JP6629874B2 - 音響放射力イメージング - Google Patents

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Description

本発明は、磁気共鳴誘導ガイド下での高密度焦点式超音波に関し、特に、磁気共鳴撮像を用いた高密度焦点式超音波による組織変位の決定に関する。
高密度焦点式超音波（high intensity focused ultrasound；ＨＩＦＵ）では、超音波トランスデューサを形成するために、超音波トランスデューサ素子のアレイが使用される。トランスデューサ素子に交流電力を供給することが、トランスデューサ素子に超音波を生成させる。トランスデューサ素子の各々からの超音波が、ビーム経路内の様々な位置で建設的又は相殺的の何れかで足し合わさる。トランスデューサ素子の各々に供給される交流電力の位相を制御することにより、超音波パワーが集束される焦点（フォーカルポイント）又はボリュームを制御し得る。
腫瘍の高密度焦点式超音波（ＨＩＦＵ）治療は、健常組織を損傷することを避けるために、及びシステムの最適な使用を得るために、高度な空間精度を必要とする。現行プラクティスであるように低パワーのテストソニケーションを利用する場合には、不十分な標的設定に起因する健常組織の損傷を避けることは典型的に、大きな静止した腫瘍に関して問題でないが、例えばフィードバックアルゴリズムに不正確な位置的知識が使用される場合に、システムの技術的性能及び／又は臨床的性能が劣ったものとなり得る。これは治療効果の低下につながる。
機械的圧力波が生体内組織に及ぼす放射力を観察するために、磁気共鳴（ＭＲ）音響放射力イメージング（ＭＲ−ＡＲＦＩ）が使用されることがある。これは、例えば、吸収された高密度焦点式超音波によって及ぼされる放射力を推定することを含む。
Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ、第３５巻、２００８年８月、第３７４８−３７５８頁にて刊行されたＭｃＤａｎｎｏｌｄ及びＭａｉｅｒによる学術論文“Magnetic resonance acoustic radiation force imaging”は、磁気共鳴撮像を用いて、集束超音波によって引き起こされた変位を決定する弾性学的方法を開示している。
Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、第６８巻（２０１２）、第９３２−９４６頁にて刊行されたＡｕｂｏｉｒｏｕｘ等による学術論文“ARFI-Prepared MRgHIFU in Liver: Simultaneous Mapping of ARFI-Displacement and Temperature elevation, Using a Fast GRE-EPI Sequence”は、ＭＲ−ＡＲＦＩとプロトン共鳴周波数シフトＭＲ温度測定（サーモメトリ）との組み合わせを開示している。
Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．、第３７巻（２０１０）、第２９３４頁のＹ．Ｈｅｒｔｚｂｅｒｇ等による論文“Ultrasound focusing magnetic resonance acoustic radiation force imaging: Application to ultrasound transcranial therapy”は、グラジエントエコーＭＲ−ＡＲＦＩシーケンスに関する。このシーケンスは、勾配（波形）の極性が反転されるモーションエンコード勾配を有する。
本発明は、独立請求項にて、医療機器、医療機器の作動方法、及びコンピュータプログラムプロダクトを提供する。従属請求項にて実施形態が与えられる。
当業者によって理解されるように、本発明の態様は、装置、方法、又はコンピュータプログラムプロダクトとして具現化され得る。従って、本発明の態様は、全体としてハードウェアの実施形態、全体としてソフトウェアの実施形態（ファームウェア、常駐ソフトウェア、マイクロコードなどを含む）、又はソフトウェア及びハードウェアの態様を組み合わせる実施形態の形態を取ることができ、ここでは概して、これら全てを“回路”、“モジュール”又は“システム”として参照する。また、本発明の態様は、コンピュータ実行可能コードをその上に具現化する１つ以上のコンピュータ読み取り可能媒体にて具現化されるコンピュータプログラムプロダクトの形態を取り得る。
如何なる組み合わせに係る１つ以上のコンピュータ読み取り可能媒体が使用されてもよい。コンピュータ読み取り可能記憶媒体は、コンピュータ読み取り可能信号媒体又はコンピュータ読み取り可能記憶媒体とし得る。‘コンピュータ読み取り可能記憶媒体’は、ここで使用されるとき、コンピューティング装置のプロセッサによって実行可能な命令を格納し得る如何なる有形記憶媒体をも包含するものである。コンピュータ読み取り可能記憶媒体は、コンピュータ読み取り可能非一時的記憶媒体とも呼ばれ得る。コンピュータ読み取り可能記憶媒体はまた、有形コンピュータ読み取り可能媒体とも呼ばれ得る。一部の実施形態において、コンピュータ読み取り可能記憶媒体はまた、コンピューティング装置のプロセッサによってアクセスされることが可能なデータを格納し得る。コンピュータ読み取り可能記憶媒体の例は、以下に限られないが、フロッピーディスク（登録商標）、磁気ハードディスクドライブ、ソリッドステートハードディスク、フラッシュメモリ、ＵＳＢサムドライブ、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、読み出し専用メモリ（ＲＯＭ）、光ディスク、磁気光ディスク、プロセッサのレジスタファイルを含む。光ディスクの例は、例えばＣＤ−ＲＯＭ、ＣＤ−ＲＷ、ＣＤ−Ｒ、ＤＶＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ−ＲＷ、ＤＶＤ−Ｒ、ＢＤ−Ｒ、又はＢＤ−ＲＥディスクといった、コンパクトディスク（ＣＤ）、デジタル多用途ディスク（ＤＶＤ）、及びＢｌｕ−ｒａｙ（登録商標）ディスク（ＢＤ）を含む。コンピュータ読み取り可能記憶媒体なる用語はまた、ネットワーク又は通信リンクを介してコンピュータ装置によってアクセスされることが可能な様々な種類の記録媒体をも意味する。例えば、データは、モデム上、インターネット上、又はローカルエリアネットワーク上で取り出され得る。コンピュータ読み取り可能媒体上に具現化されるコンピュータ実行可能コードは、以下に限られないが、無線、ワイヤ配線、光ファイバケーブル、ＲＦなど、又はこれらの好適な組み合わせを含め、何らかの適切な媒体を用いて伝送され得る。
コンピュータ読み取り可能信号媒体は、コンピュータ実行可能コードを、例えば、ベースバンドにて、あるいは搬送波の部分として、自身の中に具現化した伝播されるデータ信号を含み得る。そのような伝播信号は、以下に限られないが、電磁信号、光信号、又はこれらの好適な組み合わせを含め、多様な形態を取り得る。コンピュータ読み取り可能信号媒体は、命令実行システム、機器又は装置による使用、又はそれとともにの使用のためにプログラムを通信、伝搬あるいは輸送することが可能な、コンピュータ読み取り可能記憶媒体ではないコンピュータ読み取り可能媒体とし得る。
‘コンピュータメモリ’又は‘メモリ’はコンピュータ読み取り可能記憶媒体の一例である。コンピュータメモリは、プロセッサにとって直接的にアクセス可能なメモリである。‘コンピュータストレージ’又は‘ストレージ’はコンピュータ読み取り可能記憶媒体の更なる一例である。コンピュータストレージは不揮発性コンピュータ読み取り可能記憶媒体である。一部の実施形態において、コンピュータストレージはコンピュータメモリであってもよく、その逆もまた然りである。
‘プロセッサ’は、ここで使用されるとき、プログラム又は機械実行可能命令又はコンピュータ実行可能コードを実行することができる電子部品を包含するものである。“プロセッサ”を有するコンピューティング装置への言及は、２つ以上のプロセッサ又は処理コアを含む場合があるものとして解釈されるべきである。プロセッサは例えばマルチコアプロセッサとし得る。プロセッサはまた、単一のコンピュータシステム内の、あるいは複数のコンピュータシステム間で分散された、複数のプロセッサの集合を意味し得る。コンピューティング装置なる用語も、各々が１つ以上のプロセッサを有する複数のコンピューティング装置の集合若しくはネットワークを意味する場合があるとして解釈されるべきである。コンピュータ実行可能コードは、同一のコンピューティング装置内とし得る複数のプロセッサ、又は複数のコンピューティング装置にまたがって分散され得る複数のプロセッサ、によって実行され得る。
コンピュータ実行可能コードは、プロセッサに本発明の態様を実行させる機械実行可能命令又はプログラムを有し得る。本発明の態様に関する処理を実行するためのコンピュータ実行可能コードは、例えばＪａｖａ（登録商標）、Ｓｍａｌｌｔａｌｋ、Ｃ＋＋、又はこれらに類するものなどのオブジェクト指向プログラミング言語、及び例えば“Ｃ”プログラミング言語又は類似のプログラミング言語などのコンベンショナルな手続き型プログラミング言語を含め、１つ以上のプログラム言語の何らかの組み合わせにて記述され、そして、機械実行可能命令へとコンパイルされ得る。一部の例において、コンピュータ実行可能コードは、高水準言語の形態又は予めコンパイルされた形態であって、オンザフライで機械実行可能命令を生成するインタプリタと共に使用されてもよい。
コンピュータ実行可能コードは、スタンドアロンのソフトウェアパッケージとして、全体としてユーザのコンピュータ上で又は部分的にユーザのコンピュータ上で実行されてもよいし、部分的にユーザのコンピュータ上で且つ部分的には遠隔コンピュータ上で、又は全体として遠隔コンピュータ若しくはサーバ上で実行されてもよい。後者のシナリオでは、遠隔コンピュータは、ローカルエリアネットワーク（ＬＡＮ）又はワイドエリアネットワーク（ＷＡＮ）を含め、何らかのタイプのネットワークを介してユーザのコンピュータに接続されることができ、あるいは、（例えば、インターネットサービスプロバイダを使用してインターネットを介して）外部コンピュータに対して接続が為されてもよい。
本発明の態様は、本発明の実施形態に従った方法、装置（システム）及びコンピュータプログラムプロダクトのフローチャート、説明図及び／又はブロック図を参照して記述される。理解されることになるように、フローチャート、説明図及び／又はブロック図の各ブロック又は部分は、適用可能なときに、コンピュータ実行可能コードの形態でコンピュータプログラム命令によって実装されることができる。さらに理解されることには、相互に排他的ではないときには、複数の異なるフローチャート、説明図及び／又はブロック図のブロックが組み合わされてもよい。これらのコンピュータプログラム命令が、汎用コンピュータ、専用コンピュータ、又はその他のプログラム可能データ処理装置のプロセッサに提供されることで、該コンピュータ又はその他のプログラム可能データ処理装置のプロセッサによって実行される命令が、フローチャート及び／又はブロック図の１つ以上のブロックで指定される機能／動作を実施する手段を生み出すようなマシンを作り出し得る。
