewählte temporäre magnetische Gradientenfelder mit Gradientenrichtungen in X-, Y- und Z-Richtung angepasst werden. Der HF-Impuls 301, 302 hat weiterhin einen Realteil 301 und einen Imaginärteil 302 oder mit anderen Worten eine gegebene Amplitude und Phase. Die Ermittlung des Realteils 301 und des Imaginärteils 302 des HF-Impulses und der Stärke und Richtung der temporären magnetischen Gradientenfelder für selektive Anrichtung von 1D- oder 2D-Bereichen wird in dem Artikel „A Linear Class of Large-Tip-Angle Seletive Excitation Pulses" von J. Pauli et al., Journal of Magnetic Resonance, Nr. 82, S. 571–587, 1989, beschrieben. Der genannte Artikel schlägt eine Klasse von selektiven Anregungsimpulsfolgen unter Verwendung von Fourier-Analyse vor, wobei der Anregungsprozess als Abtasten der zugeführten HF-Energie eines k-Raumes betrachtet wird, welcher der gleiche ist, wie der für die Datenerfassung verwendete k-Raum.
Der Anregungs-HF-Impuls 301, 302 generiert ein erstes Magnetresonanzsignal 340. Infolge der Dephasierung der einzelnen Kernspins in einem temporären magnetischen Gradientenfeld 320 zerfällt dieses Signal schnell. Nach einer Periode t wird ein temporäres magnetisches Gradientenfeld 321 angelegt, dessen Gradientenrichtung der Gradientenrichtung des vorhergehenden temporären magnetischen Gradientenfeldes 320 entgegengesetzt ist. Die einzelnen Spins werden dadurch erneut phasiert und nach einer Periode π1 tritt ein zweites MR-Signal auf, nämlich das MR-Navigationssignal 341. Durch Anlegen eines neunten temporären magnetischen Gradientenfeldes 321 während des Empfangs des MR-Navigationssignals 341 wird Frequenzmodulation erhalten. Nach Empfang des MR-Navigationssignals 341 wird dieses in beispielsweise 256 Punkten abgetastet, woraufhin für jeden Punkt eine abgetastete Amplitude und eine abgetastete Phase bestimmt werden.
Um die Bewegung des Zielbereiches zu ermitteln, wird hintereinander die Position aus den aufeinanderfolgend abgetasteten MR-Navigationssignalen ermittelt. Hierzu wird eine 1D-Fouriertransformation ausgeführt. Aus dem Ergebnis der 1D-Fouriertransformation wird ein 1D-Protonendichteprofil des Bereichs erhalten. Die Position des Zielbereichs entlang der Y-Achse kann daraus ermittelt werden, beispielsweise durch Ausführen eines Kantendetektionsalgorithmus. Der Kantendetektionsalgorithmus soll anhand von 4 beschrieben werden.
4 zeigt ein 1D-Protonendichteprofil 400. Der Kantendetektionsalgorithmus besteht beispielsweise aus einem Tiefpassfilter in Reihe mit einem Hochpassfilter. Das Tiefpassfilter entfernt jegliches vorhandene Rauschen und erzeugt ein gefiltertes 1D-Protonendichteprofil 401. Das Hochpassfilter ermittelt aus den Übergängen in dem gefilterten Photonendichteprofil 401 die vorhandenen Kanten 402, 403. Die Kante 402 repräsentiert beispielsweise einen Übergang zwischen der Leber und dem umgebenden Gewebe. Eine Position für den Zielbereich kann aus der Position der Kanten 402 abgeleitet werden.
In der erfindungsgemäßen Einrichtung kann die Bewegung des Zielbereichs kontinuierlich bestimmt werden und damit kann die Bestrahlung des Körpers durch Ultraschall nahezu kontinuierlich gesteuert werden. Die Geschwindigkeit der Ermittlung der Position des Zielbereichs muss dann jedoch genügend hoch sein. Hierzu wird beispielsweise die 1D-Fouriertransformation in einer gesonderten Schaltung 116 für schnelle Fourier transformation ausgeführt und die digitalen Filterungsoperationen und die Ermittlungen der Position des Zielbereichs werden in einer gesonderten Positionsschaltung 117 ausgeführt. Diese Schaltungen können zweckgebundene Digitalschaltungen oder im Handel erhältliche programmierbare Digitalverarbeitungseinheiten sein, die Programme zum Ausführen der 1D-Fouriertransformation der digitalen Filterung und der Ermittlung der Position des Zielbereichs speichern.
