JP6650189B2 - 音響放射圧磁気共鳴撮像 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴誘導型高密度焦点式超音波に係り、特に、それは、磁気共鳴撮像を用いる高密度焦点式超音波による組織変位の決定に係る。

高密度焦点式超音波（high intensity focused ultrasound，ＨＩＦＵ）において、超音波トランスデューサ要素のアレイは、超音波トランスデューサを形成するために使用される。交流電力をトランスデューサ要素へ供給することは、それらに超音波を生成させる。トランスデューサ要素の夫々からの超音波は、ビーム経路における異なる位置で建設的に又は破壊的に加わる。トランスデューサ要素の夫々へ供給される交流電力の位相を制御することによって、超音波電力が焦点を合わせられる焦点又はボリュームは制御され得る。

腫瘍の高密度焦点式超音波（ＨＩＦＵ）治療は、健康な組織を損傷させることを回避するとともに、システムの最適な利用を得るために、高度な空間精度を必要とする。標的合わせの悪さによる健康な組織への損傷を回避することは、現在の実務にあるように低出力テスト超音波処理を利用する場合に、大きな静止した腫瘍については通常問題ないが、システムの技術的性能及び／又は臨床的性能は、誤った位置認識が、例えば、フィードバックアルゴリズムのために使用される場合に、苦労する。これは、治療効率の低下となる。

磁気共鳴（magnetic resonance，ＭＲ）音響放射圧撮像（acoustic radiation force imaging）（ＭＲ−ＡＲＦＩ）は、機械的な圧力波が生体内の組織に作用する放射圧を観測するために使用されてよい。これは、例えば、吸収された高密度焦点式超音波によって与えられる放射圧の推定を含む。

Mcdonnold及びMaier，“Magnetic resonance acoustic radiation force imaging”，Medical Physics volume 35，２００８年８月，３７４８〜３７５８頁（非特許文献１）は、磁気共鳴撮像を用いて焦点式超音波により変位原因を決定するエラストグラフィー法を開示する。
米国特許出願公開第２０１１／０２７０１３６（特許文献１）は、フォーカシングがトランスデューサ要素のフェーズドアレイの位相及び振幅を調整することによって調整される効率的な超音波フォーカシングについて述べている。超音波焦点の位置及び大きさは、磁気共鳴音響放射圧撮像（ＭＲ−ＡＲＦＩ）によって確認又は視覚化される。
Mcdonnold及びMaier，"Magnetic resonance acoustic radiation force imaging"，Medical Physics volume 35，２００８年８月，３７４８〜３７５８頁 米国特許出願公開第２０１１／０２７０１３６

本発明は、独立請求項において、医療機器、コンピュータプログラム、及び方法を提供する。実施形態は、従属請求項において与えられる。

当業者には当然ながら、本発明の態様は、装置、方法又はコンピュータプログラムとして具現されてよい。然るに、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、マイクロコード等を含む。）、又は全てが概して“回路”、“モジュール”若しくは“システム”とここで呼ばれることがあるソフトウェア及びハードウェアを組み合わせた実施形態の形をとってよい。更に、本発明の態様は、コンピュータにより実行可能なコードを担持する１又はそれ以上のコンピュータ可読媒体において具現されるコンピュータプログラム製品の形をとってよい。

１又はそれ以上のコンピュータ可読媒体の如何なる組み合わせも利用されてよい。コンピュータ可読媒体は、コンピュータ可読信号媒体又はコンピュータ可読記憶媒体であってよい。ここで使用される‘コンピュータ可読記憶媒体’は、コンピュータ装置のプロセッサによって実行可能な命令を記憶することができるあらゆる有形な記憶媒体も包含する。コンピュータ可読記憶媒体は、コンピュータ可読非一時的記憶媒体と呼ばれることがある。コンピュータ可読記憶媒体はまた、有形なコンピュータ可読媒体とも呼ばれることがある。幾つかの実施形態において、コンピュータ可読記憶媒体はまた、コンピュータ装置のプロセッサによってアクセスされ得るデータを記憶することが可能であってよい。コンピュータ可読記憶媒体の例には、フロッピー（登録商標）ディスク、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）、読出専用メモリ（ＲＯＭ）、光ディスク、磁気光ディスク、及びプロセッサのレジスタファイルがあるが、これらに限られない。光ディスクの例には、コンパクトディスク（ＣＤ）及びデジタルバーサタイルディスク（ＤＶＤ）、例えば、ＣＤ−ＲＯＭ、ＣＤ−ＲＷ、ＣＤ−Ｒ、ＤＶＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ−ＲＷ、又はＤＶＤ−Ｒディスクがある。コンピュータ可読記憶媒体との語はまた、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得る様々なタイプの記録媒体に言及する。例えば、データは、モデムを介して、インターネットを介して、又はローカルエリアネットワークを介して取り出されてよい。コンピュータ可読媒体において具現されるコンピュータ実行可能コードは、無線、有線、光ファイバケーブル、ＲＦ等、又はそれらのあらゆる適切な組み合わせを含むがそれらに限られないあらゆる適切な媒体を用いて送信されてよい。

コンピュータ可読信号媒体は、例えば、ベースバンドにおいて又は搬送波の部分として、それにおいて具現されるコンピュータ実行可能コードを含む伝播データ信号を含んでよい。そのような電波信号は、電磁気、光、又はそれらのあらゆる適切な組み合わせを含むがそれらに限られない様々な形態のいずれかをとってよい。コンピュータ可読信号媒体は、コンピュータ可読記憶媒体ではなく、命令実行システム、機器、又は装置による使用のために又はそれらに関連してプログラムを通信、伝播、又は転送することができる如何なるコンピュータ可読媒体であってもよい。

‘コンピュータメモリ’又は‘メモリ’は、コンピュータ可読記憶媒体の例である。コンピュータメモリは、プロセッサが直接アクセスすることができるあらゆるメモリである。‘コンピュータストレージ’又は‘ストレージ’は、コンピュータ可読記憶媒体の更なる例である。コンピュータストレージは、あらゆる不揮発性のコンピュータ可読記憶媒体である。幾つかの実施形態において、コンピュータストレージはまた、コンピュータメモリであってよく、あるいは、その逆もある。

ここで使用される‘プロセッサ’は、プログラム又は機械により実行可能な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コンポーネントを包含する。“プロセッサ”を有するコンピュータ装置との言及は、１よりも多いプロセッサ又はプロセッシングコアを場合により含むと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であってよい。プロセッサはまた、単一のコンピュータシステム内の、又は複数のコンピュータシステムの間で分散されたプロセッサの集合を指すこともある。コンピュータ装置との語はまた、夫々のプロセッサ又は複数のプロセッサを有するコンピュータ装置の集合又はネットワークを場合により指すと解釈されるべきである。コンピュータ実行可能コードは、同じコンピュータ装置内にあるか、又は複数のコンピュータ装置の間で分散される複数のプロセッサによって実行されてよい。

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な命令又はプログラムを有してよい。本発明の態様のための動作を実行するコンピュータ実行可能コードは、Ｊａｖａ（登録商標）、Ｓｍａｌｌｔａｌｋ、Ｃ＋＋又は同様のもののようなオブジェクト指向のプログラミング言語、及び“Ｃ”プログラミング言語又は同様のプログラミング言語のような従来の手続プログラミング言語を含む１又はそれ以上のプログラミング言語のいずれかの組み合わせにおいて記述され、機械実行可能な命令にコンパイルされてよい。幾つかの例において、コンピュータ実行可能コードは、高度言語の形態又はプリコンパイル済みの形態であって、オンザフライで機械実行可能な命令を生成するインタプリタとともに使用されてよい。

コンピュータ実行可能コードは、全体としてユーザのコンピュータにおいて、部分的にユーザのコンピュータにおいて、スタンドアローンのソフトウェアパッケージとして、分的にユーザのコンピュータにおいて且つ部分的に遠隔のコンピュータにおいて、あるいは、全体として遠隔のコンピュータ又はサーバにおいて、実行してよい。後者のシナリオにおいて、遠隔のコンピュータは、ローカルエリアネットワーク（ＬＡＮ）若しくはワイドエリアネットワーク（ＷＡＮ）を含むあらゆるタイプのネットワークを通じてユーザのコンピュータへ接続されてよく、あるいは、接続は、（例えば、インターネットサービスプロバイダを用いるインターネットを通じて）外部のコンピュータへ為されてよい。