これらのコンピュータプログラム命令はまた、コンピュータ、その他のプログラム可能データ処理装置、又はその他の装置に特定の方法で機能するように指示することができるコンピュータ読み取り可能媒体に格納されることで、コンピュータ読み取り可能媒体に格納された命令が、フローチャート及び／又はブロック図の１つ以上のブロックで指定される機能／動作を実施する命令を含んだ製造物を作り出すようにし得る。
コンピュータプログラム命令はまた、コンピュータ、その他のプログラム可能データ処理装置又はその他の装置にロードされて、一連の動作ステップが該コンピュータ、その他のプログラム可能装置又はその他の装置上で実行されるようにすることで、該コンピュータ又はその他のプログラム可能装置上で実行される命令が、フローチャート及び／又はブロック図の１つ以上のブロックで指定される機能／動作を実施するプロセスを提供するようなコンピュータ実行プロセスを作り出し得る。
‘ユーザインタフェース’は、ここで使用されるとき、ユーザ又はオペレータがコンピュータ又はコンピュータシステムとインタラクトすることを可能にするインタフェースである。‘ユーザインタフェース’はまた、‘ヒューマンインタフェース装置’とも呼ばれ得る。ユーザインタフェースは、オペレータに情報又はデータを提供し、且つ／或いはオペレータから情報又はデータを受信し得る。ユーザインタフェースは、オペレータからの入力がコンピュータによって受信されることを可能にし得るとともに、コンピュータからの出力をユーザに提供し得る。換言すれば、ユーザインタフェースは、オペレータがコンピュータを制御あるいは操作することを可能にし得るとともに、コンピュータがオペレータの制御又は操作の効果を指し示すことを可能にし得る。ディスプレイ又はグラフィカルユーザインタフェース上でのデータ又は情報の表示は、オペレータに情報を提供することの一例である。キーボード、マウス、トラックボール、タッチパッド、ポインティングスティック、グラフィックタブレット、ジョイスティック、ゲームパッド、ウェブカム、ヘッドセット、ギアスティック、ステアリングホイール、ペダル、配線付きグローブ、ダンスパッド、リモートコントローラ、及び加速度計を介したデータの受信は全て、オペレータからの情報又はデータの受信を可能にするユーザインタフェースコンポーネントの例である。
‘ハードウェアインタフェース’は、ここで使用されるとき、コンピュータシステムのプロセッサが外部のコンピューティング装置及び／又は機器とインタラクトする、且つ／或いはそれらを制御する、ことを可能にするインタフェースを包含するものである。ハードウェアインタフェースは、プロセッサが外部コンピューティング装置及び／又は機器に制御信号又は命令を送信することを可能にし得る。ハードウェアインタフェースはまた、プロセッサが外部コンピューティング装置及び／又は機器とデータを交換することを可能にし得る。ハードウェアインタフェースの例は、以下に限られないが、ユニバーサルシリアルバス、ＩＥＥＥ１３９４ポート、パラレルポート、ＩＥＥＥ１２８４ポート、ＲＳ−２３２ポート、ＩＥＥＥ−４８８ポート、ブルートゥース（登録商標）接続、無線ローカルエリアネットワーク接続、ＴＣＰ／ＩＰ接続、イーサネット（登録商標）接続、制御電圧インタフェース、ＭＩＤＩインタフェース、アナログ入力インタフェース、及びデジタル入力インタフェースを含む。
‘ディスプレイ’又は‘表示装置’は、ここで使用されるとき、画像又はデータを表示するように適応された出力装置又はユーザインタフェースを包含するものである。ディスプレイは、映像データ、音声データ、及び／又は触覚データを出力し得る。ディスプレイの例は、以下に限られないが、コンピュータモニタ、テレビジョンスクリーン、タッチスクリーン、触覚電子ディスプレイ、点字スクリーン、陰極線管（ＣＲＴ）、蓄積管、双安定ディスプレイ、電子ペーパ、ベクトルディスプレイ、フラットパネルディスプレイ、真空蛍光ディスプレイ（ＶＦ）、発光ダイオード（ＬＥＤ）ディスプレイ、電子発光ディスプレイ（ＥＬＤ）、プラズマディスプレイパネル（ＰＤＰ）液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）、有機発光ダイオード（ＯＬＥＤ）ディスプレイ、プロジェクタ、及びヘッドマウントディスプレイを含む。
‘医用画像データ’は、ここでは、医用撮像スキャナを用いて収集された２次元又は３次元のデータとして定義される。医用撮像スキャナは、ここでは、患者の身体構造についての情報を収集し、２次元又は３次元の医用画像データのセットを構築するように適応された装置として定義される。医用画像データは、医師による診断に有用な視覚化を構築するために使用され得る。この視覚化はコンピュータを用いて実行されることができる。
磁気共鳴（ＭＲ）データは、ここでは、磁気共鳴撮像スキャン中に磁気共鳴装置のアンテナによって記録される、原子スピンにより放射される無線周波数信号の測定結果として定義される。磁気共鳴データは、医用画像データの一例である。磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）画像は、ここでは、磁気共鳴撮像データ内に含まれる解剖学的データの、再構成された２次元又は３次元の視覚化として定義される。この視覚化は、コンピュータを用いて実行されることができる。
磁気共鳴データは、磁気共鳴温度測定に使用され得る情報を含んだ、磁気共鳴撮像スキャン中の磁気共鳴装置のアンテナによる、原子スピンによって放射される無線周波数信号の測定結果を有し得る。磁気共鳴温度測定は、温度に敏感なパラメータにおける変化を測定することによって機能する。磁気共鳴温度測定において測定され得るパラメータの例は、プロトン共鳴周波数シフト、拡散係数であり、あるいは、磁気共鳴を用いて温度を測定するために、Ｔ１緩和時間及び／又はＴ２緩和時間における変化が使用され得る。プロトン共鳴周波数シフトが温度依存であるのは、個々のプロトン、水素原子が経験する磁場が周囲の分子構造に依存するからである。温度が水素結合に影響を及ぼすことに起因して、温度の上昇は分子スクリーニングを低減させる。これが、プロトン共鳴周波数の温度依存性につながる。
プロトン密度は、平衡磁化に線形に依存する。故に、プロトン密度強調画像を用いて温度変化を決定することが可能である。
緩和時間Ｔ１、Ｔ２、及びＴ２スター（時々、Ｔ２＊と記述される）も温度依存である。故に、Ｔ１、Ｔ２、及びＴ２スター強調画像の再構成を用いて、熱マップ又は温度マップを構築することができる。
温度はまた、水溶液中の分子のブラウン運動にも影響を及ぼす。故に、例えばパルス化拡散グラジエントスピンエコーなどの、拡散係数を測定することができるパルスシーケンスを用いて温度を測定し得る。
磁気共鳴を用いて温度を測定する最も有用な方法のうちの１つは、水プロトンのプロトン共鳴周波数（ＰＲＦ）シフトを測定することによるものである。プロトンの共鳴周波数は温度依存である。ボクセル内で温度が変化するとき、周波数シフトが、測定される水プロトンの位相を変化させることになる。故に、２つの位相画像間の温度変化を決定することができる。温度を決定するこの方法は、他の方法と比較して相対的に高速であるという利点を有する。
‘超音波窓’は、ここで使用されるとき、超音波の波動又はエネルギーに対して実効的に透明であるウィンドウ（窓）を包含するものである。典型的に、薄い膜（フィルム）又はメンブレンが超音波窓として使用される。超音波窓は例えば、ＢｏＰＥＴ（二軸延伸ポリエチレンテレフタレート）の薄いメンブレンで製造され得る。
一態様において、本発明は、ソニケーション領域を音波処理する高密度焦点式超音波システムを有する医療機器を提供する。医療機器は更に、撮像ゾーンから磁気共鳴データを収集する磁気共鳴撮像システムを有する、磁気共鳴データは、第１の磁気共鳴データと第２の磁気共鳴データとに分割されるように収集されると考えられ得る。ソニケーション領域と撮像ゾーンとは少なくとも部分的に重なり合う。一部の例において、ソニケーション領域は、完全に撮像ゾーンの中にあり得る。他の例では、ソニケーション領域は、その少なくとも一部を撮像ゾーンの外側に有する。用途に応じて、ソニケーション領域は、様々なサイズ及び寸法を有し得る。一部の例において、ソニケーション領域は、高密度焦点式超音波が集束される点をちょうど含む。他の例では、ソニケーション領域は、超音波の近視野又は遠視野でさえ含み得る。医療機器は更に、当該医療機器を制御するプロセッサを有する。
医療機器は更に、機械実行可能命令を格納するメモリを有する。メモリは更に、音響放射力イメージングプロトコルに従って磁気共鳴データを収集するように磁気共鳴撮像システムを制御するパルスシーケンスコマンドを格納する。パルスシーケンスコマンドは、ここで使用されるとき、磁気共鳴データを収集するように磁気共鳴撮像システムを制御することを記述するコマンド、又はそのように磁気共鳴撮像システムを直接制御するのに使用され得るコマンドを有する。典型的に、磁気共鳴撮像用のプロトコルは、いわゆるパルスシーケンスに関して規定される。パルスシーケンスは、磁気共鳴撮像システムの様々なコンポーネントが様々な時点で取るアクションを示すタイミング図である。パルスシーケンスコマンドはまた、例えば、磁気共鳴撮像システムを制御するためのコマンドへと容易に変換され得るパルスシーケンスなどの、タイミング図の概念をも包含し得る。
メモリは更に、第１のソニケーションコマンド及び第２のソニケーションコマンドを格納する。第１のソニケーションコマンド及び第２のソニケーションコマンドはどちらも、音響放射力イメージングプロトコルに従ってソニケーション領域を音波処理するように高密度焦点式超音波システムを制御するのに使用されるコマンドである。すなわち、ソニケーションコマンドは、音響放射力イメージングプロトコルが適用され得るように、モーションエンコード勾配中に高密度焦点式超音波システムにソニケーション領域を音波処理させる。パルスシーケンスコマンドは、複数のパルスシーケンス反復での磁気共鳴データの収集を規定する。パルスシーケンスコマンドは、複数のパルスシーケンス反復の各々について、第１群のモーションエンコード勾配と第２群のモーションエンコード勾配とを規定する。音響放射力イメージングプロトコルにおいて、モーションエンコード勾配は、ソニケーション領域のソニケーションが存在する時と、ソニケーションが存在しない時とに適用される。これら２つの組からのデータが比較され、これを用いて、適用された超音波による動きが決定される。