Der Ultraschall kann durch kontinuierliches Einstellen des Fokusbereichs im Zielbereich gesteuert werden. Gemäß der Erfindung wird das Steuern des Ultraschalls jedoch durch Ermittlung einer Zeitdauer realisiert, in der der Fokusbereich sich im Zielbereich befindet, wobei ausschließlich während dieser Zeitdauer Ultraschall erzeugt wird.
In einer Einrichtung, in der der Fokusbereich des zu erzeugenden Ultraschalls auf einen Zielbereich entlang einer Linie parallel zur Y-Achse eingestellt wird, wird die gemessene Position des Zielbereichs in ein Positionssignal 122 umgewandelt, das dem Positionssignaleingang 120 der Steuerungseinheit 119 der Ultraschalleinrichtung 118 zugeführt wird. Die Einstellung des Fokusbereichs, die jedoch keine Ausführungsform der Erfindung ist, soll anhand von 5 im Einzelnen beschrieben werden.
5 zeigt die Ultraschalleinrichtung 118, die eine Anzahl von beispielsweise vier zirkularen konzentrischen Ultraschallwandlern 500 enthält. Die Ultraschallwandler sind konzentrisch auf einem Träger 505 montiert. Die Steuerungseinheit 119 stellt nachfolgend den Fokusbereich des zu generierenden Ultraschalls auf die Position entlang der Y-Achse entsprechend dem Wert des Positionssignals 122 ein, das sich an dem Positionssignaleingang 120 befindet. Hierzu generiert die Steuerungseinheit 119 vier Steuersignale 501, 502, 503 und 504 für die Ultraschallwandler 500 und für jeden Ultraschallwandler 500 werden die Phase und Amplitude jedes Steuersignals 501, 502, 503 und 504 auf die Übergangszeit der Ultraschallwelle zwischen dem Ultraschallwandler 500, der mit einem Steuersignal zusammenhängt und der Position S des einzustellenden Fokusbereichs eingestellt, sodass die Interferenz der zusammengesetzten Wellenfront der erzeugten Wellen im einzustellenden Fokusbereich maximal ist. Die Frequenz des verwendeten Ultraschalls hat einen festen Wert zwischen beispielsweise 1 und 1,5 MHz. Die zugeführte Schallleistung beträgt beispielsweise 500 W. Der Fokusbereich des Ultraschalls in dem Gewebe entspricht beispielsweise einem zylindrischen Bereich mit einem Durchmesser von beispielsweise 2 mm und einer Länge von beispielsweise 10 mm. Wenn die Ultraschallwandler 500 auf einer mechanischen Positionierungseinrichtung 506 montiert sind, die beispielsweise in den Trä ger 107 der MR-Einrichtung eingebaut ist, ist eine Einstellung des Fokusbereichs des Ultraschalls auch in der XZ-Ebene möglich. Wenn keine konzentrischen Ultraschallwandler verwendet werden, sondern stattdessen die Ultraschallwandler 500 regelmäßig angeordnet sind, beispielsweise in einer Matrix, parallel zum Träger 107, kann die Position des Fokusbereichs in einem dreidimensionalen Raum über dem Träger eingestellt werden. Verschiedene mögliche Konfigurationen zum Anordnen des Ultraschallwandlers auf dem Träger sollen anhand von 6 beschreiben werden.
6 zeigt eine erste Konfiguration 601 von vier konzentrischen Ultraschallwandlern 500, die in Bezug auf die Mitte 602 konzentrisch in einem Träger 107 angeordnet sind, und eine zweite Konfiguration 601 von vier Ultraschallwandlern 500, die beispielsweise in dem Träger 601 in einem Quadrat 603 angeordnet sind.
Indem das Verfahren genügend schnell ausgeführt wird, d.h. das Generieren von MR-Navigationssignalen, Ermitteln der Position des Zielbereichs aus den MR-Navigationssignalen und Einstellen der Position des Fokusbereichs, kann der Fokusbereich dem Zielbereich aktiv folgen. Somit wird erreicht, dass der Fokusbereich immer im Zielbereich liegt und dass das Erwärmen in dem sich bewegenden Zielbereich konzentriert wird.