本発明の態様は、本発明の実施形態に従う方法、装置（システム）及びコンピュータプログラム製品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載される。フローチャート、説明図、及び／又はブロック図の夫々のブロック又はブロックの一部は、適用可能である場合にコンピュータにより実行可能なコードの形でコンピュータプログラム命令によって実施され得ることが理解されるであろう。更に、相互排他的でない場合に、異なるフローチャート、説明図、及び／又はブロック図におけるブロックは結合されてよいことが理解されるであろう。それらのコンピュータプログラム命令は、汎用のコンピュータ、特別目的のコンピュータ、又は他のプログラム可能なデータ処理装置へ供給されて、コンピュータ又は他のプログラム可能なデータ処理装置のプロセッサを介して実行する命令がフローチャート及び／又はブロック図のブロック又は複数のブロックにおいて特定される機能／動作を実施する手段を生み出すように機械を出現させてよい。

そ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、他のプログラム可能なデータ処理装置、又は他の装置に特定の様態において機能するよう指示することができるコンピュータ可読媒体において記憶されてよく、それにより、コンピュータ可読媒体に記憶されている命令は、フローチャート及び／又はブロック図のブロック又は複数のブロックにおいて特定される機能／動作を実施する命令を含む製品を出現させる。

コンピュータプログラム命令はまた、コンピュータ又は他のプログラム可能な装置で実行する命令がフローチャート及び／又はブロック図のブロック又は複数のブロックにおいて特定される機能／動作を実施するためのプロセスを提供するように、一連の動作ステップをコンピュータ、他のプログラム可能なデータ処理装置又は装置で実行させてンピュータ実装プロセスを出現させるよう、コンピュータ、他のプログラム可能データ処理装置、又は他の装置にロードされてよい。

ここで使用される‘ユーザインターフェース’は、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相互作用することを可能にするインターフェースである。‘ユーザインターフェース’はまた、‘ヒューマンインターフェース装置’と呼ばれることがある。ユーザインターフェースは、情報又はデータをオペレータへ提供し、且つ／あるいは、情報又はデータをオペレータから受け取ってよい。ユーザインターフェースは、オペレータからの入力がコンピュータによって受け取られることを可能にしてよく、且つ、コンピュータからユーザへ出力を提供してよい。つまり、ユーザインターフェースは、オペレータがコンピュータを制御又は操作することを可能にしてよく、インターフェースは、コンピュータがオペレータの制御又は操作の効果を示すことを可能にしてよい。ディスプレイ又はグラフィカルユーザインターフェースでのデータ又は情報の表示は、情報をオペレータへ提供する例である。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、グラフィクスタブレット、ジョイスティック、ゲームパッド、ウェブカメラ、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、ワイヤードグローブ、ダンスパッド、リモートコントロール、及び加速度計による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け取りを可能にするユーザインターフェースコンポーネントの例である。

ここで使用される‘ハードウェアインターフェース’は、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タ装置及び／又は機器と相互作用し且つ／あるいはそれらを制御することを可能にするインターフェースを包含する。ハードウェアインターフェースは、プロセッサが制御信号又は命令を外部のコンピュータ装置及び／又は機器へ送信することを可能にしてよい。ハードウェアインターフェースはまた、プロセッサが外部のコンピュータ装置及び／又は機器とデータを交換することを可能にしてよい。ハードウェアインターフェースの例には、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、シリアルポート、ＲＳ−２３２ポート、ＩＥＥＥ−４８８ポート、ブルートゥース接続、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、制御電圧インターフェース、ＭＩＤＩインターフェース、アナログ入力インターフェース、及びデジタル入力インターフェースがあるが、これらに限られない。

ここで使用される‘ディスプレイ’又は‘ディスプレイ装置’は、画像又はデータを表示するよう構成された出力装置又はユーザインターフェースを包含する。ディスプレイは、視覚、音声、及び／又は聴覚データを出力してよい。ディスプレイの例には、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、電子ペーパー、ベクターディスプレイ、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、エレクトロルミネッセンスディスプレイ（ＥＬＤ）、プラズマディスプレパネル（ＰＤＰ）、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）、有機発光ダイオードディスプレイ（ＯＬＥＤ）、プロジェクタ、及びヘッドマウントディスプレイがあるが、これらに限られない。

医用画像データは、医用撮像スキャナを用いて取得された２又は３次元のデータとしてここでは定義される。医用撮像スキャナは、患者の身体構造に関する情報を取得し、２次元又は３次元の医用画像データの組を構成するよう構成された装置としてここでは定義される。医用画像データは、医師による診断にとって有用である視覚化を構成するのに使用され得る。この視覚化はコンピュータを用いて実行され得る。

磁気共鳴（ＭＲ）データは、磁気共鳴撮像スキャンの間に磁気共鳴装置のアンテナから原子スピンによって発せられた無線周波数信号の記録された測定であるとしてここでは定義される。磁気共鳴データは、医用画像データの例である。磁気共鳴撮像（Magnetic Resonance Imaging，ＭＲＩ）画像は、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又は３次元の視覚化であるとしてここでは定義される。この視覚化はコンピュータを用いて実行され得る。

磁気共鳴データは、磁気共鳴サーモメトリのために使用され得る情報を含む、磁気共鳴撮像スキャンの間に磁気共鳴装置のアンテナから原子スピンによって発せられた無線周波数信号の測定を有してよい。磁気共鳴サーモメトリは、温度感知パラメータの変化を測定することで機能する。磁気共鳴サーモメトリの間に測定され得るパラメータの例として、プロトン共鳴周波数シフト、拡散係数、あるいは、Ｔ１及び／又はＴ２緩和時間の変化が、磁気共鳴により温度を測定するのに使用されてよい。プロトン共鳴周波数シフトは、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ために、温度に依存する。温度の増大は、温度が水素結合に作用することに起因して分子スクリーンニングを低減させる。これは、プロトン共鳴周波数の温度依存性を生じさせる。

プロトン密度は、平衡磁化に線形に依存する。従って、プロトン密度により重み付けされた画像により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−ｓｔａｒ（時々Ｔ２^＊と記載される。）も温度に依存する。Ｔ１、Ｔ２及びＴ２−ｓｔａｒにより重み付けされた画像の再構成は、サーマル又は温度マップを構成するのに使用され得る。

温度はまた、水溶液における分子のブラウン運動に影響を及ぼす。従って、パルス拡散傾斜スピンエコーのような拡散係数を測定することができるパルスシーケンスが、温度を測定するために使用されてよい。

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。プロトンの共鳴周波数は、温度に依存する。温度がボクセルにおいて変化するにつれて、周波数シフトは、水プロトンの測定される位相を変化させる。２つの位相画像の間の温度変化は、従って決定され得る。この温度決定方法は、他の方法と比べて相対的に速いという利点を備える。ＰＲＦ方法は、ここでは他の方法よりも詳細に論じられる。しかしながら、ここで論じられる方法及び技術はまた、磁気共鳴撮像によりサーモメトリを実行する他の方法に適用可能である。

分光磁気共鳴データは、複数の共鳴ピークを示す情報を含む、磁気共鳴撮像スキャンの間に磁気共鳴装置のアンテナから原子スピンによって発せられた無線周波数信号の記録された測定であるとしてここでは定義される。

分光磁気共鳴データは、例えば、絶対スケールで温度マップを生成することができる、プロトン分光（ＰＳ）撮像に基づく温度マッピングを実行するために使用されてよい。この絶対スケール温度マップは、従って温度較正を実行するために使用されてよい。この方法は、プロトン共鳴周波数法のように、水プロトン共鳴シフト温度依存性の物理的原理に依存するが、取得方法は異なっており、周波数シフトは磁気共鳴スペクトルから形成される。シフトは、基準プロトンピーク及び水の位置の差から計算される。脂質におけるプロトンは、例えば、それらの共鳴周波数がほとんど温度と無関係であると認識されていることから、基準として使用されてよく、一方、水プロトンピークは、温度に対して線形依存性を有する。これは、両方の組織タイプが存在するボクセルにおいて行われ得る。水及び脂質が同じボクセルにおいて存在しない場合は、基準として脂質以外の何らかの他の組織タイプを使用することが試みられてよい。成功しない場合は、基準ピーク及び従って温度データが利用可能でない幾つかのボクセルが存在することとなる。補間及び／又は温度フィルタリングがそれらの状況を助けるために使用されてよく、これは、温熱治療によって通常は引き起こされる極めて局所的な温度上昇を明らかな例外として、体温が空間的に急速に変化するとは普通は期待されないためである。基準ピークの利用は、方法を、磁場ドリフト又はスキャン間動作に比較的依存しないようにする。スキャニングは現在の方法によれば少なくともおよそ１分程度の時間を要するので、ＰＳ法は、スキャニング中の温度変化又はスキャン間動作の影響を受けやすい。温度が一定であるか、又は温度変化が時間及び空間の両方において小さい場合において、方法は有用な情報を生成することができる。例えば、磁気共鳴誘導型高密度焦点式超音波（ＭＲ−ＨＩＦＵ）によれば、ＰＳ法は、サーモメータプローブにより測定される身体中央部の温度として採られる空間的に均質の始動温度を用いることとは対照的に、ＭＲ−ＨＩＦＵ又は他の温度処理の開始前に実際の体温分布を提供するために使用され得る。代替的に、ＰＳ法は、熱処理どうしの間の累積的温度のサニティチェックとして使用され得る。この方法はまた、例えば、ＰＲＦサーモメトリの間に累積されるメイン場ドリフト又は動作による位相アーティファクトを低減／除去するために、発熱療法の間の所与の時点で較正として使用され得る。