機械実行可能命令の実行は、プロセッサに、パルスシーケンスコマンドを用いて磁気共鳴撮像システムを制御すること、及び第１のソニケーションコマンドを用いて高密度焦点式超音波システムを制御することによって、第１の磁気共鳴データを収集させる。第１のソニケーションコマンドは、高密度焦点式超音波システムに、第１群のモーションエンコード勾配中にソニケーション領域を音波処理させる。機械実行可能命令の実行は、プロセッサに更に、パルスシーケンスコマンドを用いて磁気共鳴撮像システムを制御すること、及び第２のソニケーションコマンドを用いて高密度焦点式超音波システムを制御することによって、第２の磁気共鳴データを収集させる。
第２のソニケーションコマンドは、高密度焦点式超音波システムに、第２群のモーションエンコード勾配中にソニケーション領域を音波処理させる。コンベンショナルな音響放射力イメージングプロトコルを適用するとき、現行最新技術のプロトコルは、プロトコル内の同一ポイントでソニケーションパルスを使用し、モーションエンコード勾配が変化される。この例においては、第１の磁気共鳴データ及び第２の磁気共鳴データの双方を収集するのに使用されるパルスシーケンスが同じである。磁気共鳴撮像システムを制御するパルスシーケンスを変化させることの代わりに、ソニケーションが、同じパルスシーケンス内の異なるポイントで行われる。
機械実行可能命令の実行は、プロセッサに更に、第１の磁気共鳴データから第１のモーションエンコード画像を再構成させる。機械実行可能命令の実行は、プロセッサに更に、第２の磁気共鳴データから第２のモーションエンコード画像を再構成させる。機械実行可能命令の実行は、プロセッサに更に、第１のモーションエンコード画像と第２のモーションエンコード画像との差から変位マップを構築させる。
この例は、磁気共鳴撮像システムによって実行されるパルスシーケンスがいつも同じであるという利益を有し得る。パルスシーケンスを変化させることは、多様な問題につながり得る。例えば、全ダイナミックにおいてモーションエンコード勾配の極性を切り換えることは、例えば渦電流及び磁気共鳴画像定常状態の破断などから、複数の画像アーチファクトの発生源となり得る。結果として、この例の適用は、より高品質の音響放射力画像をもたらし得る。作成される変位マップは、より少ないアーチファクトのみを有し得る。ここで使用されるとき、ダイナミックは、パルスシーケンス反復の一部を指す。
他の一実施形態において、機械実行可能命令の実行は、プロセッサに、第１及び第２の磁気共鳴データから磁気共鳴画像を構築させる。一部の例において、変位マップ又は温度マップさえもが磁気共鳴画像上に重ね合わされ得る。
他の一実施形態において、パルスシーケンスコマンドは、第１群のモーションエンコード勾配中に第１方向の変位に関するエンコードを行う。パルスシーケンスコマンドは、第２群のモーションエンコード勾配中に第２方向の変位に関するエンコードを行う。第１方向は第２方向に対して反対である。
他の一実施形態において、音響放射力イメージングプロトコルは、グラジエントエコー音響放射力イメージングプロトコルである。
他の一実施形態において、パルスシーケンスコマンドは、第１群のモーションエンコード勾配が第１の極性を有すること、及び第２群のモーションエンコード勾配が第２の極性を有することを規定する。第１の極性と第２の極性とは逆である。
他の一実施形態において、機械実行可能命令の実行は、プロセッサに更に、プロトン共鳴周波数シフト法に従って第１の磁気共鳴データ及び第２の磁気共鳴データを用いて熱マップを計算させる。これを実行することは、正確な熱マップを改良された変位マップと比較し得るので有利であり得る。
他の一実施形態において、音響放射力イメージングプロトコルは、スピンエコー音響放射力イメージングプロトコルである。
他の一実施形態において、パルスシーケンスコマンドは、第１群のモーションエンコード勾配が第１の極性を有すること、及び第２群のモーションエンコード勾配が第１の極性を有することを規定する。極性は、勾配によって生成される磁場の方向を指し、あるいはそれはまた、モーションエンコード勾配に適用される電流を指し得る。換言すれば、これが述べているのは、第１群のモーションエンコード勾配及び第２群のモーションエンコード勾配が、同じ極性で印加される磁場又は電流を有するということである。個々の群各々のモーションエンコード勾配について、モーションエンコード勾配の波形は、各勾配ローブが、これら勾配ローブによって作り上げられる極性パターンを有するモーションエンコード勾配パルスの勾配方向及び波形を有した、多極の勾配ローブの群とし得る。一具体例は、逆の（個々の）勾配方向の２つの勾配ローブからなる双極波形である。多極モーションエンコード勾配のこれらの勾配方向が、全体として、その勾配ローブによって形成されるモーションエンコード勾配の波形の極性を作り上げる。
他の一実施形態において、音響放射力イメージングプロトコルは、静的な単極勾配を用いるスピンエコー音響放射力イメージングプロトコルである。
他の一実施形態において、パルスシーケンスコマンドは、第１群のモーションエンコード勾配が第１部分と第２部分とに分割されることを規定する。パルスシーケンスコマンドは、第２群のモーションエンコード勾配が第３部分と第４部分とに分割されることを規定する。パルスシーケンスコマンドは、第１部分と第２部分とが逆の極性であることを規定する。パルスシーケンスコマンドは、第３部分と第４部分とが逆の極性であることを規定する。パルスシーケンスコマンドは、第１部分と第４部分とが同じ極性であることを規定する。この場合も、モーションエンコード勾配の極性は、生成される場の向きに関して、又はコイルに供給される電流に関して定められ得る。第１部分が第２部分の前に起こることが可能である。同様に、第４部分が第３部分の前に起こることも可能である。
第１群のモーションエンコード勾配及び第２群のモーションエンコード勾配を参照すると、第２群のモーションエンコード勾配が、第１群のモーションエンコード勾配よりも時間的に前に起こることも可能である。勾配を群又は部分として規定することは、特定の順序を意味するものではない。
他の一実施形態において、音響放射力イメージングプロトコルは、静的な双極勾配を用いるスピンエコー音響放射力イメージングプロトコルである。
他の一実施形態において、パルスシーケンスコマンドは、第１部分と第３部分との間にモーションエンコード勾配の所定の休止を規定する。パルスシーケンスコマンドは、第２部分と第４部分との間にモーションエンコード勾配の所定の休止を規定する。この所定の休止は、被検体内で誘起される超音波変位が即座に増加して再び減少することがないので有益であり得る。ビルドアップ時間、及び超音波変位が減衰するのに要する時間が存在する。第１部分と第３部分との間及びまた第２部分と第４部分との間に所定の休止を有することにより、ソニケーションが誤ったモーションエンコード勾配中に起こらないように超音波の減衰が起こることが可能になる。
他の一実施形態において、所定の休止は、１ｍｓと２０ｍｓとの間である。
他の一実施形態において、所定の休止は、２ｍｓと４ｍｓとの間である。
他の一実施形態において、所定の休止は、３ｍｓと５ｍｓとの間である。
他の一実施形態において、所定の休止は、４ｍｓと６ｍｓとの間である。
およそ４ｍｓの所定の休止は、超音波の指数関数的な減衰率は典型的に５ｍｓに近いものであるので有用であり得る。少なくとも１ｍｓの休止が一部のケースで有益であり、これはまた、モーションエンコード勾配が撮像リードアウト勾配に達するポイントまで増大されてもよい。一般的なプラクティスでは、約１ｍｓから２０ｍｓの所定の休止が特に有用であり得る。
他の一実施形態において、パルスシーケンスコマンドは、第１群のモーションエンコード勾配と第２群のモーションエンコード勾配との間に、モーションエンコード勾配の所定の遅延を規定する。所定の遅延は、先述の被検体内での超音波のビルドアップ時間及び指数関数的減衰率のために有用であり得る。所定の遅延を有することは、ソニケーションエネルギーが誤って間違った群のモーションエンコード勾配にエンコードされることの影響を抑制し得る。
上での議論と同様に、この所定の遅延に関しても、１ｍｓと２０ｍｓとの間の所定の遅延が有用であり得る。
他の一実施形態において、所定の遅延止は、１ｍｓと２０ｍｓとの間である。
他の一実施形態において、所定の遅延は、２ｍｓと４ｍｓとの間である。
他の一実施形態において、所定の遅延は、３ｍｓと５ｍｓとの間である。
他の一実施形態において、所定の遅延は、４ｍｓと６ｍｓとの間である。
他の一実施形態において、第１部分が第２部分の前に起こること、及び第２部分が第１部分の前に起こることのうちの何れか一方である。
他の一実施形態において、機械実行可能命令の実行は、プロセッサに、第１の磁気共鳴データ及び第２の磁気共鳴データを順次に収集すること、及び第１の磁気共鳴データ及び第２の磁気共鳴データを、ｋ空間のラインの収集をインターリーブすることによって収集すること、のうちの何れか一方を行わせる。
他の一実施形態において、機械実行可能命令の実行は、プロセッサに更に、ソニケーションパターンを受信させる。機械実行可能命令の実行は、プロセッサに更に、変位マップを用いてソニケーションパターンを変更させる。これは、改良された変位マップを用いて、被検体をいっそう正確に音波処理するようにソニケーションパターンを変更し得るので有益であり得る。一部の例において、機械実行可能命令の実行はまた、ソニケーションプランを変更した後にソニケーションを実行するように、高密度焦点式超音波システムを制御し得る。被検体のソニケーションの実行において、ここに説明されるプロセッサ又は方法の様々なステップが繰り返し使用され得る。例えば、ソニケーション中に、被検体の組織の特性又は弾性特性が変化することがある。故に、ソニケーションが実行されるときにソニケーションパターンを正確に調節するために、変位マップを構築するプロセスを繰り返し経ることが必要であり得る。
他の一態様において、本発明は、医療機器の作動方法を提供する。医療機器は、ソニケーション領域を音波処理する高密度焦点式超音波システムを有する。医療機器は更に、撮像ゾーンから磁気共鳴データを収集する磁気共鳴撮像システムを有する。ソニケーション領域と撮像ゾーンとは少なくとも部分的に重なり合っている。当該方法は、パルスシーケンスコマンドを用いて磁気共鳴撮像システムを制御すること、及び第１のソニケーションコマンドを用いて高密度焦点式超音波システムを制御することによって、第１の磁気共鳴データを収集するステップを有する。
パルスシーケンスコマンドは、音響放射力イメージングプロトコルに従って磁気共鳴データを収集するように磁気共鳴撮像システムを制御する。パルスシーケンスコマンドは、複数のパルスシーケンス反復からの磁気共鳴データの収集を規定する。パルスシーケンスコマンドは、複数のパルスシーケンス反復の各々について、第１群のモーションエンコード勾配と第２群のモーションエンコード勾配とを規定する。第１のソニケーションコマンドは、高密度焦点式超音波システムに、音響放射力イメージングプロトコルに従って第１群のモーションエンコード勾配中にソニケーション領域を音波処理させる。
