申请/专利权人：皇家飞利浦有限公司

申请日：2016-02-25

公开（公告）日：2019-12-03

公开（公告）号：CN107405502B

主分类号：A61N7/02(20060101)

分类号：A61N7/02(20060101);G01R33/48(20060101);G01R33/563(20060101)

优先权：["20150304 EP 15157560.2"]

专利状态码：失效-未缴年费专利权终止

法律状态：2024.03.12#未缴年费专利权终止;2018.03.30#实质审查的生效;2017.11.28#公开

摘要：本发明提供了一种医学装置100，所述医学装置包括高强度聚焦超声系统122和磁共振成像系统102。存储器152存储机器可执行指令280、282、284、286以及用于声辐射力成像协议的脉冲序列命令260。所述存储器还存储用于控制所述高强度聚焦超声系统根据所述声辐射力成像协议对所述超声处理区域进行超声处理的第一超声处理命令262和第二超声处理命令264。所述脉冲序列命令针对多个脉冲序列重复指定对所述磁共振数据的所述采集。所述脉冲序列命令针对所述多个脉冲序列重复中的每个脉冲序列重复指定第一组运动编码梯度406和第二组运动编码梯度408。所述机器可执行指令的执行使所述处理器控制所述医学装置，以：通过利用所述脉冲序列命令控制所述磁共振成像系统并且通过利用所述第一超声处理命令控制所述高强度聚焦超声系统来采集300第一磁共振数据266；通过利用所述脉冲序列命令控制所述磁共振成像系统并且通过利用所述第二超声处理命令控制所述高强度聚焦超声系统来采集302第二磁共振数据268；根据所述第一磁共振数据来重建304第一运动编码的图像270；根据所述第二磁共振数据来重建306第二运动编码的图像272；并且根据所述第一运动编码的图像与所述第二运动编码的图像的差来构建308位移图274。

主权项：1.一种医学装置100，包括：高强度聚焦超声系统122，其用于对超声处理区域139进行超声处理；磁共振成像系统102，其用于采集来自成像区108的磁共振数据266、268，其中，所述超声处理区域与所述成像区至少部分地交叠；处理器146，其用于控制所述医学装置；存储器152，其用于存储机器可执行指令280、282、284、286，其中，所述存储器还存储用于控制所述磁共振成像系统根据声辐射力成像协议采集磁共振数据的脉冲序列命令260，其中，所述存储器还存储用于控制所述高强度聚焦超声系统根据所述声辐射力成像协议对所述超声处理区域进行超声处理的第一超声处理命令262，其中，所述存储器还存储用于控制所述高强度聚焦超声系统根据所述声辐射力成像协议400、500、600对所述超声处理区域进行超声处理的第二超声处理命令264，其中，所述脉冲序列命令针对多个脉冲序列重复指定对所述磁共振数据的所述采集，其中，所述脉冲序列命令针对所述多个序列重复中的每个序列重复指定第一组运动编码梯度406和第二组运动编码梯度408，所述第一组运动编码梯度和所述第二组运动编码梯度被施加有相同的极性，并且其中，所述机器可执行指令的执行使所述处理器：通过利用所述脉冲序列命令控制所述磁共振成像系统并且通过利用所述第一超声处理命令控制所述高强度聚焦超声系统来采集300第一磁共振数据266，其中，所述第一超声处理命令使所述高强度聚焦超声系统在所述第一组运动编码梯度期间对所述超声处理区域进行超声处理；通过利用所述脉冲序列命令控制所述磁共振成像系统并且通过利用所述第二超声处理命令控制所述高强度聚焦超声系统来采集302第二磁共振数据268，其中，所述第二超声处理命令使所述高强度聚焦超声系统在所述第二组运动编码梯度期间对所述超声处理区域进行超声处理；并且将不同的触发延迟应用于所述第一超声处理命令和所述第二超声处理命令；根据所述第一磁共振数据来重建304第一运动编码的图像270；根据所述第二磁共振数据来重建306第二运动编码的图像272；并且根据所述第一运动编码的图像与所述第二运动编码的图像的差来构建308位移图274。