ここで使用される‘超音波ウィンドウ’は、超音波又はエネルギを有効に通す窓を包含する。通常、薄膜又は薄皮が超音波ウィンドウとして使用される。超音波ウィンドウは、例えば、ＢｏＰＥＴ（Biaxially-oriented PolyEthylene Terephthalate）の薄膜から作られてよい。

一態様において、本発明は、磁気共鳴撮像システムを有する医療機器を提供する。磁気共鳴撮像システムは、撮像区間内の対象から磁気共鳴データを取得するよう動作する。当該医療機器は、標的区間を超音波処理するようビーム軸に沿って超音波を方向付ける高密度焦点式超音波システムを更に有する。前記標的区間は前記撮像区間内にある。当該医療機器は、当該医療機器を制御するプロセッサを更に有する。当該医療機器は、機械により読出可能な命令を記憶するメモリを更に有する。前記機械により読出可能な命令の実行は、前記プロセッサに、パルスシーケンスにより前記磁気共鳴データを取得するように前記磁気共鳴撮像システムを制御させる。ここで使用されるパルスシーケンスは、磁気共鳴データの取得のために前記磁気共鳴撮像システムの動作を連続して制御するコマンド又は制御の組である。前記パルスシーケンスは、音響放射圧撮像パルスシーケンスを有する。ここで使用されるように、パルスシーケンスはまた、様々なパルスシーケンスの組み合わせ又はインターリービングに言及してよい点が理解される。前記音響放射圧撮像パルスシーケンスは、励起パルスを有する。前記音響放射圧撮像パルスシーケンスは、関心領域を選択的に励起するよう無線周波数励起パルスの間に適用される多次元の勾配パルス又は波形を更に有する。

ここで使用される多次元勾配パルス又は波形は、垂直な方向において少なくとも２つの時間変化する空間成分を有する勾配パルス又は波形を包含する。送信ｋ空間は、多次元の勾配波形とともに無線周波数励起パルスを適用する場合に、少なくとも２つの次元において必然的に横断する。環状の送信ｋ空間軌跡は、例えば、ｘ及びｙ方向において適用される正弦勾配波によって達成され得る。多次元送信ｋ空間軌跡は、励起される関心領域を１よりも多い方向において制限させる。多次元勾配の空間成分は、しばしばそのようであるとしても時間において同時に適用される必要はなく、相次いで適用され得る。無線周波数励起パルスは、時間においてわずかに離されており、その間に零無線周波数電力が適用される複数の無線周波数励起パルスから成るパルス列であってよい。多くの応用において、複数の無線周波数励起パルスは、時間において５ｍｓ又はそれ以下だけ離される。

前記関心領域は、前記ビーム軸の少なくとも一部分及び前記標的区間を包囲する所定のボリュームを有する。命令の実行は更に、前記プロセッサに、前記音響放射圧撮像パルスシーケンスの間に前記標的区間の超音波処理が起こるように前記高密度焦点式超音波システムにより前記標的区間を超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させる。前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、前記磁気共鳴データにより放射圧画像を再構成させる。この実施形態は、多次元勾配パルスが関心領域のサイズを制限するので有益であり得る。関心領域のサイズの低減は、放射圧画像を較正するのに必要な時間を大いに削減し得る。これは、放射圧画像を用いる医療機器の実時間の制御を可能にすることができる。

本発明の実施形態は、ＭＲ−ＡＲＦＩを加速させることができ、それにより、技術は、体内の圧力場の直接的な推定に全てが一次的に関連した多くの課題にとって有用となり得る。この推定は、例えば、（組織自体への如何なる顕著な加熱又は損傷も全く引き起こすことなしに、トランスデューサ要素の駆動位相を変更することによって、更には焦点位置を確認するために）トランスデューサからのあらゆる設定出力電力について所望の位置において出力圧を最大限とすることで加熱の効率及び精度を最適化することにおいて有用である。加えて、ＭＲ−ＡＲＦＩは、キャビテーションの発生及び非線形性を、その場合に局所的なアブソープションが突然に変化して、局所的な及ぼされる放射圧を変化させるので、モニタリングするためにも使用されてよい。最後に、遺伝子導入及び投薬のための圧力のモニタリングがまた使用されてよい。それらの応用は全て知られているが、これまでのところ、ＭＲ技術を最適化するためにほとんど注意が払われてこなかった。テストショットのためのＭＲ−ＡＲＦＩの使用はタイムクリティカルでない一方、大部分の他の意図のためのＭＲ−ＡＲＦＩの使用はタイムクリティカルである。加えて、幾つかのパラメータを変更する場合の推定される圧力の変化のみに通常は関心が持たれ、正確な高分解能の変位マップにはそれほど関心が持たれないという見識は、取得をスピードアップする技術の中でとりわけ１Ｄリードアウト及びリデュースド（reduced）ＦＯＶイメージングの使用を可能にする。

幾つかの実施形態において、前記所定のボリュームは、前記撮像区間よりもずっと小さい。幾つかの実施形態において、前記所定のボリュームは、前記撮像区間のボリュームの１／１０である。他の実施形態において、前記所定のボリュームは、前記撮像区間のボリュームの１／１００である。

幾つかの実施形態において、前記音響放射圧撮像パルスシーケンスの間に実行される空間符号化は、超音波システムからのパルスが終了した後に高密度焦点式超音波システムのビームによる組織の変位の間に行われ、次いで、組織は、データが読み出される前に元の位置へと緩和する。

３次元の関心領域の選択のための多次元勾配パルスの使用は、例えば、学術論文であるSchneider等（２０１２），Inner-volume imaging in vivo using three-dimensional parallel spatially selective excitation，Magnetic Resonance in Medicine，DOI:10.1002/mrm.24381において詳述されている。この論文において、１よりも多い次元における空間的に選択的な励起は、ＲＦ励起と同時に複数の空間方向において勾配パルスを展開することで達成される。２つの異なった３次元送信ｋ空間軌跡はその中で詳述されており、一方は螺旋ｋ空間軌跡のスタックであり、他方は同心球殻ｋ空間軌跡である。螺旋軌跡のスタックは、正弦波であるｘ及びｙ勾配成分を含み、結果として得られるｋ空間ｘｙ平面螺旋は、ｚ方向においてブリップ勾配によって分離される。同心球殻軌跡は、半径を変えながら球殻の表面に沿って螺旋を符号化することで達成される。同心殻軌跡において、ｘ及びｙ勾配成分は、ｚ成分に依存した半径を有するものの、同様に正弦波である。ｚ勾配は、言い換えると、夫々の殻の符号化の間に一定の振幅を有し、次いで、次の殻を符号化するために振幅を変える。パラレル伝送技術が送信ｋ空間をアンダーサンプリングするためにこの研究論文では使用され、それにより全体の励起存続期間を短縮した。

他の実施形態において、多次元勾配パルスは、関心領域が２次元の断面を有するように該関心領域を励起する２次元勾配パルスである。これは、例えば、線形に増大又は低減する振幅を有する正弦勾配波形を励起の間に２つの空間方向において展開することで達成される。その場合に、結果として得られる送信ｋ空間軌跡は、勾配振幅が低減しているのか、それとも増大しているのかに依存して、２次元の内側又は外側に向かって伝播する螺旋である。ＲＦパルスと結合された螺旋送信ｋ空間軌跡は、円形断面を有する円筒形の所謂ペンシルビーム励起ボリュームを生じさせる。２つの空間方向において異なった勾配波形を展開することは、異なったボリューム励起を生じさせる。２次元断面は、関心領域軸に対して回転対称性を有する。関心領域軸及びＨＩＦＵビーム軸は同軸であることができる。本質的に、多次元勾配は、関心領域の形状を制御するために使用される。幾つかの実施形態において、２次元断面は、関心領域軸に垂直である。回転対称性は、異なった形を有してよい。幾つかの事例に関し、回転は、特定の角度による回転であってよく、例えば、あらゆる角度が同じ対称性を有する場合は、断面は円形である。断面はまた、特定の角度によって回転される場合に同じである長方形、三角形若しくは多角形又は他の形状を有してよい。これは当然に、２次元断面が３６０度回転される場合を除く。