当該方法は更に、パルスシーケンスコマンドを用いて磁気共鳴撮像システムを制御すること、及び第２のソニケーションコマンドを用いて高密度焦点式超音波システムを制御することによって、第２の磁気共鳴データを収集することを有する。第２のソニケーションコマンドは、高密度焦点式超音波システムに、音響放射力イメージングプロトコルに従って第２群のモーションエンコード勾配中にソニケーション領域を音波処理させる。当該方法は更に、第１の磁気共鳴データから第１のモーションエンコード画像を再構成するステップを有する。当該方法は更に、第２の磁気共鳴データから第２のモーションエンコード画像を再構成するステップを有する。当該方法は更に、第１のモーションエンコード画像と第２のモーションエンコード画像との差から変位マップを構築することを有する。
他の一態様において、本発明は、医療機器を制御するプロセッサによって実行されるコンピュータプログラムを提供する。医療機器は、ソニケーション領域を音波処理する高密度焦点式超音波システムを有する。医療機器は更に、撮像ゾーンから磁気共鳴データを収集する磁気共鳴撮像システムを有する。ソニケーション領域と撮像ゾーンとは少なくとも部分的に重なり合っている。当該コンピュータプログラムの実行は、プロセッサに、パルスシーケンスコマンドを用いて磁気共鳴撮像システムを制御すること、及び第１のソニケーションコマンドを用いて高密度焦点式超音波システムを制御することによって、第１の磁気共鳴データを収集させる。パルスシーケンスコマンドは、磁気共鳴撮像システムに、音響放射力イメージングプロトコルに従って磁気共鳴データを収集させる。パルスシーケンスコマンドは、複数のパルスシーケンス反復での磁気共鳴データの収集を規定する。パルスシーケンスコマンドは、複数のパルスシーケンス反復の各々について、第１群のモーションエンコード勾配と第２群のモーションエンコード勾配とを規定する。
第１のソニケーションコマンドは、高密度焦点式超音波システムに、音響放射力イメージングプロトコルに従って第１群のモーションエンコード勾配中にソニケーション領域を音波処理させる。当該コンピュータプログラムの実行は、プロセッサに更に、パルスシーケンスコマンドを用いて磁気共鳴撮像システムを制御すること、及び第２のソニケーションコマンドを用いて高密度焦点式超音波システムを制御することによって、第２の磁気共鳴データを収集させる。第２のソニケーションコマンドは、高密度焦点式超音波システムに、音響放射力イメージングプロトコルに従って第２群のモーションエンコード勾配中にソニケーション領域を音波処理させる。当該コンピュータプログラムの実行は、プロセッサに更に、第１の磁気共鳴データから第１のモーションエンコード画像を再構成させる。当該コンピュータプログラムの実行は、プロセッサに更に、第２の磁気共鳴データから第２のモーションエンコード画像を再構成させる。当該コンピュータプログラムの実行は、プロセッサに更に、第１のモーションエンコード画像と第２のモーションエンコード画像との差から変位マップを構築させる。
理解されるように、組み合わされる実施形態が相互に排他的でない限り、本発明の上述の実施形態のうちの１つ以上が組み合わされてもよい。
以下、以下の図を含む図面を参照して、単なる例として、本発明の好適実施形態を説明する。
医療機器の一例を示している。 図１の一部の拡大図を示している。 図１の医療機器を動作させる方法を例示するフローチャートを示している。 グラジエントエコー磁気共鳴ＡＲＦＩシーケンスを例示するタイミング図を示している。 スピンエコー磁気共鳴ＡＲＦＩシーケンスを例示する更なる一例のタイミング図を示している。 静的な双極勾配を用いるスピンエコー磁気ＡＲＦＩシーケンスを例示する更なる一例のタイミング図を示している。 ＡＲＦＩ勾配が使用されなかったときに収集された磁気共鳴振幅（マグニチュード）画像を示している。 静的ＡＲＦＩ勾配を用いて収集された磁気共鳴画像を示している。 勾配それ自体がパルスシーケンス内で切り換えられるＡＲＦＩ勾配を用いて収集された磁気共鳴画像を示している。 スライス方向における図９の奇数番ダイナミックと偶数番ダイナミックとの間の振幅差を示している。 スライス方向における図８の奇数番ダイナミックと偶数番ダイナミックとの間の振幅差を示している。 位相方向における図９の奇数番ダイナミックと偶数番ダイナミックとの間の振幅差を示している。 位相方向における図８の奇数番ダイナミックと偶数番ダイナミックとの間の振幅差を示している。 周波数方向における図９の奇数番ダイナミックと偶数番ダイナミックとの間の振幅差を示している。 周波数方向における図８の奇数番ダイナミックと偶数番ダイナミックとの間の振幅差を示している。 スライス方向における図９の奇数番ダイナミックと偶数番ダイナミックとの間の位相差を示している。 スライス方向における図８の奇数番ダイナミックと偶数番ダイナミックとの間の位相差を示している。 位相方向における図９の奇数番ダイナミックと偶数番ダイナミックとの間の位相差を示している。 位相方向における図８の奇数番ダイナミックと偶数番ダイナミックとの間の位相差を示している。 周波数方向における図９の奇数番ダイナミックと偶数番ダイナミックとの間の位相差を示している。 周波数方向における図８の奇数番ダイナミックと偶数番ダイナミックとの間の振幅差を示している。 交番する及び静的なＡＲＦＩ勾配を用いるＡＲＦＩの有／無の画像間の差の標準偏差を示している。 交番する又は静的なＡＲＦＩ勾配を用いての偶数番ダイナミックと奇数番ダイナミックとの間の差の平均を示している。 変位マップ及び温度マップのプロットを示している。 交番する勾配及び静的な勾配の双方について、中心のターゲットボクセルの最大変位を時間の関数として示している。 交番する勾配及び静的な勾配の双方について、中心のターゲットボクセルの最高温度を時間の関数として示している。
これらの図において似通った参照符号を付された要素は、等価の要素であるか、同じ機能を実行するかの何れかである。先に説明した要素は、機能が等価である場合、後の図においては必ずしも説明しない。
図１及び２は、本発明の一実施形態に従った医療機器１００を示している。図２は、図１の一部の拡大図を示している。医療機器１００は、磁気共鳴撮像システム１０２を有している。磁気共鳴撮像システムは磁石１０４を有する。磁石１０４は、その中心を貫くボア１０６を備えた円筒型の超伝導磁石である。磁石は、超伝導コイルを備えた液体ヘリウム冷却されるクライオスタット（低温保持装置）を有する。永久磁石又は常伝導磁石を使用することも可能である。複数の異なる種類の磁石を使用することも可能であり、例えば、分割円筒磁石と所謂オープンマグネットとの双方を使用することも可能である。分割円筒磁石は、磁石のアイソプレーンへのアクセスを可能にするようにクライオスタットが２つの部分に分割されていることを除いて、標準的な円筒磁石と同様であり、このような磁石は、例えば、荷電粒子ビーム治療とともに使用され得る。オープンマグネットは、被検体を受け入れるのに十分な大きさの空間を間に有するように互いに上下に配置される２つの磁石部分を有する。これら２つの部分の構成は、ヘルムホルツコイルの構成と同様である。オープンマグネットは、被検体の閉じ込め度合いが低いので好まれている。円筒磁石のクライオスタットの内部に、一群の超伝導コイルが存在する。円筒磁石のボア１０６内に、磁気共鳴撮像を行うのに十分なように磁場が強く且つ均一にされる撮像ゾーン１０８がある。
磁石のボア１０６内にはまた、磁気共鳴データの収集に使用される一組の磁場グラジエントコイル１１０が存在している。磁場グラジエントコイル１１０は、磁石１０４の撮像ゾーン１０８内の磁気スピンを空間エンコードする。磁場グラジエントコイルは磁場グラジエントコイル電源１１２に接続されている。磁場グラジエントコイル１１０は代表的なものを意図している。典型的に、磁場グラジエントコイルは、３つの直交する空間方向での空間エンコーディングのために、３つの別々のコイルセットを含む。磁場グラジエントコイル電源１１２は、磁場グラジエントコイル１１０に電流を供給する。磁場コイルに供給される電流は、時間の関数として制御され、傾斜（ランプ）又はパルス化され得る。
撮像ゾーン１０８に隣接して、撮像ゾーン１０８内の磁気スピンの向きを操作するため、及びまた、撮像ゾーン内のスピンからの無線送信を受信するための無線周波数コイル１１４がある。無線周波数コイルは複数のコイル素子を含み得る。無線周波数コイルはまた、チャンネル若しくはアンテナとも呼ばれ得る。無線周波数コイル１１４は無線周波数トランシーバ１１６に接続されている。無線周波数コイル１１４及び無線周波数トランシーバ１１６は、別々の送信コイルと受信コイル、及び別々の送信器と受信器で置き換えられてもよい。理解されるように、無線周波数コイル１１４及び無線周波数トランシーバ１１６は代表的なものである。無線周波数コイル１１４は、専用送信アンテナ及び専用受信アンテナをも表すことが意図される。同様に、トランシーバ１１６はまた、別々の送信器及び受信器をも表し得る。
被検体１１８が、被検体サポート（支持体）１２０上に横になり且つ撮像ゾーン１０８の中に部分的に置かれているとして示されている。医療機器１００はまた、高密度焦点式超音波システム１２２を有している。高密度焦点式超音波システムは、流体で充たされたチャンバ１２４を有している。流体充填チャンバ１２４内に超音波トランスデューサ１２６がある。この図には示されていないが、超音波トランスデューサ１２６は、超音波の個々のビームを各々が生成することができる複数の超音波トランスデューサ素子を有し得る。これは、超音波トランスデューサ素子の各々に供給される交流電流の位相及び／又は振幅を制御することによって、ソニケーションポイント（音波処理点）１３８の位置を電子的に操舵（ステアリング）するために使用され得る。ポイント１３８は、医療機器１００の調節可能な焦点を表す。
超音波トランスデューサ１２６は、超音波トランスデューサ１２６が機械的に位置変更されることを可能にする機構１２８に接続される。機構１２８は、機構１２８を作動させるように適応された機械的なアクチュエータ１３０に接続される。機械的アクチュエータ１３０はまた、超音波トランスデューサ１２６に電力を供給するための電源を表す。一部の実施形態において、この電源は、個々の超音波トランスデューサ素子への電力の位相及び／又は振幅を制御し得る。一部の実施形態において、機械的アクチュエータ／電源１３０は、磁石１０４のボア１０６の外部に置かれる。