全文数据：声辐射力成像技术领域[0001]本发明涉及磁共振引导的高强度聚焦超声，具体而言，本发明涉及使用磁共振成像来确定由高强度聚焦超声造成的组织位移。背景技术[0002]在高强度聚焦超声HIFU中，超声换能器元件的阵列被用于形成超声换能器。向换能器元件供应交流电功率使其生成超声波。来自换能器元件中的每个换能器元件的超声波在射束路径中的不同位置处或者相长地或者相消地相加。通过控制被供应到换能器元件中的每个换能器元件的交流电功率的相位，可以控制超声功率被聚焦到的焦点或体积。[0003]对肿瘤的高强度聚焦超声HIFU治疗需要高程度的空间准确性，以便避免损伤健康组织以及获得对系统的最佳使用。尽管在利用如当前实践的低功率测试超声处理时避免由于不良靶向对健康组织的伤害对于大的静止肿瘤而言通常不是问题，但是例如如果错误的位置知识被用于反馈算法，则系统的技术性能和或临床性能可能会受到损害。这转化为降低的处置效果。[0004]磁共振MR声辐射力成像MR-ARFI可以被用于观测机械压力波施加于体内组织上的辐射力。这例如包括对由所吸收的高强度聚焦超声所施加的辐射力的估计。[0005]McDannold和Maier在MedicalPhysicsvolume35,2008年8月，第3748至3758页上的期干丨J文章“Magneticresonanceacousticradiationforceimaging”公开了一种使用磁共振成像来确定由聚焦超声引起的位移的弹性成像方法。[0006]Auboiroux等人在MagneticResonanceinMedicine68:932-9462012，第932至946页上的期刊文章“ARFI-PreparedMRgHIFUinLiver:SimultaneousMappingofARFI-DisplacementandTemperatureelevation,UsingaFastGRE-EPISequence”公开了MR-ARFI与质子共振频率偏移MR温度测定的组合。[0007]Y.Hertzberg等人在Med·Phys·3720102934上的文章‘Ultrasoundfocusingmagneticresonanceacousticradiationforceimaging!Applicationtoultrasoundtranscranialtherapy’涉及一种梯度回波MR-ARFI序列。该序列具有其中梯度波形）的极性被反转的运动编码梯度。发明内容[0008]本发明在独立权利要求中提供一种医学装置、一种操作医学装置的方法、以及一种计算机程序产品。在从属权利要求中给出了实施例。[0009]如本领域技术人员将意识到的，本发明的各方面可以被实现为装置、方法、或计算机程序产品。相应地，本发明的各方面可以采取完全硬件实施例、完全软件实施例包括固件、常驻软件、微代码等）、或者组合软件和硬件方面的实施例的形式，其在本文中总体上全部可以被称为“电路”、“模块”或“系统”。此外，本发明的各方面可以采取实现在一个或多个计算机可读介质中的计算机程序产品的形式，所述一个或多个计算机可读介质具有实现在其上的计算机可执行代码。[0010]可以利用一个或多个计算机可读介质的任何组合。所述计算机可读介质可以是计算机可读信号介质或计算机可读存储介质。本文使用的‘计算机可读存储介质’涵盖可以存储能由计算设备的处理器执行的指令的任何有形存储介质。计算机可读存储介质可以被称为计算机可读非瞬态存储介质。