他の実施形態において、２次元の励起されたボリュームは、円形断面、楕円断面、長方形断面、及び多角形断面のうちのいずれか１つを有する。

他の実施形態において、前記撮像パルスシーケンスは、前記ビーム軸とアライメントされた１次元のリードアウト勾配パルスを更に有する。これは、上述されたように２次元の励起ボリュームを用いる場合に特に有益である。この場合に、２次元勾配の空間方向は、有利に、ＨＩＦＵビーム軸に垂直に選択され得る。これは、ＨＩＦＵビーム軸に垂直な次元において空間的に制限される励起ボリュームを生じさせる。ＨＩＦＵビーム軸に沿って１次元のリードアウト勾配を適用することは、次いで、ビーム軸に垂直に夫々の位置にある全ての励起された磁化を、ビーム軸上に投影されるように表示させる。多次元励起によって励起される関心領域がビーム軸の周囲に十分に小さくされる場合は、この投影される１次元リードアウトは、高密度焦点式超音波システムによって引き起こされる組織の変位についての正確な値を取得するために使用されてよい。これは、データの取得を更に加速させるという利点を有してよい。

他の実施形態において、前記磁気共鳴撮像システムは、多要素送信コイルを有する。前記パルスシーケンスは、前記磁気共鳴撮像システムに、前記多要素送信コイルを用いて所定のボリュームに前記関心領域を制限させるのに必要とされる存続期間を短縮させるよう動作可能である。この実施形態は、関心領域のサイズを制限するのに必要な時間を更に削減するという利点を有してよい。同様に、時間の削減は、改善された空間励起プロファイルと交換されてよい。多送信コイルは、受信コイルアレイが、必要な位相符号化を減らすことで受信ｋ空間のアンダーサンプリング又はＳＥＮＳＥ取得を短縮することを可能にするのと同じようにして、励起ｋ空間のアンダーサンプリングを可能にする。

他の実施形態において、前記パルスシーケンスは、ＳＥＮＳＥパルスシーケンス又はＧＲＡＰＰＡパルスシーケンスである。

他の実施形態において、当該医療機器は、バイポーラ勾配パルスである動作符号化勾配を使用する。この実施形態において、超音波処理は２回実行されてよく、動作符号化勾配の極性は反転される。これは、磁場不均質の影響を低減するためにエコープラナーイメージングにおいて使用される技術と同様である。２つの位相画像は、その場合に、ＡＲＦＩ変位のみを含む２つのサンプルの平均により位相画像を同時に取得しながら、バックグラウンド位相を除去するよう減算されてよい。これは、変位符号化ＡＲＦＩ画像が平均化され（Ｎ＝２）、結果として得られる改善されたＳＮＲが付加的なスキャン時間において取得されないので、バックグラウンド位相を除去するようＨＩＦＵによらずに別個のＡＲＦＩ画像を取得するアプローチと比較して有益である。

他の実施形態において、前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、前記放射圧画像を用いて、次のこと、すなわち、組織壊死を検出すること、組織変位を決定すること、標的位置を調整すること、及びそれらの組み合わせうちのいずれか１つを実行させる。

他の実施形態において、前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、前記放射圧画像を用いて前記高密度焦点式超音波システムのための駆動信号最適化を実行させる。超音波ビームによって引き起こされる変位を測定することによって、高密度焦点式超音波システムによって生成される超音波のレベルは最適化又は調整されてよい。

他の実施形態において、前記励起パルスは、単一励起パルスである。これにより意味されることは、励起及び多次元勾配パルスが特定の時間窓において単群の動作として形成されることである。これは、例えば、９０度及び１８０度のパルスが使用される場合に、２つの部分に分けられる他の励起パルスと反対である。

他の実施形態において、前記パルスシーケンスは、変位符号化勾配パルスを更に有する。

他の実施形態において、前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、前記変位符号化勾配パルスの少なくとも一部分の間に前記標的区間の超音波処理が起こるように前記高密度焦点式超音波システムにより前記標的区間を超音波処理するよう前記高密度焦点式超音波システムを制御させる。

他の実施形態において、前記パルスシーケンスは、前記関心領域の外で磁気共鳴信号を減衰させる外部ボリューム抑制パルスを更に有する。これは、抑制されるべき領域内の磁化を先下がりとするために、準備段階での１次元又は２次元の勾配の適用の間に無線周波数パルスを適用することで達成されてよい。これは、次いで、先下がり磁化をデフェージングするようスポイラー勾配が後に続く。ティップダウン（tip down）及びティップバック（tip back）パルスを用いるパルス列は、抑制されない中心を備えた円筒形の抑制ボリュームのような、より複雑な直性ボリュームを作り出すよう、スポイラー勾配の前に使用され得る。続けて円柱軸に沿って１次元励起パルスを適用することによって、その結果は、上述された多次元のペンシルビーム円柱励起のそれと極めて同様の励起された関心領域である。この実施形態は、関心領域の外側から来る信号を更に減らすことができるので有益であってよい。関心領域の外の信号を減衰させる磁気準備シーケンスが、例えば、使用されてよい。これは、例えば、多次元励起パルスの前に実行されてよい。代替案において、実行され得ることは、関心領域の外の領域が外部ボリューム抑制パルスシーケンスを用いて全て抑制されることである。その場合に、一次元励起が関心領域を励起するために使用されてよい。この方法は、多次元励起が行うのと同じようにしてサンプリングされる必要がある領域を制限するために使用されてよい。取得は、サンプリングされる必要があるより小さいボリュームに起因して、この実施形態では、小さいボリュームについてより速く実行され得る。

他の実施形態において、前記パルスシーケンスは、熱磁気共鳴データを取得する熱撮像パルスシーケンスを有する。前記熱撮像パルスシーケンスは、前記音響放射圧撮像パルスとインターリービングされる。前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、前記熱撮像パルスシーケンスにより前記熱磁気共鳴データを取得するよう前記磁気共鳴撮像システムを制御させる。前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、前記熱磁気共鳴データによりサーマルマップを再構成させる。前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、前記サーマルマップ及び前記放射圧画像をディスプレイ上に表示させる。

他の実施形態において、前記高密度焦点式超音波システムは、前記標的区間の位置を制御するよう調整可能な焦点を有する。前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、前記対象内の前記標的区間の位置を特定する治療プランを受け取らせる。前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、実時間において、少なくとも部分的に前記治療プラン及び前記放射圧画像に従って、前記調整可能な焦点を繰り返し制御するよう、前記高密度焦点式超音波システムを制御させる。この実施形態は、放射圧画像が実時間において使用され得るほど速く生成されるという利点を有してよい。治療プランとともにこれを用いて、対象は、より効果的に超音波処理され得る。

他の実施形態において、前記パルスシーケンスは、画像磁気共鳴データを取得する画像パルスシーケンスを有する。前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、前記画像磁気共鳴データを繰り返し取得させる。前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、前記画像磁気共鳴データにより画像を繰り返し再構成させる。前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、前記画像により位置を繰り返し決定させる。前記調整可能な焦点は、位置を用いて、当然に少なくとも部分的に制御される。

他の態様において、本発明は、医療機器を制御するプロセッサによる実行のための機械実行可能コードを有するコンピュータプログラムを提供する。前記医療機器は、撮像区間内の対象から磁気共鳴データを取得する磁気共鳴撮像システムを有する。前記医療機器は、標的区間を超音波処理するようビーム軸に沿って超音波を方向付ける高密度焦点式超音波システムを更に有する。前記標的区間は、前記撮像区間内にある。前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、パルスシーケンスにより前記磁気共鳴データを取得するように前記磁気共鳴撮像システムを制御させる。前記パルスシーケンスは、音響放射圧撮像パルスシーケンスを有する。該音響放射圧撮像パルスシーケンスは、励起パルスを有する。前記音響放射圧撮像パルスシーケンスは、関心領域を選択的に励起するよう無線周波数励起パルスの間に適用される多次元の勾配パルスを有する。前記関心領域は、前記ビーム軸の少なくとも一部分及び前記標的区間を包囲する所定のボリュームを有する。前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、前記音響放射圧撮像パルスシーケンスの間に前記標的区間の超音波処理が起こるように前記高密度焦点式超音波システムにより前記標的区間を超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させる。前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、前記磁気共鳴データにより放射圧画像を再構成させる。