超音波トランスデューサ１２６は、経路１３２を辿るものとして示されている超音波を生成する。超音波１３２は、流体充填チャンバ１２４を通過し、次いで、超音波窓１３４を通過する。この実施形態では、超音波は、次いで、ゲルパッド１３６を通過する。ゲルパッド１３６は、必ずしも全ての実施形態で存在するものではないが、この実施形態では、被検体サポート１２０に、ゲルパッド１３６を受け入れるための凹部が存在している。ゲルパッド１３６は、トランスデューサ１２６と被検体１１８との間で超音波パワーを結合するのを助ける。ゲルパッド１３６を通過した後、超音波１３２は、被検体１１８の中を通って、ソニケーションポイント１３８又はターゲットゾーンに集束される。ビーム軸を矢印１４０が指し示している。ターゲットゾーンに超音波が適用されるとき、被検体は、矢印１４０の方向に力を受けることになる。ソニケーション領域１３９がボックス１３９によって指し示されている。ソニケーション領域１３９は、ターゲットゾーン１３８及びビーム軸１４０の一部を包囲しているとして示されている。
ソニケーションポイント１３８は、ターゲットボリューム全体を処置するために、超音波トランスデューサ１２６を機械的に位置付けることと、ソニケーションポイント１３８の位置を電子的に操舵することとの組み合わせによって移動され得る。
高密度焦点式超音波システム１２２の、磁場グラジエントコイル電源１１２、トランシーバ１１６、及び機械的アクチュエータ／電源１３０は、コンピュータ１４２のハードウェアインタフェース１４４に接続されているとして示されている。コンピュータ１４２は更に、プロセッサ１４６、ユーザインタフェース１４８、コンピュータストレージ１５０、及びコンピュータメモリ１５２を有している。ハードウェアインタフェース１４４は、医療機器１００が機能することを制御するためにプロセッサ１４６がコマンド及びデータを送信及び受信することを可能にする。プロセッサ１４６は更に、ユーザインタフェース１４８、コンピュータストレージ１５０、及びコンピュータメモリ１５２に接続される。
コンピュータストレージ１５０は、パルスシーケンスコマンド２６０を格納しているとして示されている。コンピュータストレージ１５０はまた、第１のソニケーションコマンド２６２を格納しているとして示されている。パルスシーケンスコマンド２６０は、磁気共鳴データを収集するように磁気共鳴撮像システム１０２を制御するために、医療機器１００によって使用され得る。コンピュータストレージ１５０は更に、第２のソニケーションコマンド２６４を格納しているとして示されている。コンピュータストレージ１５０は更に、パルスシーケンスコマンド２６０によって制御された磁気共鳴撮像システム１０２を用いてどちらも収集された第１の磁気共鳴データ２６６及び第２の磁気共鳴データ２６８を格納しているとして示されている。第１の磁気共鳴データ２６６の収集においては、パルスシーケンスコマンド２６０とともに第１のソニケーションコマンド２６２が使用されている。第２の磁気共鳴データ２６８を収集することには、パルスシーケンスコマンド２６０とともに第２のソニケーションコマンド２６４が使用されている。
コンピュータストレージ１５０は更に、第１の磁気共鳴データ２６６から再構成された第１のモーションエンコード画像２７０を格納しているとして示されている。コンピュータストレージ１５０は更に、第２の磁気共鳴データ２６８から再構成された第２のモーションエンコード画像２７２を格納しているとして示されている。コンピュータストレージ１５０は更に、第１のモーションエンコード画像２７０を第２のモーションエンコード画像から減算することによって構築された変位マップ２７４を格納しているとして示されている。コンピュータストレージ１５０は更に、第１の磁気共鳴データ２６６及び／又は第２の磁気共鳴データ２６８から再構成されたオプションの温度マップ２７６を格納しているとして示されている。コンピュータストレージ１５０は更に、ソニケーションパターン２７８を格納しているとして示されている。ソニケーションパターン２７８を形成するように、ソニケーションポイント１３８が機械的又は電子的の何れかにて多様な異なるソニケーション位置へと移動され得る。
コンピュータメモリ１５２は、制御モジュール２８０を格納しているとして示されている。制御モジュール２８０は、プロセッサ１４６が医療機器１００の動作及び機能を制御することを可能にするコードを含んでいる。例えば、制御モジュール２８０は、プロセッサ１４６がパルスシーケンスコマンド２６０及び／又は第１のソニケーションコマンド２６２若しくは第２のソニケーションコマンド２６４を使用することを可能にするコードを含み得る。コンピュータメモリ１５２は更に、第１のモーションエンコード画像２７０、第２のモーションエンコード画像２７２、及び変位マップ２７４を構築するために使用され得る放射力画像再構成モジュール２８２を格納しているとして示されている。コンピュータメモリ１５２はオプションで更に、第１の磁気共鳴データ２６６及び／又は第２の磁気共鳴データ２６８からの温度マップ２７６の構築を可能にする磁気共鳴サーモメトリ再構成モジュール２８４を格納し得る。コンピュータメモリ１５２は更に、オプションのソニケーションパターン変更モジュール２８６を格納しているとして示されている。ソニケーションパターン変更モジュール２８６は、変位マップ２７４及び／又はオプションで温度マップ２７６を考慮に入れて、ソニケーションパターン２７８を変更し得る。
図３は、図１及び２の医療機器１００を制御する方法の一例を例示するフローチャートを示している。先ず、ステップ３００にて、第１の磁気共鳴データ２６６を収集するために、パルスシーケンスコマンド２６０を用いて磁気共鳴撮像システム１０２が制御される。同時に、プロセッサ１４６が、第１のソニケーションコマンド２６２を用いて高密度焦点式超音波システム１２２を制御する。第１のソニケーションコマンドは、第１群のモーションエンコード勾配中に高密度焦点式超音波システムにソニケーション領域を音波処理させる。次に、ステップ３０２にて、パルスシーケンスコマンド２６０を用いて、第２の磁気共鳴データ２６８を収集するように磁気共鳴撮像システム１０２が制御される。同時に、高密度焦点式超音波システム１２２が、第２のソニケーションコマンド２６４を用いて制御される。第２のソニケーションコマンド２６４は、第２群のモーションエンコード勾配中に高密度焦点式超音波システム１２２にソニケーション領域１３９を音波処理させる。ステップ３０４にて、第１の磁気共鳴データ２６６から第１のモーションエンコード画像２７０が再構成される。ステップ３０６にて、第２の磁気共鳴データ２６８から第２のモーションエンコード画像２７２が再構成される。最後に、ステップ３０８にて、第１のモーションエンコード画像２７０と第２のモーションエンコード画像２７２との差から、変位マップ２７４が構築される。
図４は、グラジエントエコー磁気共鳴ＡＲＦＩシーケンスを例示するタイミング図４００を示している。線４０２は、超音波が適用されるときを示している。線４０４は、生成される電流又は磁場の向きとし得る勾配極性を示している。線４１６は、グラジエントエコーのためにＲＦパルスが生成されるときを示している。線４１８は、特定の勾配のモーションエンコード方向を示している。モーションエンコード勾配４０４が、第１群４０６と第２群４０８とに分割される。超音波変位は、立ち上がり４１０及び立ち下がり４１２を有する。この方法が実行されることを可能にするのに十分に超音波変位が増大又は減衰する時間を有するようにするため、第１群４０６と第２群４０８との間に所定の遅延４０８が存在する。見て取れるように、第１の磁気共鳴データ２６６を収集する第１のパルスシーケンス反復と、第２の磁気共鳴データ２６８を収集する第２のパルスシーケンス反復とが存在する。この例では、見て取れるように、２つの異なるパルスシーケンス反復の間に、パルスシーケンスの他の部分に対して異なる一時的時間でソニケーションが実行される。
図５は、更なる一例のタイミング図を示している。この例では、タイミング図は、スピンエコー磁気共鳴ＡＲＦＩシーケンスをどのように行うかを示している。この例では、静的な単極の勾配が存在しているが、図４に示したように、超音波トリガーが移動される。この例では、勾配極性は常に同じであるが、図４に示したタイミング図でそうであるようにモーションエンコード方向が反転する。
図６は、静的な双極の勾配を有するスピンエコー磁気ＡＲＦＩシーケンスを示す更なる一例のタイミング図６００を示している。この例では、この勾配群４０６が更に、第１部分６０２と第２部分６０４とに分割されている。第２の勾配群４０８が、第３部分６０６と第４部分６０８とに分割されている。従って、各パルスシーケンス反復におけるソニケーションが２回実行される。第１群４０６と第２群４０８との間になおも所定の休止４０９が存在するが、第１部分６０２と第４部分６０８との間に所定の休止６１０が更に存在している。
図４、５、及び６では、モーションエンコード勾配のみが表されており、ＭＲ画像の空間エンコーディングに関するその他の勾配は図示されていない。
高密度焦点式超音波（ＨＩＦＵ）治療を改善するために、ＭＲ音響放射力イメージング（ＭＲ−ＡＲＦＩ）が、焦点の精密検出及び組織誘起収差の補正を提供する。ＭＲ−ＡＲＦＩは、位相信号変化を生み出す超音波パルスとＭＲモーションエンコード勾配との同期に基づく。超音波パルスによって誘起された位相信号変化を分離するために、ダイナミックごとに勾配の極性を切り換えることによって負及び正の位相変化が収集される。ＭＲ−ＡＲＦＩ品質を改善するために提案される代わりのソリューションは、各ダイナミックにおける超音波パルスのトリガー遅延を変化させることからなる。各ダイナミックにおいて、例えば第１群及び第２群のモーションエンコード勾配によって表されるように、異なるトリガー遅延でソニケーションが適用される。ソニケーションは、例えば、超音波パルスの形態でそれぞれのダイナミックにおいて適用され、そのダイナミックにおけるモーションエンコード勾配に対する超音波パルスのタイミングが異なるようにされる。第１のモーションエンコードとの超音波パルスのタイミングは、第２のモーションエンコード勾配との超音波パルスのタイミングとは異なる。斯くして、異なるダイナミックにおいて、超音波パルスは、等しい極性のモーションエンコード勾配パルスの異なる極性各々の勾配ローブと一致する。
ＭＲガイド下での高密度焦点式超音波（ＭＲ−ＨＩＦＵ）の使用は、幾つかの臨床応用で日常的に使用されている。しかし、それらの処置は、ビームの焦点をぼかすとともに加熱の位置をずらす組織不均質によって大きく影響される。ＭＲ音響放射力イメージング（ＭＲ−ＡＲＦＩ）は、局所的な音響強度に比例する超音波パルスによって誘起されるマイクロメトリック変位の定量化を可能にする。音響強度分布の知識は、組織不均質によって誘起される収差を測定することを可能にし、それ故に、ターゲット位置における加熱効率を最適化することを可能にする。
ＭＲ−ＡＲＦＩは、ＭＲモーションエンコード勾配と同期される超音波パルスによって誘起される組織変位の定量化を当てにする。ＭＲ−ＡＲＦＩによって測定される位相シフトφは、勾配振幅Ｇ（ｔ）に変位ｘ（ｔ）を乗算したものの積分：