计算机可读存储介质也可以被称为有形计算机可读介质。在一些实施例中，计算机可读存储介质也可以能够存储能够由计算设备的处理器访问的数据。计算机可读存储介质的范例包括，但不限于：软盘、磁硬盘驱动器、固态硬盘、闪速存储器、USB拇指驱动器、随机存取存储器RAM、只读存储器ROM、光盘、磁光盘、以及处理器的寄存器文件。光盘的范例包括:压缩盘CD、数字通用盘DVD、以及蓝光盘BD，例如，00_ROM、CD-RW、CD-R、DVD-ROM、DVD-RW、DVD-R、BD-R、或BD-RE盘。术语计算机可读存储介质也指代能够经由网络或通信链路由计算机设备访问的各种类型的记录介质。例如，可以在调制调解器、因特网、或局域网上检索数据。可以使用任何适当的介质发送实现在计算机可读介质上的计算机可执行代码，所述任何适当的介质包括，但不限于:无线、有线、光纤线缆、RF等或者前述的任何合适的组合。[0011]计算机可读信号介质可以包括具有实现在其中的计算机可执行代码的传播的数据信号，例如，在基带中或作为载波的部分。这样的传播的信号可以采取任何各种形式，包括，但不限于：电磁、光学、或者其任何合适的组合。计算机可读信号介质可以是以下任何计算机可读介质:其不是计算机可读存储介质，并且其能够传送、传播或传输用于由指令执行系统、装置或设备使用或者与指令执行系统、装置或设备结合使用的程序。[0012]‘计算机存储器’或‘存储器’是计算机可读存储介质的范例。计算机存储器是能由处理器直接访问的任何存储器。‘计算机存储设备’或‘存储设备’是计算机可读存储介质的另外的范例。计算机存储设备是任何非易失性计算机可读存储介质。在一些实施例中，计算机存储设备也可以是计算机存储器，或者反之亦然。[0013]如本文中所使用的‘处理器’涵盖能够执行程序或机器可执行指令或计算机可执行代码的电子部件。对包括‘处理器’的计算设备的引用应当被解读为能够包含多于一个的处理器或处理核。所述处理器例如可以是多核处理器。处理器也可以指代在单个计算机系统之内的或者分布在多个计算机系统之间的处理器的集合。术语计算设备也应当被解读为能够指代计算设备的集合或网络，所述集合或网络中的每个包括一个或多个处理器。计算机可执行代码可以由可以在同一计算设备之内或者甚至可以分布在多个计算设备之间的多个处理器来执行。[0014]计算机可执行代码可以包括令处理器执行本发明的方面的机器可执行指令或程序。用于执行针对本发明的各方面的操作的计算机可执行代码可以以一种或多种编程语言的任何组合来编写并且被编译为机器可执行指令，所述一种或多种编程语言包括诸如Java、Smalltalk、C++等的面向对象的编程语言以及诸如“C”编程语言或相似编程语言的常规过程性编程语言。在一些实例中，所述计算机可执行代码可以采取高级语言的形式或者采取预编译的形式并且结合在工作时生成机器可执行指令的解读器一起被使用。[0015]所述计算机可执行代码可以完全在用户的计算机上、部分在用户的计算机上（作为独立的软件包）、部分在用户的计算机上并且部分在远程计算机上、或者完全在远程计算机或服务器上执行。在后一种情形下，所述远程计算机可以通过包括局域网（LAN或广域网WAN的任何类型的网络被连接到用户的计算机，或者可以（例如，通过使用因特网服务提供商的因特网对外部计算机进行连接。[0016]参考根据本发明的实施例的方法、装置系统）和计算机程序产品的流程图、图示和或框图来描述本发明的各方面。将理解，当可应用时，能够通过采取计算机可执行代码的形式的计算机程序指令来实施流程图、图示和或框图的框中的每个框或部分。还应当理解，当互不排斥时，可以组合不同流程图、图示和或框图中的框。这些计算机程序指令可以被提供给通用计算机、专用计算机或产生机器的其他可编程数据处理装置的处理器，使得经由计算机或其他可编程数据处理装置的处理器执行的指令创建用于实施在流程图和或一个或多个框图框中指定的功能动作的单元。