Eine andere Möglichkeit besteht in einer im Vergleich zur Impulsdauer des Ultraschalls schnellen Bestimmung der Positionsinformation aus den MR-Navigationssignalen beim Bestrahlen des Zielbereichs und in einer kontinuierlichen Einstellung des Fokusbereichs auf Basis davon. Hierzu werden während eines Ultraschallimpulses, der eine Impulsdauer von beispielsweise 10 Sekunden hat, kontinuierlich MR-Navigationssignale mit Hilfe einer Impulsfolge 300 in einem Bereich generiert, der eindeutig mit dem Zielbereich zusammenhängt. Bei Verwendung der Elektronikschaltungen 116, 117 wird das Positionssteuersignal 122 aus den empfangenen und abgetasteten MR-Navigationssignalen abgeleitet. Anschließend wird die Position des Fokusbereichs auf Basis der neuen Positionsinformation, mit Hilfe des Positionssteuerungssignals 122 und der Ultraschallsteuerungseinrichtung 119 kontinuierlich erneut eingestellt.
Im Gegensatz zu den zuvor erwähnten Verfahren ist die Erfindung dadurch gekennzeichnet, dass einer oder mehrere Ultraschallimpulse ausschließlich erzeugt werden, wenn ein zuvor bestimmter Fokusbereich des Ultraschalls sich im Zielbereich befindet. Dieser Fokusbereich kann in einem Zielbereich in dein Körper eines Patienten eingestellt werden, aber der Fokusbereich kann auch auf eine Position außerhalb des Körpers auf eine solche Weise eingestellt werden, dass der Fokusbereich nur gelegentlich im sich bewegen den Bereich des Körpers liegt. In der vorliegenden Anmeldung wird beispielsweise ein Zielbereich gewählt, der im Bereich der Leber eines Patienten liegt. Infolge beispielsweise von Bewegungen der Leber parallel zur z-Richtung infolge von Atmung bleibt der Fokusbereich des zu erzeugenden Ultraschalls nur für eine kurze Zeitdauer im Zielbereich. Aus Bewegungsinformation, die aus den erzeugten MR-Signalen abgeleitet worden ist, wird eine Zeitdauer ermittelt, in der der Fokusbereich der Ultraschalleinrichtung im Zielbereich liegt. Hierzu werden die MR-Navigationssignale innerhalb beispielsweise eines zylindrischen Bereichs generiert, der den Zielbereich des Körpers enthält, wobei die Längsachse des Zylinders so gewählt ist, dass sie parallel zur Z-Richtung verläuft. Die Ermittlung der Bewegung auf Basis der empfangenen MR-Navigationssignale wird mit Hilfe der Fouriertransformationsschaltung 116 und einer Positionsschaltung 117 ausgeführt. Die Zeitdauer, in der der Fokusbereich im Zielbereich liegt, wird aus dem Positionssignal 122 durch die Triggerschaltung 123 ermittelt. Wenn der Fokusbereich im Zielbereich liegt, aktiviert die Triggerschaltung 123 das Triggersignal 124. Das Triggersignal 124 wird dem Triggereingang 121 der Steuerungseinrichtung 119 der Ultraschalleinrichtung 118 zugeführt. Wenn das Triggersignal 121 aktiv ist, erzeugt die Steuerungseinheit 119 der Ultraschalleinrichtung 118 eine Anzahl von Ultraschallimpulsen, die zuvor festgelegt werden muss. Weil gemäß diesem Verfahren Ultraschall ausschließlich während der Zeitdauer erzeugt wird, in der der Fokusbereich im Zielbereich liegt, ist die Erwärmung im Zielbereich des sich bewegenden Teils konzentriert.