φ＝∫Ｇ（ｔ）ｘ（ｔ）ｄｔ
から処理され得る。
印加される経時的な勾配振幅及び測定される局所位相変化の知識は、適用されるモーションエンコード勾配中の平均変位分布の処理を可能にする。しかしながら、測定される位相変化はまた、モーションエンコード勾配によって生成されるアーチファクト、及び超音波パルスによって誘起される温度変動によっても誘起され得る。グラジエントエコーシーケンスでは、偶数番及び奇数番のダイナミック間で逆の位相変化φ＋及びφ−を誘起するために、モーションエンコード勾配の極性が体系的に、ダイナミックごとに反転される。超音波パルスは、オプションで、測定される平均変位を増大させるために、モーションエンコード勾配の少し前に開始することができる。同じ理由から、各ダイナミックの正と負の勾配の間に時間遅延を挿入することもできる。
Ｂ０磁場の不均一性及びドリフトによる空間的な位相変動を抑圧するために、２つの連続したダイナミックの位相差（φ＋−φ−）／２から変位マップが取得される。さらに、参考文献に記載されるように、２つの連続したダイナミックの平均（φ＋＋φ−）／２から、同時に熱マップを処理することができる。偶数番及び奇数番のダイナミック間で勾配極性を切り換える同じ技法はまた、単極勾配又は双極勾配の何れかを含むスピンエコーシーケンスとともに使用される。
ダイナミックごとにモーションエンコード勾配の極性を切り換えることは、例えば渦電流及びＭＲ画像定常状態の破断などの画像アーチファクトを増やす発生源である。これらのアーチファクトはダイナミックごとに変化するので、組織変位として誤解され得る。モーションエンコード勾配を切り換えることによって誘起されるアーチファクトは、通常、超音波パルスの印加に先立って測定される見掛け上の変位の減算によって抑圧される。第１のダイナミックを用いて、（φ０＋−φ０−）／２に基づくこの基準変位マップが作成される。この参考技術は、測定される変位マップに追加のノイズ（４０％に至るＳＮＲ損失）を導入するとともに、変位マップを患者のバルクモーションに対して非常に敏感なものにし、その場合、基準変位マップは最新の変位マップと整合しない。
モーションエンコード勾配の極性の切り換えは、位相画像だけでなく振幅（マグニチュード）画像にも影響する。典型的に解剖学的構造のレジストレーション目的で使用されるこの振幅画像は、故に、ダイナミックごとに変化する不所望のコントラストで汚染される。解剖学的バックグラウンド画像上のこのアーチファクトのうちの小さい部分を除去するために、時間平均を取ることを使用し得るが、その場合、患者の動きのモニタリングが大きく遅れて不鮮明になる。
ダイナミックごとにモーションエンコード勾配の極性を切り換える代わりに、提案する方法は、ダイナミックごとに超音波パルスのトリガー遅延を変化させることからなる。ＭＲ−ＡＲＦＩシーケンス（グラジエントエコー又はスピンエコー）が体系的に、正及び負のモーションエンコード勾配の２つの対称的な系列（単極又は双極の勾配の繰り返し）で構成される。一方の系列（シリーズ）の勾配は、変位を測定する位相変化を誘起するために超音波パルスと同期され、他方の系列の勾配は、ゼロの運動量を保証するように先行系列の勾配を巻き戻すために使用される。モーションエンコード勾配のゼロ運動量を維持することは、ｋ空間における完成画像の望ましくないシフトを回避するために必要である。
全てのダイナミックに対して同じモーションエンコード勾配を体系的に使用することによってＭＲ画像を一定に維持することを提案する。この場合、偶数番及び奇数番のダイナミックに対して、それぞれ、モーションエンコード勾配の正又は負の部分の間に超音波パルスを印加するために、偶数番及び奇数番のダイナミックで異なるようにトリガー遅延を設定することができる。この方法はまた、偶数番及び奇数番のダイナミックの間で逆の位相変化φ＋及びφ−の定量化を提供し、それにより、交番されるモーションエンコード勾配に関係するアーチファクトを有することなく温度及び変位の同時定量化を可能にする。
この方法を例示するために、図４は、全てのダイナミックについて同じモーションエンコード勾配を維持しながら、偶数番ダイナミックについては正の第２勾配に揃えられ、奇数番ダイナミックについては負の第１勾配に揃えられた超音波パルスの一例を提示している。
この方法は、ＭＲ画像エンコーディングにおいて定常状態を維持するという主たる利点を提供するが、欠点として、第１のモーションエンコード勾配の間に音波パルスが印加されるときに、幾らかの変位が第２のモーションエンコード勾配において残る。
ＭＲ画像に対する定常状態の重要性を示すために、超音波パルスを印加せずに、交互の勾配及び図４（静的勾配を有する）で記述されるシーケンスを収集した。勾配継続時間を４ｍｓに設定し、強度を３０．２ｍＴ／ｓ、ランプアップを０．１５５ｍｓ、そして、双方の勾配間の時間を２ｍｓとした。比較の目的として、如何なるＡＲＦＩモーションエンコード勾配なしでもデータを収集した。その他のアクイジション（収集）パラメータは、２０ｍｓのエコー時間を有する標準的な熱マップシーケンスに相当する。
ここで使用されるとき、静的な勾配は、双方のダイナミックに対して同じパルスシーケンスを使用することを指す。この場合、パルスシーケンスは同じであるが、超音波が変化される。交番される又は交番する勾配を参照するとき、それは、各ダイナミックにおける超音波パルスは同じままであるが、磁気共鳴撮像システムを制御するパルスシーケンスにおいて勾配が反転されるものである現行技術を指す。
図７は、ＡＲＦＩ勾配が使用されなかったときに収集された磁気共鳴振幅（マグニチュード）画像を示している。
図８は、ここに記載される静的ＡＲＦＩ勾配を用いて収集された磁気共鳴画像を示している。
図９は、勾配それ自体がパルスシーケンス内で切り換えられる現行最新技術のＡＲＦＩ勾配を用いて収集された、現行最新技術の磁気共鳴画像を示している。図８及び９と比較することによって分かることには、はるかに多くのアーチファクトが画像内に存在している。これは、代わりに超音波のタイミングを変えて、同じパルスシーケンスコマンドを使用することが有益であることを示している。
図７、８及び９は、品質補助ファントムを使用して収集された振幅画像を示している。ＭＲ−ＡＲＦＩ勾配なしでは、この円筒形のファントムの内側の振幅信号はかなり均一である（図７）。しかし、交番するＡＲＦＩ勾配の使用は、この信号均一性に劇的に影響を及ぼす（図９）。静的なＡＲＦＩ勾配の使用は、交番するＡＲＦＩ勾配によって誘起される画像ゆがみの大部分を解決する（図８）。
図１０−１５は、画像９及び８の交番勾配又は静的勾配を用いて、ＡＲＦＩ勾配あり及びなしでの振幅差を示している。図１０、１２及び１４は、図９に対応する。図１１、１３及び１５は、図８に対応する。図１０、１２及び１４は、パルスシーケンス内で勾配が第１のダイナミック１００４と第２のダイナミック１００６との間で切り換えられるという、いわゆる交番勾配についてのものである。図１１、１３及び１５においては、勾配は全く変化されずに、代わりにソニケーションの位置が変化されている。これらの図の各々上で、第１のダイナミック１００４及び第２のダイナミック１００６のデータがラベル付けられている。ｘ軸は位置１０００である。ｙ軸は相対的な振幅変化１００２である。図１０及び１１は、モーションエンコード勾配がスライスエンコード方向に揃えられた場合を示している。図１２及び１３は、モーションエンコード勾配が位相エンコード方向に揃えられた場合を示している。図１４及び１５は、モーションエンコード勾配が周波数エンコード方向に揃えられた場合を示している。これらの図から、いわゆる静的勾配の使用が、画像内にいっそう少ないアーチファクトのみを生じさせることが分かる。
図１０−１５は、図７、８及び９の縦軸に対応する位相画像エンコード方向に沿った振幅分布について、交番ＡＲＦＩ勾配によって誘起されるアーチファクトの更に詳細な評価を提供している。この分析のため、交番する又は静的なＡＲＦＩ勾配のそれぞれを使用し、そして、スライス、位相又は周波数画像エンコード方向のそれぞれと揃えたモーションエンコード勾配を用いて、５０ダイナミックを収集した。偶数番及び奇数番のスライスを別々に、各々２５ダイナミックにわたって平均して、白色測定ノイズの大部分を除去した。振幅のこの空間強度プロファイルを、ＡＲＦＩ勾配なしで収集された振幅信号に対して正規化した。結果として、ほぼ、ＡＲＦＩ勾配の使用によって誘起された信号強度変化のみが表されている。図１０−１５が示すことには、交番ＡＲＦＩ勾配によってくみ出される強度変化は、モーションエンコード勾配がスライス及び位相の画像エンコード方向と揃えられるときに最大で２０％に達し得るが、静的勾配では、それは遥かに低いままである。振幅信号は、交番するＡＲＦＩ勾配を使用するとき、偶数番及び奇数番のダイナミック間で非常に異なる（周波数及び位相の画像エンコード方向では、ほぼ逆の空間変化である）。期待通り、静的なＡＲＦＩ勾配は、偶数番及び奇数番のダイナミック間で有意な信号差を示していない。何故なら、それらはどちらも同じようにして収集されているからである。
図１６−２１は、図１６−２１では画像８と９との間で位相差が比較されていることを除いて、図１０−１５と同様である。図１７、１９及び２１は図８に対応し、図１６、１８及び２０は図９に対応する。図１７、１９及び２１には、いわゆる静的勾配についての位相変化が表示され、図１６、１８及び２０には、交番勾配についての位相変化が示されている。各図において、ｘ位置１０００及び度の単位での位相変化１６００が示されている。各プロットに第１のダイナミック１００４及び第２のダイナミック１００６が示されている。図１６は、交番勾配について、スライス方向に対する変化を示している。図１７は、静的勾配について、モーションエンコード勾配がスライス方向に沿って揃えられた場合を示している。図１８は、交番勾配について、モーションエンコード勾配が位相方向に沿って揃えられた場合を示している。図１９は、静的勾配について、モーションエンコード勾配が位相方向に沿って揃えられた場合を示している。図２０は、交番勾配について、モーションエンコード勾配が周波数方向に沿って揃えられた場合を示しており、そして、図２１は、静的勾配について、モーションエンコード勾配が周波数方向に沿って揃えられた場合を示している。
位相画像についての同様の比較が図１６−２１に提示されており、ここでは、偶数番及び奇数番のダイナミックについての平均位相画像が、ＡＲＦＩ勾配なしで収集された基準平均位相に対して減算されている。各アクイジション間で生じる異なるシミング及びＢ０ドリフトのため、全てのダイナミックにわたって平均された各位相画像に対して、更なる多項式関数をフィッティングして減算している。振幅画像について行った観察と同様に、交番するＡＲＦＩ勾配は、位相分布の強い変化を誘起する。この位相変動は、偶数番ダイナミックと奇数番ダイナミックとで大きく異なる。