[0017]这些计算机程序指令还可以被存储在计算机可读介质中，所述计算机可读介质能够指引计算机、其他可编程数据处理装置或其他设备以特定的方式来工作，使得在计算机可读介质中存储的指令产生包括实施在流程图和或一个或多个框图的框中指定的功能动作的指令的制品。[0018]所述计算机程序指令也可以被加载到计算机、其他可编程数据处理装置或其他设备上，以令在计算机、其他可编程装置或其他设备上执行一系列操作步骤，从而产生计算机实施的过程，使得在计算机或其他可编程装置上执行的指令提供用于实施在流程图和或一个或多个框图的框中指定的功能动作的过程。[0019]如本文所使用的‘用户接口’是允许用户或操作人员与计算机或计算机系统交互的接口。‘用户接口’也可以被称为‘人机接口设备’。用户接口可以向操作人员提供信息或数据和或从操作人员接收信息或数据。用户接口可以使得来自操作人员的输入能够被计算机接收并且可以从计算机向用户提供输出。换言之，所述用户接口可以允许操作人员控制或操控计算机，并且所述接口可以允许计算机指示操作人员的控制或操控的效果。显示器或图形用户接口上的数据或信息的显示是向操作人员提供信息的范例。通过键盘、鼠标、跟踪球、触摸板、指点杆、图形输入板、操纵杆、游戏手柄、网络摄像头、耳机、变速杆、转向盘、踏板、有线手套、跳舞毯、遥控器和加速度计对数据的接收全都是实现对来自操作人员的信息或数据的接收的用户接口部件的范例。[0020]如本文所使用的‘硬件接口’涵盖使得计算机系统的处理器能够与外部计算设备和或装置交互和或控制外部计算设备和或装置的接口。硬件接口可以允许处理器将控制信号或指令发送到外部计算设备和或装置。硬件接口也可以使得处理器能够与外部计算设备和或装置交换数据。硬件接口的范例包括，但不限于:通用串行总线、IEEE1394端口、并行端口、IEEE1284端口、串行端口、RS-232端口、IEEE-488端口、蓝牙连接、无线局域网连接、TCPIP连接、以太网连接、控制电压接口、MIDI接口、模拟输入接口、以及数字输入接口。[0021]如本文所使用的‘显示器’或‘显示设备’涵盖适于显示图像或数据的输出设备或用户接口。显示器可以输出视觉、音频和或触觉数据。显示器的范例包括，但不限于:计算机监视器、电视屏幕、触摸屏、触觉电子显示器、盲文屏幕、阴极射线管CRT、存储管、双稳态显示器、电子纸、矢量显示器、平板显示器、真空荧光显示器VF、发光二极管LED显示器、电致发光显示器ELD、等离子体显示板PDP、液晶显示器LCD、有机发光二极管显示器OLED、投影仪、以及头戴式显示器。[0022]医学图像数据在文本中被定义为已经使用医学成像扫描器采集的二维或三维数据。医学成像扫描器在本文中被定义为适于采集关于患者的物理结构的信息并且构建二维或三维医学图像数据集的装置。医学图像数据能够被用于构建对医师的诊断有用的可视化。能够使用计算机来执行该可视化。[0023]磁共振MR数据在本文中被定义为在磁共振成像扫描期间由磁共振装置的天线所记录的由原子自旋发射的射频信号的测量结果。磁共振数据是医学图像数据的范例。磁共振成像MRI图像在本文中被定义为对磁共振成像数据内包含的解剖学数据的经重建的二维或三维可视化。能够使用计算机来执行该可视化。[0024]磁共振数据可以包括在磁共振成像扫描期间由磁共振装置的天线对由原子自旋发射的射频信号的测量结果，所述测量结果包含可以被用于磁共振温度测定的信息。磁共振温度测定通过测量温度敏感参数的改变来工作。在磁共振温度测定期间可以被测量的参数的范例是：质子共振频率偏移、扩散系数，或者Tl和或T2弛豫时间的变化可以被用于使用磁共振来测量温度。质子共振频率偏移是温度相关的，因为个体质子、氢原子经历的磁场取决于周围的分子结构。