他の態様において、本発明は、医療機器の作動方法を提供する。前記医療機器は、撮像区間内の対象から磁気共鳴データを取得する磁気共鳴撮像システムを有する。前記医療機器は、標的区間を超音波処理するようビーム軸に沿って超音波を方向付ける高密度焦点式超音波システムを有する。前記標的区間は、前記撮像区間内にある。当該方法は、パルスシーケンスにより前記磁気共鳴データを取得するように前記磁気共鳴撮像システムを制御するステップを有する。前記パルスシーケンスは、音響放射圧撮像パルスシーケンスを有する。該音響放射圧撮像パルスシーケンスは、励起パルスを有する。前記音響放射圧撮像パルスシーケンスは、関心領域を選択的に励起するよう無線周波数励起パルスの間に適用される多次元の勾配パルスを有する。前記関心領域は、前記ビーム軸の少なくとも一部分及び前記標的区間を包囲する所定のボリュームを有する。当該方法は、前記音響放射圧撮像パルスシーケンスの間に前記標的区間の超音波処理が起こるように前記標的区間を超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ステップを更に有する。当該方法は、前記磁気共鳴データにより放射圧画像を再構成するステップを更に有する。

本発明の前述の実施形態のうちの１又はそれ以上は、組み合わされた実施形態が相互排他的でない限りは組み合わされてよいことが理解される。

以下において、本発明の好適な実施形態は、単なる一例として、図面を参照して記載される。

本発明の実施形態に従う方法を表す。 本発明の実施形態に従う医療機器を表す。 図２の拡大表示された部分を表す。 本発明の更なる実施形態に従う医療機器を表す。 音響放射圧撮像パルスシーケンスの例を表す。 音響放射圧撮像パルスシーケンスの更なる例を表す。

図面において同じ参照符号は、同等の要素であるか、又は同じ機能を実行するものである。先に論じられた要素は、その機能が同等である場合に、必ずしも後の図において論じられない。

図１は、本発明の実施形態に従う方法を表すフローチャートを示す。最初にステップ１００で、磁気共鳴撮像システムが、パルスシーケンスにより磁気共鳴データを取得するよう制御される。パルスシーケンスは、音響放射圧撮像パルスシーケンスを有する。音響放射圧撮像パルスシーケンスは励起パルスを有する。音響放射圧撮像パルスシーケンスは、関心領域を選択的に励起するよう無線周波数励起パルスの間に適用される多次元勾配パルスを有する。関心領域は、ビーム軸の少なくとも一部分及び標的区間を包含する所定のボリュームを有する。次にステップ１０２で、高密度焦点式超音波システムが、音響放射圧撮像パルスシーケンスの間に標的区間の超音波処理が起こるように標的区間を超音波処理するよう制御される。最後にステップ１０４で、放射圧画像が磁気共鳴データを用いて再構成される。放射圧画像が、例えば、１次元リードアウト勾配を用いる場合に、１次元データを含んでよい。

図２及び図３は、本発明の実施形態に従う医療機器２００を示す。図３は、図２の一部分の拡大図を示す。医療機器２００は、磁気共鳴撮像システム２０２を有する。磁気共鳴撮像システム２０２は、磁石２０４を有する。磁石２０４は、その中心を通るボア２０６を備えた円筒形の超電導磁石である。磁石は、液体ヘリウムにより冷却される、超電導コイルを備えたクライオスタットを有する。永久又は抵抗磁石を使用することも可能である。種々のタイプの磁石の使用も可能であり、例えば、半割円筒磁石及び所謂オープン磁石の両方を使用することも可能である。半割円筒磁石は、クライオスタットが、磁石の等角面（iso-plane）へのアクセスを可能にするよう２つの部分に分けられている点を除いて標準の円筒形磁石と同様であり、そのような磁石は、例えば、荷電粒子ビーム治療とともに使用されてよい。オープン磁石は、対象を受容することできるほど十分に大きい空間を挟んで積み重なった２つの磁石部分を備え、それら２つの部分の配置はヘルムホルツコイルのそれと同様である。オープン磁石は、対象がそれほど閉じ込められないので一般的である。円筒形磁石のクライオスタット内には超電導コイルの一群が存在する。円筒形磁石のボア２０６内には、磁気共鳴撮像を実行することができるほど十分に磁場が強く且つ一様である撮像区間２０８が存在する。

磁石のボア２０６内には更に、磁石２０４の撮像区間２０８内の磁気スピンを空間符号化するよう磁気共鳴データの取得のために使用される磁場傾斜コイル２１０の組が存在する。磁場傾斜コイルは、磁場傾斜コイル電源２１２へ接続されている。磁場傾斜コイル２１０は、代表的であるよう意図される。通常、磁場傾斜コイルは、３つの直交する空間方向において空間符号化するために３つの別個の組のコイルを有する。磁場傾斜コイル電源２１２は、磁場傾斜コイル２１０へ電流を供給する。磁場傾斜コイルへ供給される電流は、時間の関数として制御され、ランプ（ramped）又はパルス（pulsed）であってよい。

撮像区間２０８に隣接して、撮像区間２０８内の磁気スピンの向きを操作し且つ同じく撮像区間内のスピンから電波送信を受け取る無線周波数コイル２１４がある。無線周波数コイルは、複数のコイル要素を有してよい。無線周波数コイルはまた、チャネル又はアンテナと呼ばれることがある。無線周波数コイル２１４は、無線周波数トランシーバ２１６へ接続されている。無線周波数コイル２１４及び無線周波数トランシーバ２１６は、別個の送信及び受信コイル並びに別個の送信器及び受信器によって置換されてよい。無線周波数コイル２１４及び無線周波数トランシーバ２１６は代表的であると理解される。無線周波数コイル２１４は、専用の送信アンテナ及び専用の受信アンテナを更に表すよう意図される。同様に、トランシーバ２１６はまた、別個の送信器及び受信器を表してよい。

対象２１８は、対象支持台２２０の上に横になっているように示されており、撮像区間２０８内に部分的に位置する。医療機器２００は、高密度焦点式超音波システム２２２を更に有する。高密度焦点式超音波システム２２２は、液体で満たされたチェンバ２２４を有する。液体で満たされたチェンバ２２４内には超音波トランスデューサ２２６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２２６は、夫々が個別の超音波ビームを生成することができる複数のトランスデューサ要素を有する。これは、超音波トランスデューサ要素の夫々へ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で電子的に超音波処理点２３８の位置を操縦するために使用されてよい。点２３８は、医療機器２００の調整可能な焦点を表す。

超音波トランスデューサ２２６は、超音波トランスデューサ２２６が機械的に位置付けし直されることを可能にするメカニズム２２８へ接続されている。メカニズム２２８は、メカニズム２２８を作動させるよう構成される機械的アクチュエータ２３０へ接続される。機械的アクチュエータ２３０はまた、超音波トランスデューサ２２６へ電力を供給する電源を表す。幾つかの実施形態において、電源は、個々の超音波トランスデューサ要素への電力の位相及び／又は振幅を制御してよい。幾つかの実施形態において、機械的アクチュエータ／電源２３０は、磁石２０４のボア２０６の外に設置される。

超音波トランスデューサ２２６は、経路２３２に従うよう示されている超音波を生成する。超音波２３２は、液体で満たされたチェンバ２２４を通り、そして超音波窓２３４を通り抜ける。この実施形態において、超音波は、次いで、ジェルパッド２３６を通過する。ジェルパッド２３６は、必ずしも全ての実施形態に存在するわけではないが、この実施形態では、ジェルパッド２３６を受容するよう対象支持台２２０には凹所が存在する。ジェルパッド２３６は、トランスデューサ２２６と対象２１８との間で超音波電力を結合するのを助ける。ジェルパッド２３６を通過した後、超音波２３２は対象２１８を通って、超音波処理点２３８又は標的区間に焦点を合わせられる。矢印２４０は、ビーム軸を示す。超音波が標的区間へ適用される場合に、対象は、矢印２４０の方向における力を受ける。関心領域２３９は、ボックス２３９によって示されている。それは、ビーム軸２４０の一部分及び標的区間２３８を包含するように示されている。

超音波処理点２３８は、標的ボリューム２３８の全体を治療するよう、超音波トランスデューサ２２６を機械的に位置付けることと、超音波処理点２３８の位置を電子的に操縦することとの組み合わせを通じて動かされてよい。

高密度焦点式超音波システム２２２の磁場傾斜コイル電源２１２、トランシーバ２１６、及び機械的アクチュエータ／電源２３０は、コンピュータ２４２のハードウェアインターフェース２４４へ接続されているように示されている。コンピュータ２４２は、プロセッサ２４６、ユーザインターフェース２４８、コンピュータストレージ２５０、及びコンピュータメモリ２５２を更に有する。ハードウェアインターフェース２４４は、プロセッサ２４６が、医療機器２００の働きを制御するために、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２４６は更に、ユーザインターフェース２４８、コンピュータストレージ２５０、及びコンピュータメモリ２５２へ接続されている。