図２２は、交番ＡＲＦＩ勾配２２００及び静的ＡＲＦＩ勾配２２０２を用いるＡＲＦＩの有／無の画像間の差の標準偏差を示している。
ＡＲＦＩ勾配によって誘起されるアーチファクトの振幅のより定量的な評価のために、図２２は、モーションエンコード勾配を各方向に沿わせて、交番又は静止ＡＲＦＩ勾配を用いて収集された画像についての正規化された振幅及び位相変化の標準偏差を示している。静的な勾配を用いると、振幅画像上でアーチファクトが係数４．２４±１．１５だけ低減され、位相画像上で係数１．９９±１．４６だけ低減されている。
図２３は、交番勾配２２００及び静的勾配２２０２を用いての偶数番ダイナミックと奇数番ダイナミックとの間の差の平均を示している。
偶数番ダイナミックと奇数番ダイナミックとの間の差の絶対値の平均が図２３に提示されている。静的なＡＲＦＩ勾配の使用は、偶数番及び奇数番のダイナミック間の変化を、振幅画像上で係数７．６６±３．９８だけ低減させ、位相画像上で係数２４．３６±１３．１だけ低減させている。実際には、静的なＡＲＦＩ勾配を用いる２つの連続したダイナミック間では白色ノイズ以外の違いを観察することは期待されないため、この結果は主に、例えば使用するダイナミックの個数などの実験セッティングに依存する。
静的な勾配の使用は、交番する勾配で観察される振幅及び位相画像上で観られるアーチファクトの殆どを除去する。さらに、静的な勾配は、偶数番及び奇数番のダイナミック間での、バックグラウンドの振幅及び位相画像の完全なる一致を確実にする。この画像の不変性は、基準変位マップが必要ないため、ＡＲＦＩ画像を処理することを容易にするとともに、変位マッピングの堅牢性及び精度を向上させる。基準マップの使用は多くの臨床応用を制限し、例えば、このことは、十分に確立されたＰＲＦ熱マッピング法が腹部器官に関してなおも機能しておらず、研究者が代替ソリューションをなおも探していることの理由である。
図２４は、変位マップ２４００及び温度マップ２４０２のプロットを示している。変位マップ２４００が１つの行にあり、温度マップ２４０２が別の１つの行にある。第１の列２４０４は、交番する勾配の使用に関する変位マップ２４００及び温度マップ２４０２を示している。ラベル２４０６を付された中央の列は、基準変位を用いる交番勾配が使用されるときの変位マップ２４００及び温度マップ２４０２を示している。右の列２４０８は、静的な勾配が使用されるときの変位マップ２４００及び温度マップ２４０２を示している。全ての図において、１００ワットのＡＣ電力を印加した。見て取れるように、右端の列２４０８では、より少ないアーチファクトのみが存在している。静的な勾配の使用は、変位マップの品質を向上させるだけでなく、温度マッピングの品質も向上させる。
図２４は、１００Ｗａｃを用いた、交番される勾配（左）、基準変位を用いる交番される勾配（中心）、及び静的な勾配（右）での、変位マップ及び熱マップを示している。
図２４は、交番される勾配、基準変位マップを用いる交番される勾配、及び静的な勾配を用いて、４ｍｓの１００Ｗａｃ超音波パルスで、このファントムにて得られた変位マップ及び熱マップを提示している。熱マップは、これらの３つの方法で類似している。しかしながら、変位マップ上で、交番される勾配によってリップルアーチファクトが生み出されている。これらのリップルアーチファクトの大部分は、基準変位マップの使用によって除去されることができるが、この基準によって４１％の追加ノイズが導入されるという犠牲を伴っている（このファントム例では存在しないバルクモーションに対する感度には言及しない）。静的な勾配は、良好なＳＮＲを有するとともに、焦点の周りでいっそう小さい振幅及び負の変位を有する変位マップを提供する。この差は、第１の勾配中の超音波パルスの印加が、逆符号を有する第２の勾配の前２ｍｓで完全には減衰しないことによる。組織変位は共有波効果によって経時的に広がるので、第２の勾配中に差し引かれる変位分布は、第１の勾配中に生み出されるものよりも大きい。
図２５は、最大変位２５００を時間２５０２の関数として示している。これは、交番する勾配２２００及び静的な勾配２２０２について示されている。
図２６は、最高温度２６００を時間２５０２の関数として示している。これも、交番する勾配２２００及び静的な勾配２２０２について示されている。
図２５は、中心ターゲットボクセルにおける変位及び温度の時間変動を示している。第２の勾配中の変位減衰の残余に部分的に起因して、また、中心ボクセルの位置におけるリップルアーチファクトに起因して、変位及び温度が静的な勾配の使用で過小評価されることを除いて、どちらも同様である。
静的な勾配と交番される勾配との間の温度及び変位の差の振幅は、経時的な組織変位の知識から定量化されることができる。組織変位は、文献において、生体内筋肉組織について収束時定数τｒｉｓｅ＝３．２ｍｓ及びτｄｅｃａｙ＝５．５ｍｓによって特徴付けられる指数関数的な上昇（ｒｉｓｅ）及び指数関数的な減衰（ｄｅｃａｙ）として記述されている。これまでに試験したシーケンスの場合、それは、２０％の変位及び０．６℃の温度減衰の理論的過小評価をもたらし、それは、図２５及び２６で観察される値と同様である。
組織特性が分かると、先述した熱オフセットを補償するようにトリガー遅延の位置を微調整することができる。
超音波パルスを、奇数番ダイナミック上で第２のモーションエンコード勾配と重なるのと同じ量だけ、偶数番ダイナミックで第１のモーションエンコード勾配ローブと重なるようにすることができる。
しかしながら、温度及びまた変位（焦点の周りの負の変位を含む）の過小評価を最小化するのに最も効率的な方法は、単に第１及び第２のモーションエンコード勾配間の時間を増加させることである。
偶数番及び奇数番のダイナミックに対して異なる超音波トリガー遅延として、全てのダイナミックに同じモーションエンコード勾配を使用することは、単極勾配（図５）及び双極勾配（図６）を用いるスピンエコーシーケンスにも適用されることができる。スピンエコー単極モーションエンコード勾配の使用は、静的なＡＲＦＩ勾配での変位及び温度の過小評価を完全に回避する１８０°ＲＦパルスの存在により、第１及び第２の勾配間の時間が長いという利点を提供する。
本発明の使用は、バックグラウンド画像の振幅の均一性及び不変性を見ることによって、すぐさま検出され得る。本発明を用いないと、ＭＲ−ＡＲＦＩのバックグラウンド振幅が、偶数番及び奇数番のダイナミックで異なるパターンを持つアーチファクトで汚染され、ダイナミックごとにちらつくことになる。本発明の使用はまた、基準変位マップが使用されないこと、又は測定される変位のＳＮＲが既知のシーケンスで期待されるものよりも高いことが記載されている場合に、刊行物においても検出され得る。この方法が、生体信号ゲーティングを用いることなく、移動する器官の撮像に体系的に使用されることが期待される。
図面及び以上の記載にて本発明を詳細に図示して説明したが、これらの図示及び説明は、限定的なものではなく、例示的あるいは典型的なものと見なされるべきであり、本発明は開示した実施形態に限定されるものではない。
図面、明細書及び特許請求の範囲の学習から、請求項に記載の発明を実施しようとする当業者によって、開示した実施形態へのその他の変形が理解・達成され得る。請求項において、用語“有する”はその他の要素又はステップを排除するものではなく、不定冠詞“ａ”若しくは“ａｎ”は複数であることを排除するものではない。単一のプロセッサ又はその他のユニットが、請求項に記載された複数のアイテムの機能を果たしてもよい。特定の複数の手段が相互に異なる従属請求項に記載されているという単なる事実は、それらの手段の組合せが有利に使用され得ない、ということを指し示すものではない。コンピュータプログラムは、他のハードウェアとともに供給されるか、あるいは他のハードウェアの部分として供給されるかする例えば光記憶媒体又は半導体媒体などの好適な媒体上で格納／配信され得るが、例えばインターネット又はその他の有線若しくは無線の遠隔通信システムを介してなど、その他の形態で配信されてもよい。請求項中の参照符号は、範囲を限定するものとして解されるべきでない。
１００ 医療機器
１０２ 磁気共鳴撮像システム
１０４ 磁石
１０６ 磁石のボア
１０８ 撮像ゾーン
１１０ 磁場グラジエントコイル
１１２ 磁場グラジエントコイル電源
１１４ 無線周波数コイル
１１６ トランシーバ
１１８ 被検体
１２０ 被検体サポート
１２２ 高密度焦点式超音波システム
１２４ 流体充填チャンバ
１２６ 超音波トランスデューサ
１２８ 機構
１３０ 機械的アクチュエータ／電源
１３２ 超音波の経路
１３４ 超音波窓
１３６ ゲルパッド
１３８ ソニケーションポイント又はターゲットゾーン
１３９ ソニケーション領域
１４０ ビーム軸
１４２ コンピュータシステム
１４４ ハードウェアインタフェース
１４６ プロセッサ
１４８ ユーザインタフェース
１５０ コンピュータストレージ
１５２ コンピュータメモリ
２６０ パルスシーケンスコマンド
２６２ 第１のソニケーションコマンド
２６４ 第２のソニケーションコマンド
２６６ 第１の磁気共鳴データ
２６８ 第２の磁気共鳴データ
２７０ 第１のモーションエンコード画像
２７２ 第２のモーションエンコード画像
２７４ 変位マップ
２７６ 温度マップ
２７８ ソニケーションパターン
２８０ 制御モジュール
２８２ 放射力画像再構成モジュール
２８４ 磁気共鳴サーモメトリ再構成モジュール
２８６ ソニケーションパターン変更モジュール
３００ パルスシーケンスコマンドを用いて磁気共鳴撮像システムを制御すること、及び第１のソニケーションコマンドを用いて高密度焦点式超音波システムを制御することによって、第１の磁気共鳴データを収集
３０２ パルスシーケンスコマンドを用いて磁気共鳴撮像システムを制御すること、及び第２のソニケーションコマンドを用いて高密度焦点式超音波システムを制御することによって、第２の磁気共鳴データを収集
３０４ 第１の磁気共鳴データから第１のモーションエンコード画像を再構成
３０６ 第２の磁気共鳴データから第２のモーションエンコード画像を再構成
３０８ 第１のモーションエンコード画像と第２のモーションエンコード画像との差から変位マップを構築
４００ タイミング図
４０２ 超音波
４０４ 勾配極性
４０６ 第１群
４０８ 第２群
４０９ 所定の遅延
４１０ ソニケーションレベルの立ち上がり
４１２ ソニケーションレベルの立ち下がり
４１４ ソニケーション期間
４１６ 無線周波数パルス
４１８ モーションエンコード方向
５００ タイミング図
６００ タイミング図
６０２ 第１部分
６０４ 第２部分
６０６ 第３部分
６０８ 第４部分
６１０ 所定の休止
１０００ 位置
１００２ 相対振幅変化（パーセント変化）
１００４ 第１のダイナミック（奇数番ダイナミック）
１００６ 第２のダイナミック（偶数番ダイナミック）
１６００ 位相変化（度）
２２００ 交番する勾配
２２０２ 静的な勾配
２４００ 変位