Gemäß einer letzten durch die Erfindung gebotenen Möglichkeit werden MR-Bilder zum Ermitteln der Bewegung des Zielbereichs verwendet. Hierzu werden MR-Signale mit Hilfe einer Impulsfolge für schnelle Bildgebung generiert. Die Rekonstruktionseinheit 111 rekonstruiert aus den empfangenen und abgetasteten Signalen MR-Bilder. Anschließend wird eine Position des sich bewegenden Zielbereichs aus den aufeinander folgenden MR-Bildern ermittelt. Die zum Generieren einer genügenden Anzahl von MR-Signalen und zum Rekonstruieren eines MR-Bildes notwendige Geschwindigkeit ist von der Geschwindigkeit der Bewegung des Zielbereichs abhängig. Ein Beispiel für ein MR-Verfahren, das hierzu verwendet werden kann, ist ein Gradienten- und Spinechoverfahren (GRASE: Gradient and Spin Echo). Das GRASE-Verfahren ist aus US-A 5.270.654 bekannt. Dieses schnelle Verfahren ermöglicht das Erstellen mehrerer MR-Bilder des sich bewegenden Zielbereichs pro Sekunde. Die Richtung der Ebene des Bildes wird entsprechend einer Richtung der Bewegung des Zielbereichs durch Anlegen geeigneter temporärer magnetischer Gradientenfelder gewählt. Unter Verwendung des GRASE-Verfahrens generiert und empfängt die Magnetresonanzeinrichtung MR-Signale. Die Verarbeitungseinheit 111 rekonstruiert aus den empfangenen MR-Signalen MR-Bilder. Aus jedem rekonstruierten MR-Bild kann eine Position des Zielbereichs ermittelt werden, beispielsweise mit Hilfe einer Segmentierungstechnik. Eine solche Segmentierung kann beispielsweise in der Positionsschaltung 117 ausgeführt werden, die geeignete elektronische Schaltungen oder Software für diesen Zweck enthält. Eine Segmentierungstechnik zum Ermitteln der Position des Ziels besteht beispielsweise in Schwellenwertbildung. Nach einer Segmentierung des Zielbereichs leitet die Schaltung 117 wieder ein Positionssignal 122 aus den Unterschieden zwischen den Positionen des Zielbereichs ab.
Allgemein gesagt muss für die Ausführung eine Segmentierungstechnik in dem eindimensionalen Protonendichteprofil oder dein MR-Bild ausreichender Kontrast vorliegen. Solcher Kontrast kann durch Verwendung verschiedener bekannter Magnetresonanz-Kontrastverbesserungstechniken wie unter anderem Magnetisierungstransfer-Kontrast, selektive Sättigung, Inversion und Fettunterdrückung erhöht werden. Eine andere Möglichkeit zur Erhöhung des Kontrasts ist, anstelle des Zielbereichs einen anderen sich bewegenden Bereich auszuwählen, der einen höheren Kontrast in einem MR-Bild bietet, beispielsweise Wählen eines Bereichs in dein Zwerchfell des Körpers des Patienten. Eine andere Möglichkeit ist, dem Patienten ein MR-Kontrastmittel zu verabreichen.
In 7 wird das Ergebnis einer Schwellenwertbildungstechnik in Form einer Kontur des Zielbereichs 700 gezeigt. Aus der Differenz Δp zwischen einer ersten Position 700 des Zielbereichs eines ersten Bildes und einer zweiten Position des Zielbereichs 701 eines folgenden MR-Bildes wird ein Positionssignal 122 abgeleitet. Das Positionssignal 122 wird anschließend zum Steuern des Ultraschalls verwendet. Darüber hinaus ist es für die Ermittlung von Bewegung mit Hilfe eines Magnetresonanzverfahrens auch möglich, die Geschwindigkeit des Zielbereichs oder eines anderen eindeutig mit dem Zielbereich zusammenhängenden Körperbereichs zu messen. Ein erstes Verfahren zur Vermessung der ermittelten Geschwindigkeit für die Steuerung ist beispielsweise die Ermittlung einer Grenzgeschwindigkeit oberhalb der kein Ultraschall erzeugt wird. Eine andere Möglichkeit, die ermittelte Geschwindigkeit für die Steuerung des Ultraschalls zu nutzen, ist beispielsweise, auf Basis einer gegebenen Position und einer gegebenen Geschwindigkeit des Zielbereichs eine Position des Zielbereichs nach einer gegebenen Zeitdauer zu schätzen, beispielsweise nach der Ansprechdauer der Ultraschalleinrichtung auf eine Änderung des Posi tionssignals, und anschließend die Steuerungseinrichtung der Ultraschallquelle mit Hilfe der geschätzten Position zu steuern.
Zur Ermittlung der Geschwindigkeit des Zielbereichs werden beispielsweise im Zielbereich zwei aufeinander folgende MR-Navigationssignale generiert, wobei das erste MR-Signal ein flusskompensiertes MR-Navigationssignal ist, während das zweite MR-Signal ein flussempfindliches MR-Navigationssignal für einen Fluss in einer auszuwählenden Richtung ist. Das Generieren eines flusskompensierten MR-Navigationssignals soll anhand von 8 beschrieben werden.