由于温度影响氢键结合，温度的增加减少分子筛选。这导致质子共振频率的温度相关性。[0025]质子密度线性地取决于均衡磁化。因此，能够使用质子密度加权图像来确定温度改变。[0026]弛豫时间T1、T2和T2-星有时被写为T2*也是温度相关的。因此，对T1、T2和T2-星加权图像的重建能够被用于构建热图或温度图。[0027]温度也影响水溶液中的分子的布朗运动。因此，能够测量扩散系数的脉冲序列，诸如脉冲扩散梯度自旋回波，可以被用于测量温度。[0028]使用磁共振测量温度的最有用的方法之一是通过测量水质子的质子共振频率PRF偏移。质子的共振频率是温度相关的。当温度在体素中变化时，频率偏移将使测得的水质子的相位改变。因此，能够确定两个相位图像之间的温度改变。确定温度的该方法具有相较于其他方法相对快的优点。[0029]如本文所使用的‘超声窗口’涵盖对超声波或能量而言实际上透明的窗口。通常，薄膜或膜被用作超声窗口。所述超声窗口例如可以由BoPET双向拉伸聚对苯二甲酸乙二醇酯）的薄膜制成。[0030]在一个方面中，本发明提供了一种医学装置，所述医学装置包括用于对超声处理区域进行超声处理的高强度聚焦超声系统。所述医学装置还包括用于采集来自成像区的磁共振数据的磁共振成像系统。所述磁共振数据可以被认为被采集分成第一磁共振数据和第二磁共振数据。所述超声处理区域与所述成像区至少部分地交叠。在一些范例中，所述超声处理区域可以完全处在所述成像区内。在其他范例中，所述超声处理区域使其至少一部分处在所述成像区的外部。取决于应用，所述超声处理区域可以具有不同的大小或尺寸。在一些范例中，所述超声处理区域将仅包括所述高强度聚焦超声被聚焦的点。在其他范例中，所述超声处理区域可以包括所述超声的近场或甚至远场。所述医学装置还包括用于控制所述医学装置的处理器。[0031]所述医学装置还包括用于存储机器可执行指令的存储器。所述存储器还存储用于控制所述磁共振成像系统以根据声辐射力成像协议来采集磁共振数据的脉冲序列命令。如本文中使用的脉冲序列命令包括描述或可以被用于直接控制所述磁共振成像系统来采集所述磁共振数据的命令。通常，用于所述磁共振成像的所述协议是根据所谓的脉冲序列来定义的。所述脉冲序列是示出了所述磁共振成像系统的各种部件在各种时间处采取的动作的时序图。所述脉冲序列命令也可以涵盖诸如可以被容易地转换为用于控制所述磁共振成像系统的命令的脉冲序列的时序图的想法。[0032]所述存储器还存储第一超声处理命令和第二超声处理命令。第一超声处理命令和第二超声处理命令两者都是被用于控制所述高强度聚焦超声系统以根据所述声辐射力成像协议对所述超声处理区域进行超声处理的命令。也就是说，所述超声处理命令使所述高强度聚焦超声系统在所述运动编码梯度期间对所述超声处理区域进行超声处理，使得能够应用所述声辐射力成像协议。所述脉冲序列命令针对多个脉冲序列重复指定对所述磁共振数据的采集。所述脉冲序列命令针对所述多个脉冲序列重复中的每个脉冲序列重复指定第一组运动编码梯度和第二组运动编码梯度。在声辐射力成像协议期间，当存在对所述超声处理区域的超声处理时以及当不存在超声处理时，应用运动编码梯度。比较来自这两个集合的数据，并且这被用于确定由于所应用的超声造成的运动。[0033]所述机器可执行指令的执行使所述处理器通过利用所述脉冲序列命令控制所述磁共振成像系统并且通过利用所述第一超声处理命令控制所述高强度聚焦超声系统来采集第一磁共振数据。所述第一超声处理命令使所述高强度聚焦超声系统在所述第一组运动编码梯度期间对所述超声处理区域进行超声处理。所述机器可执行指令的执行还使所述处理器通过利用所述脉冲序列命令控制所述磁共振成像系统并且通过利用所述第二超声处理命令控制所述高强度聚焦超声系统来采集第二磁共振数据。