２４０２ 温度
２４０４ 交番される勾配
２４０６ 基準変位を用いる交番される勾配
２４０８ 静的な勾配
２５００ 変位
２５０２ 時間
２６００ 温度

Claims (13)

  1. 医療機器であって、
    ソニケーション領域を音波処理する高密度焦点式超音波システムと、
    撮像ゾーンから磁気共鳴データを収集する磁気共鳴撮像システムであり、前記ソニケーション領域と前記撮像ゾーンとが少なくとも部分的に重なり合う、磁気共鳴撮像システムと、
    当該医療機器を制御するプロセッサと、
    機械実行可能命令を格納するメモリであり、当該メモリは更に、音響放射力イメージングプロトコルに従って磁気共鳴データを収集するように前記磁気共鳴撮像システムを制御するパルスシーケンスコマンドを格納しており、当該メモリは更に、前記音響放射力イメージングプロトコルに従って前記ソニケーション領域を音波処理するように前記高密度焦点式超音波システムを制御する第１のソニケーションコマンドを格納しており、当該メモリは更に、前記音響放射力イメージングプロトコルに従って前記ソニケーション領域を音波処理するように前記高密度焦点式超音波システムを制御する第２のソニケーションコマンドを格納しており、前記パルスシーケンスコマンドは、複数のパルスシーケンス反復での前記磁気共鳴データの収集を規定し、前記パルスシーケンスコマンドは、前記複数のパルスシーケンス反復の各々について、第１群のモーションエンコード勾配と第２群のモーションエンコード勾配とを規定し、前記第１群及び第２群のモーションエンコード勾配は同じ極性で適用される、メモリと
    を有し、
    前記機械実行可能命令の実行は、前記プロセッサに、
    前記パルスシーケンスコマンドを用いて前記磁気共鳴撮像システムを制御すること、及び前記第１のソニケーションコマンドを用いて前記高密度焦点式超音波システムを制御することによって、第１の磁気共鳴データを収集させ、前記第１のソニケーションコマンドは、前記高密度焦点式超音波システムに、前記第１群のモーションエンコード勾配中に前記ソニケーション領域を音波処理させ、
    前記パルスシーケンスコマンドを用いて前記磁気共鳴撮像システムを制御すること、及び前記第２のソニケーションコマンドを用いて前記高密度焦点式超音波システムを制御することによって、第２の磁気共鳴データを収集させ、前記第２のソニケーションコマンドは、前記高密度焦点式超音波システムに、前記第２群のモーションエンコード勾配中に前記ソニケーション領域を音波処理させ、
    前記第１のソニケーションコマンドと前記第２のソニケーションコマンドとに対して異なるトリガー遅延を適用させ、
    前記第１の磁気共鳴データから第１のモーションエンコード画像を再構成させ、
    前記第２の磁気共鳴データから第２のモーションエンコード画像を再構成させ、且つ
    前記第１のモーションエンコード画像と前記第２のモーションエンコード画像との差から変位マップを構築させる、
    医療機器。
  2. 前記パルスシーケンスコマンドは、前記第１群のモーションエンコード勾配中に第１方向の変位に関するエンコードを行い、前記パルスシーケンスコマンドは、前記第２群のモーションエンコード勾配中に第２方向の変位に関するエンコードを行い、前記第１方向は前記第２方向に対して反対である、請求項１に記載の医療機器。
  3. 前記音響放射力イメージングプロトコルは、グラジエントエコー音響放射力イメージングプロトコルである、請求項１又は２に記載の医療機器。
  4. 前記機械実行可能命令の実行は、前記プロセッサに更に、プロトン共鳴周波数シフト法に従って前記第１の磁気共鳴データ及び前記第２の磁気共鳴データを用いて熱マップを計算させる、請求項３に記載の医療機器。
  5. 前記音響放射力イメージングプロトコルは、スピンエコー音響放射力イメージングプロトコルである、請求項１又は２に記載の医療機器。
  6. 前記パルスシーケンスコマンドは、前記第１群のモーションエンコード勾配が第１部分と第２部分とに分割されることを規定し、
    前記パルスシーケンスコマンドは、前記第２群のモーションエンコード勾配が第３部分と第４部分とに分割されることを規定し、
    前記パルスシーケンスコマンドは、前記第１部分と前記第２部分とが逆の極性であることを規定し、
    前記パルスシーケンスコマンドは、前記第３部分と前記第４部分とが逆の極性であることを規定し、且つ
    前記パルスシーケンスコマンドは、前記第１部分と前記第４部分とが同じ極性であることを規定する、
    請求項１に記載の医療機器。
  7. 前記パルスシーケンスコマンドは、前記第１部分と前記第３部分との間に前記モーションエンコード勾配の所定の休止を規定し、前記パルスシーケンスコマンドは、前記第２部分と前記第４部分との間に前記モーションエンコード勾配の前記所定の休止を規定する、請求項６に記載の医療機器。
  8. 前記パルスシーケンスコマンドは、前記第１群のモーションエンコード勾配と前記第２群のモーションエンコード勾配との間に、前記モーションエンコード勾配の所定の遅延を規定する、請求項１乃至７の何れか一項に記載の医療機器。
  9. 前記所定の遅延は、１ｍｓと２０ｍｓとの間、２ｍｓと４ｍｓとの間、３ｍｓと５ｍｓとの間、及び４ｍｓと６ｍｓとの間、のうちの何れか１つである、請求項８に記載の医療機器。
  10. 前記機械実行可能命令の実行は、前記プロセッサに、
    前記第１の磁気共鳴データ及び前記第２の磁気共鳴データを順次に収集すること、及び
    前記第１の磁気共鳴データ及び前記第２の磁気共鳴データを、ｋ空間のラインの収集をインターリーブすることによって収集すること、
    のうちの何れか一方を行わせる、請求項１乃至９の何れか一項に記載の医療機器。
  11. 前記機械実行可能命令の実行は、前記プロセッサに更に、
    ソニケーションパターンを受信させ、且つ
    前記変位マップを用いて前記ソニケーションパターンを変更させる、
    請求項１に記載の医療機器。
  12. 医療機器の作動方法であって、前記医療機器は、ソニケーション領域を音波処理する高密度焦点式超音波システムを有し、前記医療機器は更に、撮像ゾーンから磁気共鳴データを収集する磁気共鳴撮像システムを有し、前記ソニケーション領域と前記撮像ゾーンとは少なくとも部分的に重なり合っており、当該方法は、
    パルスシーケンスコマンドを用いて前記磁気共鳴撮像システムを制御すること、及び第１のソニケーションコマンドを用いて前記高密度焦点式超音波システムを制御することによって、第１の磁気共鳴データを収集するステップであり、前記パルスシーケンスコマンドは、音響放射力イメージングプロトコルに従って磁気共鳴データを収集するように前記磁気共鳴撮像システムを制御し、前記パルスシーケンスコマンドは、複数のパルスシーケンス反復での前記磁気共鳴データの収集を規定し、前記パルスシーケンスコマンドは、前記複数のパルスシーケンス反復の各々について、第１群のモーションエンコード勾配と第２群のモーションエンコード勾配とを規定し、前記第１群及び第２群のモーションエンコード勾配は同じ極性で適用され、前記第１のソニケーションコマンドは、前記高密度焦点式超音波システムに、前記音響放射力イメージングプロトコルに従って前記第１群のモーションエンコード勾配中に前記ソニケーション領域を音波処理させる、ステップと、
    前記パルスシーケンスコマンドを用いて前記磁気共鳴撮像システムを制御すること、及び第２のソニケーションコマンドを用いて前記高密度焦点式超音波システムを制御することによって、第２の磁気共鳴データを収集するステップであり、前記第２のソニケーションコマンドは、前記高密度焦点式超音波システムに、前記音響放射力イメージングプロトコルに従って前記第２群のモーションエンコード勾配中に前記ソニケーション領域を音波処理させる、ステップと、
    前記第１のソニケーションコマンドと前記第２のソニケーションコマンドとに対して異なるトリガー遅延を適用するステップと、
    前記第１の磁気共鳴データから第１のモーションエンコード画像を再構成するステップと、
    前記第２の磁気共鳴データから第２のモーションエンコード画像を再構成するステップと、
    前記第１のモーションエンコード画像と前記第２のモーションエンコード画像との差から変位マップを構築するステップと
    を有する、方法。
  13. 医療機器を制御するプロセッサによって実行されるコンピュータプログラムであって、前記医療機器は、ソニケーション領域を音波処理する高密度焦点式超音波システムを有し、前記医療機器は更に、撮像ゾーンから磁気共鳴データを収集する磁気共鳴撮像システムを有し、前記ソニケーション領域と前記撮像ゾーンとは少なくとも部分的に重なり合っており、当該コンピュータプログラムの実行は、前記プロセッサに、
    パルスシーケンスコマンドを用いて前記磁気共鳴撮像システムを制御すること、及び第１のソニケーションコマンドを用いて前記高密度焦点式超音波システムを制御することによって、第１の磁気共鳴データを収集させ、前記パルスシーケンスコマンドは、前記磁気共鳴撮像システムに、音響放射力イメージングプロトコルに従って前記第１の磁気共鳴データを収集させ、前記パルスシーケンスコマンドは、複数のパルスシーケンス反復での前記磁気共鳴データの収集を規定し、前記パルスシーケンスコマンドは、前記複数のパルスシーケンス反復の各々について、第１群のモーションエンコード勾配と第２群のモーションエンコード勾配とを規定し、前記第１群及び第２群のモーションエンコード勾配は同じ極性で適用され、前記第１のソニケーションコマンドは、前記高密度焦点式超音波システムに、前記音響放射力イメージングプロトコルに従って前記第１群のモーションエンコード勾配中に前記ソニケーション領域を音波処理させ、
    前記パルスシーケンスコマンドを用いて前記磁気共鳴撮像システムを制御すること、及び第２のソニケーションコマンドを用いて前記高密度焦点式超音波システムを制御することによって、第２の磁気共鳴データを収集させ、前記第２のソニケーションコマンドは、前記高密度焦点式超音波システムに、前記音響放射力イメージングプロトコルに従って前記第２群のモーションエンコード勾配中に前記ソニケーション領域を音波処理させ、
    前記第１のソニケーションコマンドと前記第２のソニケーションコマンドとに対して異なるトリガー遅延を適用させ、
    前記第１の磁気共鳴データから第１のモーションエンコード画像を再構成させ、
    前記第２の磁気共鳴データから第２のモーションエンコード画像を再構成させ、且つ
    前記第１のモーションエンコード画像と前記第２のモーションエンコード画像との差から変位マップを構築させる、
    コンピュータプログラム。
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