8 zeigt eine Impulsfolge zum Generieren eines flusskompensierten MR-Navigationssignals 841. Die Impulsfolge 800 zum Generieren eines flusskompensierten MR-Navigationssignals ist die gleiche wie die Impulsfolge 300 zum Generieren eines flussempfindlichen MR-Navigationssignals, wie in 3 gezeigt, außer für das temporäre Magnetfeld 822. Dieses temporäre magnetische Gradientenfeld bietet Flusskompensation des MR-Navigationssignals 841. Die Flussempfindlichkeit der Impulsfolge 300 zum Generieren des MR-Signals 341 liegt in der ausgewählten Gradientenrichtung des temporären magnetischen Gradientenfeldes 320. In diesem Beispiel ist die Flussrichtung, d.h. die Richtung der Bewegung des Zielbereichs, so gewählt, dass sie in Y-Richtung liegt. Wenn s(i, n) ein flusskompensiertes MR-Navigationssignal 841 ist und t(i, n) das flussempfindliche MR-Navigationssignal 341 ist, dann wird die Geschwindigkeit eines Punktes y_n entlang der Y-Achse zu einem Zeitpunkt i gegeben durch: ΔV(i, n) = arg(FT{t(i, n)}) – arg(FT{s(i, n)}),in der FT eine Fouriertransformierte des MR-Navigationssignals s(i, n) oder t(i, n) ist.
Um übermäßigem Aufheizen des Gewebes außerhalb des Zielbereichs durch Wärmeleitung beim Verwenden eines der erfindungsgemäßen Verfahren entgegenzuwirken, kann darüber hinaus die Impulsdauer der Ultraschallimpulse begrenzt werden, beispielsweise auf eine Impulsdauer von ungefähr 0,5 Sekunden. Die Dauer der Intervalle zwischen aufeinander folgenden Ultraschallimpulsen kann auch angepasst werden. Eine geeignete Intervalldauer liegt beispielsweise zwischen 30 und 60 Sekunden.

Claims

Verfahren zum Bestrahlen eines Zielbereichs mit Ultraschall, wobei eine Position des Zielbereichs mit Hilfe eines Magnetresonanzverfahrens ermittelt wird, wobei Bewegung des Zielbereichs mit Hilfe eines geeigneten Magnetresonanzverfahrens ermittelt wird und die Bestrahlung des Zielbereichs mit Ultraschall erfolgt durch a. Einstellen eines Fokusbereichs des zu erzeugenden Ultraschalls auf eine Position, b. Ermitteln, mit Hilfe des MR-Verfahrens, einer Zeitdauer, in der der Fokusbereich auf Grund von Bewegung des Zielbereichs im Zielbereich liegt, und c. Erzeugen zumindest eines Ultraschallimpulses während der ermittelten Zeitdauer.
Einrichtung (100) zum Bestrahlen eines Zielbereichs in einem Körper mit Hilfe von Ultraschall, enthaltend: – eine Ultraschallquelle (118) zum Erzeugen von Ultraschall, – eine MR-Einrichtung zum Generieren von MR-Signalen in dem Körper, Mittel (105, 109) zum Empfangen und Verarbeiten der generierten MR-Signale und eine Steuerungseinheit (110, 111, 116, 117), dadurch gekennzeichnet, dass die Steuerungseinheit auch ausgebildet ist, aus den verarbeiteten MR-Signalen eine Position eines sich bewegenden Zielbereichs in dem Körper zu ermitteln, um die Ultraschallquelle in Reaktion auf die ermittelte Position zu steuern, und ausgebildet ist, in Abhängigkeit von der ermittelten Position ein Triggersignal (124) zu generieren, und dass die Ultraschalleinheit (118, 119) ausgebildet ist, beim Anbieten des Triggersignals (124) innerhalb eines zuvor bestimmten Fokusbereichs Ultraschall zu erzeugen, und dass während einer Zeitdauer, in der der genannte Fokusbereich des Ultraschalls auf Grund von Bewegung des Zielbereichs im Zielbereich liegt, zumindest ein Ultraschallimpuls so erzeugt wird, dass Ultraschall nahezu ausschließlich im Zielbereich konzentriert ist und dass Gewebe außerhalb des Zielbereichs kaum erwärmt wird.