[0034]所述第二超声处理命令使所述高强度聚焦超声系统在所述第二组运动编码梯度期间对所述超声处理区域进行超声处理。当应用常规的声辐射力成像协议时，现有技术协议使用所述协议内的相同点处的超声处理脉冲，并且所述运动编码梯度被改变。在该范例中，被用于采集第一磁共振数据和第二磁共振数据两者的脉冲序列是相同的。替代改变用于控制所述磁共振成像系统的所述脉冲序列，所述超声处理发生在相同脉冲序列内的不同点处。[0035]所述机器可执行指令的执行还使所述处理器根据所述第一磁共振数据来重建第一运动编码的图像。所述机器可执行指令的执行还使所述处理器根据所述第二磁共振数据来重建第二运动编码的图像。所述机器可执行指令的执行还使所述处理器根据所述第一运动编码的图像与所述第二运动编码的图像的差来构建位移图。[0036]该范例可以具有以下益处：由所述磁共振成像系统执行的所述脉冲序列在任何时候都是相同的。改变所述脉冲序列能够导致各种问题。例如，运动编码梯度极性在每个动态期间的切换可以是诸如来自涡电流和磁共振图像稳态的破坏的多个图像伪影的来源。因此，该范例的应用可以导致更高质量的声辐射力图像。所产生的位移图可以具有更少伪影。如本文中使用的，动态指的是脉冲序列重复的一部分。[0037]在另一实施例中，所述机器可执行指令的执行使所述处理器根据所述第一磁共振数据和或所述第二磁共振数据来构建磁共振图像。在一些范例中，所述位移图或者甚至热图可以被叠加在所述磁共振图像上。[0038]在另一实施例中，所述脉冲序列命令针对所述第一组运动编码梯度期间的沿第一方向的位移进行编码。所述脉冲序列命令针对所述第二组运动编码梯度期间的沿第二方向的位移进行编码。所述第一方向与所述第二方向相反。[0039]在另一实施例中，所述声辐射力成像协议是梯度回波声辐射力成像协议。[0040]在另一实施例中，所述脉冲序列命令指定所述第一组运动编码梯度具有第一极性，并且所述第二组运动编码梯度具有第二极性。所述第一极性与所述第二极性相反。[0041]在另一实施例中，所述机器可执行指令的执行还使所述处理器根据质子共振频率偏移方法使用所述第一磁共振数据和所述第二磁共振数据来计算热图。执行这可以是有利的，因为准确的热图可以与改善的位移图进行比较。[0042]在另一实施例中，所述声辐射力成像协议是自旋回波声辐射力成像协议。[0043]在另一实施例中，所述脉冲序列命令指定第一组运动编码梯度具有第一极性，并且第二组运动编码梯度具有第一极性。所述极性指的是由所述梯度产生的磁场的方向，或者其也可以指的是被应用于运动编码梯度的电流。换言之，这陈述了所述第一组运动编码梯度和所述第二组运动编码梯度具有被应用具有相同极性的磁场或电流。对于每个个体组运动编码梯度，所述运动编码梯度的波形可以是梯度叶（lobe的多极组，每个梯度叶具有梯度取向，并且所述运动编码梯度脉冲的波形具有由若干梯度叶组成的极性形式。具体范例是相反个体梯度取向的两个梯度叶的双极波形。多极运动编码梯度的这些梯度取向组成整体上由其梯度叶形成的运动编码梯度的波形的极性。[0044]在另一实施例中，所述声辐射力成像协议是具有静态单极梯度的自旋回波声辐射力成像协议。[0045]在另一实施例中，所述脉冲序列命令指定所述第一组运动编码梯度被分成第一部分和第二部分。所述脉冲序列命令指定所述第二组运动编码梯度被分成第三部分和第四部分。所述脉冲序列命令指定所述第一部分和所述第二部分具有相反极性。所述脉冲序列命令指定所述第三部分和所述第四部分具有相反极性。所述脉冲序列命令指定所述第一部分和所述第四部分具有相同极性。再次地，所述运动编码梯度的极性可以根据所产生的场的方向或者根据被供应给线圈的电流来进行定义。所述第一部分在所述第二部分之前发生可以是可能的。类似地，所述第四部分在所述第三部分之前发生也可以是可能的。