コンピュータストレージ２５０は、パルスシーケンス２５４を含むように示されている。パルスシーケンス２５４は、音響放射圧撮像パルスシーケンスを有する。パルスシーケンスは、通常の撮像パルスシーケンス又は熱撮像パルスシーケンスのような他のタイプのパルスシーケンスを更に有してよい。コンピュータストレージ２５０は、パルスシーケンス２５４を用いて磁気共鳴撮像システム２０２によって取得された磁気共鳴データ２５６を更に含むように示されている。コンピュータストレージ２５０は更に、磁気共鳴データ２５６から再構成された放射圧画像２５８を含むように示されている。

コンピュータメモリ２５２は、制御モジュール２６０を含むように示されている。制御モジュール２６０は、プロセッサ２４６が磁気共鳴撮像システム２０２の動作及び機能を制御することを可能にするコンピュータ実行可能コードを有する。例えば、制御モジュール２６０は、磁気共鳴データ２５６を取得するよう磁気共鳴撮像システム２０２を制御するためにパルスシーケンス２５４を使用してよい。コンピュータメモリ２５２は、放射圧画像再構成モジュール２６２を更に含むように示されている。放射圧画像再構成モジュール２６２は、プロセッサ２４６が磁気共鳴データ２５６を用いて放射圧画像２５８を再構成することを可能にするコンピュータ実行可能コードを有する。放射圧画像再構成モジュール２６２はまた、放射圧画像２５８を再構成するために高密度焦点式超音波システム２２２の動作及びタイミングに関連したデータを使用してよい。標的区間２３８の超音波処理は磁気共鳴データ２５６の取得と同期するので、幾つかの実施形態において、高密度焦点式超音波システム２２２はパルスシーケンス２５４によりゲート制御されることが期待できる。

図４は、図２及び図３において表されている医療機器と同じようである医療機器４００を表す。この場合に、３つの無線周波数コイル４１４、４１４’、４１４”が存在する。それらは、トランシーバ２１６へ接続されているように示されている。トランシーバ２１６と無線周波数コイル４１４、４１４’、４１４”との組み合わせは、多要素送信コイルへ接続されている無線周波数システムを表す。これは、励起パルス存続期間を短縮するか，又は関心領域の空間励起プロファイルを改善するために、使用されてよい。

コンピュータストレージ２５０は、熱撮像パルスシーケンス４５４を含むように示されている。熱撮像パルスシーケンス４５４は、パルスシーケンス２５４にインターリービングされてよい。コンピュータストレージ２５０は更に、熱撮像パルスシーケンス４５４を用いて取得された熱磁気共鳴データ４５６を含むように示されている。コンピュータストレージ２５０は更に、熱磁気共鳴データ４５６から再構成されたサーマルマップ４５８を含むように示されている。コンピュータストレージ２５０は更に、標的区間２３８の位置を特定する治療プラン４６０を含むように示されている。制御モジュール２６０は、プロセッサ２４６が、治療プラン４６０を用いて医療機器４００の動作及び機能を制御することを可能にしてよい。

コンピュータメモリ２５２は、サーマルマップ再構成モジュール４７０を含むように示されている。サーマルマップ再構成モジュール４７０は、プロセッサ２４６が、熱磁気共鳴データ４５６からサーマルマップ４５８を再構成することを可能にする。コンピュータメモリ２５２は更に、治療プラン変更モジュール４７２を含むように示されている。治療プラン変更モジュール４７２は、プロセッサ２４６が、少なくとも放射圧画像２５８を用いて治療プラン４６０を変更することを可能にする。

図５は、本発明の実施形態に従う音響放射圧撮像パルスシーケンス５００を表す。図５には複数の時刻線が示されている。第１の時刻線は、無線周波数の時刻線を示す５０２である。５０４を付された２本の線は、ライン選択勾配の時刻線である。線５０６は、リードアウト勾配のための時刻線である。線５０８は、符号化勾配の時刻線を示す。線５１０は、高密度焦点式超音波システムのスイッチングのための時刻線を示す。多くの事例において、５０４、５０６及び５０８を付された線において実行される様々な動作は、実際には、異なる時間期間に同じ傾斜コイルによって実行される。タイミング図において、最初に、線５０２において示されている無線周波数励起パルス５１２が存在することが分かる。ボックス形状は、無線周波数パルスの不特定の形状を示す。同時に、５０４を付された線において、多次元勾配５１４が実行される。それらの勾配の形状はやはり、ボックス形状によって特定されないように表される。無線周波数励起５１２が終了した後、高密度焦点式超音波システムはオンされる。これは、線５１０において超音波オンパルス５２０によって示される。超音波がオン５２０であるときの少なくとも一部の間、空間符号化勾配パルス５２２が実行される。これは、線５０８において示される。高密度焦点式超音波システムがオフされた後、リードアウト勾配パルス５１６が存在する。

図６は、代替の音響放射圧撮像パルスシーケンス６００を表す。パルスシーケンス６００は、図５に示されているパルスシーケンス５００と同じようである。加えて、無線周波数パルス及び勾配パルス６０２の更なる組が、Wilm等，Magnetic resonance in Medicine 57: 625-630（２００７）において詳述されているような外部ボリューム抑制技術を用いて任意のボリューム抑制を実行するよう加えられている。任意の勾配パルス６０４及び６０６がまた示されている。勾配パルス６０４は、２又は３次元のＭＲ−ＡＲＦＩ画像を生成する場合に必要とされる任意の位相符号化勾配である。ＭＲ−ＡＲＦＩ画像が１次元データであってよい点を心に留めることが重要である。その場合に、勾配パルス６０４は不要である。勾配パルス６０６は、ＥＰＩ及びＴＳＥタイプのリードアウトにおいて行われるように夫々の励起について１よりも多いエコーを読み出す場合に必要とされる任意のリフォーカシング勾配パルスである。勾配パルス６０６はまた、妨害エコーが起こるリスクを減らすデフェージング・スポイラー勾配として使用され得る。

ＭＲ−ＡＲＦＩは、機械的な圧力場によって加えられる力に起因した生体内組織変位を測定する機械的圧力場とのＭＲ取得の結合である。このＩＤに関連して、焦点は、高密度焦点式超音波に関連した種々の特徴の評価のためにＭＲ−ＡＲＦＩにある。

ＨＩＦＵパルス（存続期間における連続的な数ミリ秒）の開始へとＭＲ取得をトリガし、例えば、バイポーラ勾配を介して変位を符号化することによって、適用される局所的な圧力場と相関する音響放射圧の測定を与える変位マップが取得され得る。

しかしながら、ＡＲＦＩのために必要とされるＨＩＦＵは、３０％に満たないデューティサイクルを有して数十ミリ秒の短バーストでしか適用されないので、代わりに加熱は連続的に数十秒にわたる。また、必要とされる音響出力は、むしろＡＲＦＩについて低く、電力が低すぎる場合には、雑音の多い変位推定を与えるよう変位マップのＳＮＲに影響を及ぼす。

ＭＲ−ＡＲＦＩの応用は、例えば、組織への如何なる加熱又は損傷も引き起こさずに焦点位置の推定を取得するために使用されてよい。これは、加熱位置の正確さが最重要である不均一組織又は小構造においてそれ自体で有用であり得る。

肋骨間で超音波処理すること、及び肝臓を狙うことのような、音響上複雑な環境において同じく特に有用であり得る他の応用は、焦点における変位を最大限として、所与の印加電力について圧力場を最大限とすることである。これは、焦点での位相共鳴が最大限とされるまで個々の要素又は要素クラスタの位相を１つずつ変更することで行われ得る。また、全く焦点圧に寄与しない要素のスイッチングオフは、それらが肋骨でしか吸収されず、吸収の間に肋骨の加熱にしか寄与しないことを前提として、組み込まれ得る。肋骨の加熱が必要以上である場合は、神経及び皮膚の損傷が起こり得る。

更なる他の可能な使用は、超音波処理の間の組織構造の変化のモニタリングである。これは、例えば、局所的な反射／吸収を増大させるキャビテーションの開始をモニタリングするために使用され得る。加えて、より高い音響強さについて、エネルギは、より高い調波へと伝えられて、焦点の近くでのより有効な吸収を引き起こす。これは大いに好ましく、ＡＲＦＩは、それらが生成する増大した吸収及び放射圧に起因して、それらの非線形性の開始及び範囲をモニタリングするために場合により使用され得る。これは、ＭＲ−ＡＲＦＩによって容易にモニタリングされ得る放射圧を増大させる。このＡＲＦＩモニタリングは、ＨＩＦＵアブレーションの間のキャビテーションモニタリングのために使用される場合にサーモメトリに対して断続的に行われるべきである。

１つのより知られている応用は、圧力誘起による投薬又は遺伝子発現のモニタリングである。

しかしながら、それらの応用の全ては、高速ＭＲ−ＡＲＦＩ、特に、ＡＲＦＩがサーモメトリ又は他のモニタリングに対して断続的に行われるべきであるか、又はＡＲＦＩの必要とされる繰り返しの回数が駆動信号最適化の場合のように多いそれらの応用から、大いに恩恵を受ける。本発明は、ＭＲ−ＡＲＦＩが臨床上許容可能な撮像存続期間へ加速され得る方法について論じる。

従来、ＭＲ−ＡＲＦＩは２Ｄイメージングを使用するか、あるいは、幾つかの場合に、２Ｄ画像に結合されるスタックド１Ｄプロファイルの使用も報告されている。本質的、２Ｄ画像が生成される。

適応リフォーカシング、圧力場モニタリング、キャビテーション／非線形性モニタリングのような、ＭＲ−ＡＲＦＩのより興味深い応用の幾つかに関し、ＭＲ−ＡＲＦＩは、望ましくは、極めて高速でなければならない。これは、数秒に関して画像を取得することが全く許容可能であるテストショットについてはさほど懸案事項でない。

しかしながら、適応リフォーカシングに関し、このスキャンは、駆動信号を変更されるべきトランスデューサ内の要素の数の少なくとも３倍繰り返されなければならない。３度の繰り返しは、夫々の要素について、そのチャネルの放射圧対位相挙動の動きの適切な理解を得るために、異なる駆動位相で必要とされる。望ましくは、２つの画像が、バックグラウンドＭＲ位相ノイズを除去するために、チャネルごとの夫々の駆動位相について生成されるべきである。放射圧画像が、テストショットについて許容可能である２秒において取得される場合は、直ちに適応リフォーカシングに必要とされる繰り返しは、スキャン時間を約１時間にならしめる。これは、当然に、臨床上有用であるためにあまりに長すぎる。

しかしながら、我々は放射圧を最大限にすることに関心を持っているので、我々は、焦点の位置が１つの画像において正確であるよう決定された後に変位場の２Ｄ画像を生成する必要が必ずしもない。

一実施形態において、２Ｄ円筒形励起パルスは、１Ｄ勾配リードアウトパルスが後に続く。円筒形ペンシルビーム励起の方向は、１Ｄリードアウトパルスと同じであるべきであり、且つ、ＨＩＦＵ場のビーム軸と一致すべきである。その１Ｄプロファイルの夫々のボクセルにおけるＭＲ位相信号は、その場合に、２ＤＲＦパルスによって励起されたボリューム内にあったビーム軸と垂直な平均放射圧を表すべきである。平均化が信号を過度に平らにしないように、ペンシルビームの直径は可能な限り小さく保たれ、ＨＩＦＵのビーム軸と一致すべきである。適当な直径（〜５ｍｍ）を加えたリードアウトのそのような励起は、３０ｍｓにおいて取得され得る。これは、２５６の要素トランスデューサの適応リフォーカシングが１分未満（３×２×２５６×３０ｍｓ＝４６ｓ）で行われることを可能にする。しかしながら、平均化は、放射圧の十分に信頼できる推定を取得するために必要であり得る。これは、撮像時間を少なくとも倍増させるが、スキャン時間はそれにも関わらず実行可能なままである。

他の実施形態において、多送信（multi transmit）技術が、従来の受信ＳＥＮＳＥ（SENSitivity Encoding）と極めて同じようにして、これを改善された励起ｋ空間カバレッジと交換するか又はアンダーサンプリングを可能にすることによって、励起ｋ空間の多次元符号化に必要とされる時間を削減するために利用されてよい。

他の実施形態において、多次元励起によって励起される制限された関心領域は、２Ｄ画像として再構成される。その場合に、励起される制限された視野は、必要とされる位相符号化ステップを減らして、ＡＲＦＩのためのあらゆる従来の２Ｄ撮像技術のスキャン存続期間を削減する。これは、必要とされる位相符号化ステップの量を更に減らすよう、ＳＥＮＳＥ又はＧＲＡＰＰＡ（Generalized
Autocalibrating Partially Parallel Acquisition）のようなリードアウト加速技術と組み合わされてよい。例えば、セグメント化されたＥＰＩ（Echo Planar
Imaging）と組み合わせて撮像シーケンスのために高速フィールドエコーを用いることは、その場合に、画像ごとに１００〜２００ｍｓ程度の高速取得を可能にする。データ継承又は粗サンプリングに基づく再構成技術は、画像ごとにほとんど変化がなく且つデータの大半が引き継がれ得るので、従来の撮像スキャンと更に組み合わされてよい。２，３例を挙げると、画像比制限再構成及びｋ−ｔＧＲＡＰＰＡのような技術が使用されてよい。

そのような技術はまた、駆動位相較正のためだけでなく、キャビテーション及び非線形性のモニタリング並びに圧力場モニタリングにも適用可能であるとも言われる。

本発明の多く応用において、変位の絶対値は重要ではなく、代わりに、例えば、駆動位相の変化又はキャビテーションの結果として、変位の何らかの変化が存在するかどうかが重要である。

従って、ペンシルビーム励起は、視野（ＦＯＶ）を低減して、ペンシルビーム内の変位推定の極めて高速な発想を得るために使用されてよい。その後のプロファイルの間の比較は、トランスデューサ要素駆動信号と放射圧との間の関係の決定を可能にして、適応リフォーカシングを可能にする。代替的に、この比較は、局所的な圧力場の変化と、電力レベルの増大により生じる焦点の近くでの組織の挙動（キャビテーション／非線形性）とに関する情報をもたらし得る。

わずかに異なった方法において、多送信技術及び／又は従来の受信加速技術は夫々、励起又は受信ｋ空間をアンダーサンプリングするために使用されてよい。アンダーサンプリングは、必要なｋ空間カバレッジを低減して、励起ｋ空間のための励起パルス存続期間を短縮するとともに、エイリアシングを引き起こすことなく受信ｋ空間において必要とされる位相符号化の量を減らすために、使用されてよい。加えて、受信アンダーサンプリングは、ｋ−ｔＧＲＡＰＰＡ、圧縮センシング、及び画像比制限再構成のような、データ継承を使用する再構成技術と組み合わされ得る。

上述された撮像技術は、ビーム方向における動き検知勾配パルスと組み合わされてよい。これは次いで、アクティブな超音波により取得される画像と組み合わされて、反対の極性の勾配により繰り返される。結果として得られるデータは、その場合に、バックグラウンドＭＲ位相が除去された変異マップの再構成を可能にする。

本発明は、図面及び前述の説明において詳細に図示及び記載されてきたが、そのような図示及び記載は、制限ではなく実例であると解されるべきであり、本発明は、開示されている実施形態に制限されない。

開示されている実施形態に対する他の変形例は、図面、本開示、及び添付の特許請求の範囲の検討から、請求される発明を実施する際に当業者によって理解され達成され得る。特許請求の範囲において、語“有する（comprising）”は、他の要素又はステップを除外せず、単称（不定冠詞“a又はan”）は、複数個を除外しない。単一のプロセッサ又は他のユニットが、特許請求の範囲で挙げられている複数の項目の機能を満たしてよい。特定の手段が相互に異なる従属請求項で挙げられているという単なる事実は、それらの手段の組み合わせが有利に使用され得ないことを示すわけではない。コンピュータプログラムは、他のハードウェアとともに又はその部分として供給される光記憶媒体又はソリッドステート媒体のような適切な媒体において記憶／分配されてよいが、他の形態においても、例えば、インターネット又は他の有線若しくは無線電気通信システムを介して、分配されてよい。特許請求の範囲における如何なる参照符号も適用範囲を制限するよう解されるべきではない。

２００ 医療機器
２０２ 磁気共鳴撮像システム
２０４ 磁石
２０６ 磁石のボア
２０８ 撮像区間
２１０ 磁場傾斜コイル
２１２ 磁場傾斜コイル電源
２１４ 無線周波数コイル
２１６ トランシーバ
２１８ 対象
２２０ 対象支持台
２２２ 高密度焦点式超音波システム
２２４ 液体により満たされたチェンバ
２２６ 超音波トランスデューサ
２２８ メカニズム
２３０ 機械アクチュエータ／電源
２３２ 超音波の経路
２３４ 超音波ウィンドウ
２３６ ゲルパッド
２３８ 超音波処理点又は標的区間
２３９ 関心領域
２４０ ビーム軸
２４２ コンピュータシステム
２４４ ハードウェアインターフェース
２４６ プロセッサ
２４８ ユーザインターフェース
２５０ コンピュータストレージ
２５２ コンピュータメモリ
２５４ パルスシーケンス
２５６ 磁気共鳴データ
２５８ 放射圧画像
２６０ 制御モジュール
２６２ 放射圧画像再構成モジュール
４１４ 無線周波数コイル
４１４’ 無線周波数コイル
４１４” 無線周波数コイル
４５４ 熱撮像パルスシーケンス
４５６ 熱磁気共鳴データ
４５８ サーマルマップ
４６０ 治療プラン
４７０ サーマルマップ再構成モジュール
４７２ 治療プラン変更モジュール
５００ 音響放射圧撮像パルスシーケンス
５０２ 無線周波数の時刻線
５０４ ライン選択勾配の時刻線
５０６ リードアウト勾配の時刻線
５０８ 符号化勾配の時刻線
５１０ 高密度焦点式超音波の時刻線
５１２ 励起パルス
５１４ 多次元勾配
５１６ リードアウト勾配
５１８ 受信された無線周波数信号
５２０ 超音波オン
５２２ 空間符号化

Claims (14)

1. 磁気共鳴音響放射力撮像（ＭＲ−ＡＲＦＩ）により組織変位を得る医療機器であって、
   撮像区間内の対象から磁気共鳴データを取得する磁気共鳴撮像システムと、
   前記撮像区間内にある標的区間を超音波処理するようビーム軸に沿って超音波を方向付ける高密度焦点式超音波システムと、
   医療機器を制御するプロセッサと、
   機械により読出可能な命令を記憶するメモリと
   を有し、
   前記命令の実行は、前記プロセッサに、
   パルスシーケンスを用いて前記磁気共鳴データを取得するように前記磁気共鳴撮像システムを制御させ、前記パルスシーケンスは音響放射力撮像パルスシーケンスを有し、前記音響放射力撮像パルスシーケンスは励起パルスを有し、前記音響放射力撮像パルスシーケンスは関心領域が２次元断面を有するように前記関心領域を選択的に励起する、前記励起パルスの間に適用される、２次元勾配パルスをさらに有し、前記２次元断面は関心領域軸に対して回転対称性を有し、前記関心領域軸と前記ビーム軸とは同軸であり、前記関心領域は前記ビーム軸の少なくとも一部分及び前記標的区間を包囲する所定のボリュームを有し、前記音響放射力撮像パルスシーケンスは、前記励起パルスが終了した後の組織の変位の間に行われる空間符号化勾配パルスを含み、
   前記命令の実行は、前記プロセッサに、さらに、
   前記音響放射力撮像パルスシーケンスの間に前記標的区間の超音波処理が起こるように前記標的区間を超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させ、
   前記磁気共鳴データにより放射力画像を再構成させる、医療機器。
2. 前記励起された関心領域の前記２次元断面は、円形断面、楕円断面、長方形断面、及び多角形断面のうちのいずれか１つを有する、
   請求項１に記載の医療機器。
3. 前記音響放射力撮像パルスシーケンスは、前記ビーム軸とアライメントされた１次元のリードアウト勾配パルスを更に有する、
   請求項１又は２に記載の医療機器。
4. 前記磁気共鳴撮像システムは、多要素送信コイルを有し、
   前記パルスシーケンスは、前記磁気共鳴撮像システムに、前記励起により前記多要素送信コイルを用いて前記所定のボリュームに前記関心領域を制限させるよう動作可能である、
   請求項１又は２に記載の医療機器。
5. 前記パルスシーケンスは、ＳＥＮＳＥパルスシーケンス又はＧＲＡＰＰＡパルスシーケンスのうちのいずれか１つである、
   請求項１乃至４のうちいずれか一項に記載の医療機器。
6. 動き符号化勾配にバイポーラ勾配パルスを用いる、
   請求項１乃至５のうちいずれか一項に記載の医療機器。
7. 前記命令の実行は、前記プロセッサに、前記放射力画像を用いて、
   組織壊死を検出すること、組織変位を決定すること、標的位置を調整すること、前記高密度焦点式超音波システムのための信号最適化を駆動すること、及びそれらの組み合わせ
   のうちのいずれか１つを実行させる、
   請求項１乃至６のうちいずれか一項に記載の医療機器。
8. 前記励起パルスは、単一励起パルスである、
   請求項１乃至７のうちいずれか一項に記載の医療機器。
9. 前記パルスシーケンスは、変位符号化勾配パルスを更に有し、
   前記命令の実行は、前記プロセッサに、前記変位符号化勾配パルスの少なくとも一部分の間に前記標的区間の超音波処理が起こるように前記高密度焦点式超音波システムにより前記標的区間を超音波処理するよう前記高密度焦点式超音波システムを制御させる、
   請求項１乃至８のうちいずれか一項に記載の医療機器。
10. 前記パルスシーケンスは、前記関心領域の外で磁気共鳴信号を減衰させる外部ボリューム抑制パルスを更に有する、
    請求項１乃至９のうちいずれか一項に記載の医療機器。
11. 前記パルスシーケンスは、熱磁気共鳴データを取得する熱撮像パルスシーケンスを有し、
    前記熱撮像パルスシーケンスは、前記音響放射力撮像パルスシーケンスとインターリービングされ、
    前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、
    前記熱撮像パルスシーケンスにより前記熱磁気共鳴データを取得するよう前記磁気共鳴撮像システムを制御させ、
    前記熱磁気共鳴データによりサーマルマップを再構成させ、
    前記サーマルマップ及び前記放射力画像をディスプレイ上に表示させる、
    請求項１乃至１０のうちいずれか一項に記載の医療機器。
12. 前記高密度焦点式超音波システムは、前記標的区間の位置を制御するよう調整可能な焦点を有し、
    前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、
    前記対象内の前記標的区間の位置を特定する治療プランを受け取らせ、
    実時間において、少なくとも部分的に前記治療プラン及び前記放射力画像に従って、前記調整可能な焦点を繰り返し制御するよう、前記高密度焦点式超音波システムを制御させる、
    請求項１乃至１１のうちいずれか一項に記載の医療機器。
13. 磁気共鳴音響放射力撮像（ＭＲ−ＡＲＦＩ）により組織変位を得る医療機器を制御するプロセッサによる実行のための機械により実行可能な命令を有するコンピュータプログラムであって、
    前記医療機器は、撮像区間内の対象から磁気共鳴データを取得する磁気共鳴撮像システムと、前記撮像区間内にある標的区間を超音波処理するようビーム軸に沿って超音波を方向付ける高密度焦点式超音波システムとを有し、
    前記命令の実行は、前記プロセッサに、
    パルスシーケンスを用いて前記磁気共鳴データを取得するように前記磁気共鳴撮像システムを制御させ、前記パルスシーケンスは音響放射力撮像パルスシーケンスを有し、前記音響放射力撮像パルスシーケンスは励起パルスを有し、前記音響放射力撮像パルスシーケンスは関心領域が２次元断面を有するように前記関心領域を選択的に励起する、前記励起パルスの間に適用される、２次元勾配パルスをさらに有し、前記２次元断面は関心領域軸に対して回転対称性を有し、前記関心領域軸と前記ビーム軸とは同軸であり、前記関心領域は前記ビーム軸の少なくとも一部分及び前記標的区間を包囲する所定のボリュームを有し、前記音響放射力撮像パルスシーケンスは、さらに前記励起パルスが終了した後の組織の変位の間に行われる空間符号化勾配パルスを含み、
    前記命令の実行は、前記プロセッサに、さらに、
    前記音響放射力撮像パルスシーケンスの間に前記標的区間の超音波処理が起こるように前記標的区間を超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させ、
    前記磁気共鳴データにより放射力画像を再構成させる、コンピュータプログラム。
14. 撮像区間内の対象から磁気共鳴データを取得する磁気共鳴撮像システムと、前記撮像区間内にある標的区間を超音波処理するようビーム軸に沿って超音波を方向付ける高密度焦点式超音波システムとを有する、磁気共鳴音響放射力撮像（ＭＲ−ＡＲＦＩ）により組織 変位を得る医療機器の作動方法であって、
    パルスシーケンスを用いて前記磁気共鳴データを取得するように前記磁気共鳴撮像システムを制御するステップであって、前記パルスシーケンスは音響放射力撮像パルスシーケンスを有し、前記音響放射力撮像パルスシーケンスは励起パルスを有し、前記音響放射力撮像パルスシーケンスは関心領域が２次元断面を有するように前記関心領域を選択的に励起する、前記励起パルスの間に適用される、２次元勾配パルスをさらに有し、前記２次元断面は関心領域軸に対して回転対称性を有し、前記関心領域軸と前記ビーム軸とは同軸であり、前記関心領域は前記ビーム軸の少なくとも一部分及び前記標的区間を包囲する所定のボリュームを有し、前記音響放射力撮像パルスシーケンスは、前記励起パルスが終了した後の組織の変位の間に行われる空間符号化勾配パルスを含む、ステップと、
    前記音響放射力撮像パルスシーケンスの間に前記標的区間の超音波処理が起こるように前記標的区間を超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ステップと、
    前記磁気共鳴データにより放射力画像を再構成するステップと
    を有する医療機器の作動方法。

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