[0046]当指的是所述第一组运动编码梯度和所述第二组运动编码梯度时，所述第二组运动编码梯度临时在所述第一组运动编码梯度之前发生也是可能的。将所述梯度指定为组或部分不意指具体的顺序。[0047]在另一实施例中，所述声辐射力成像协议是具有静态双极梯度的自旋回波声辐射力成像协议。[0048]在另一实施例中，所述脉冲序列命令指定所述第一部分与所述第三部分之间的所述运动编码梯度的预定间断。所述脉冲序列命令指定所述第二部分与所述第四部分之间的所述运动编码梯度的预定间断。该预定间断可以是有益的，因为在所述对象中超声诱发的位移不会再次同时上升和下降。存在累积时间以及所述超声位移衰减所花费的时间。通过在第一部分与第三部分之间以及也在第二部分与第四部分之间具有预定间断使得超声的衰减能够发生，使得所述超声处理不在错误的运动编码梯度期间发生。[0049]在另一实施例中，所述预定间断在Ims与20ms之间。[0050]在另一实施例中，所述预定间断在2ms与4ms之间。[0051]在另一实施例中，所述预定间断在3ms与5ms之间。[0052]在另一实施例中，所述预定间断在4ms与6ms之间。[0053]大约4ms的预定间断可以是有用的，因为超声的指数衰减速率通常在5ms的附近。至少Ims的间断在一些情况下可以是有益的，并且这也可以被增加到所述运动编码梯度达到所述成像读出梯度的点。在一般的实践中，大约Ims至20ms的预定间断可以是特别有利的。[0054]在另一实施例中，所述脉冲序列命令指定所述第一组运动编码梯度与所述第二组运动编码梯度之间的运动编码梯度的预定延迟。由于先前前提到的累积时间以及超声在对象内的指数衰减速率，所述预定延迟可以是有用的。具有预定延迟可以减少超声处理能量被错误地编码为错误的组运动编码梯度的效果。[0055]关于以上讨论，Ims与20ms之间的所述预定延迟对于所述预定延迟也可以是有用的。[0056]在另一实施例中，所述预定延迟在Ims与20ms之间。[0057]在另一实施例中，所述预定延迟在2ms与4ms之间。[0058]在另一实施例中，所述预定延迟在3ms与5ms之间。[0059]在另一实施例中，所述预定延迟在4ms与6ms之间。[0060]在另一实施例中，以下中的任一项:第一部分在第二部分之前发生，并且第二部分在第一部分之前发生。[0061]在另一实施例中，机器可执行指令的执行使所述处理器执行以下中的任一项:顺序地采集第一磁共振数据和所述第二磁共振数据，并且通过插入对k_空间的线的采集来采集所述第一磁共振数据和所述第二磁共振数据。[0062]在另一实施例中，所述机器可执行指令的执行还使所述处理器接收超声处理模式。所述机器可执行指令的执行还使所述处理器使用所述位移图来修改所述超声处理模式。这可以是有益的，因为经改善的位移图可以被用于修改超声处理模式以更准确地对所述对象进行超声处理。在一些范例中，所述机器可执行指令的执行也可以控制所述高强度聚焦超声系统在修改超声处理计划之后执行超声处理。在对象的所述超声处理的执行期间，本文中讨论的处理器或方法的各种步骤可以被重复地使用。例如，在超声处理期间，所述对象的组织的性质或弹性性质可以改变。因此，重复地经历构建所述位移图的过程以在执行超声处理时准确地调节超声处理模式可能是必需的。[0063]在另一方面中，本发明提供了一种操作医学装置的方法。所述医学装置包括用于对超声处理区域进行超声处理的高强度聚焦超声系统。所述医学装置还包括用于采集来自成像区的磁共振数据的磁共振成像系统。所述超声处理区域与所述成像区至少部分地交叠。所述方法包括以下步骤:通过利用所述脉冲序列命令控制所述磁共振成像系统并且通过利用所述第一超声处理命令控制所述高强度聚焦超声系统来采集第一磁共振数据。[0064]所述脉冲序列命令控制所述磁共振成像系统根据声辐射力成像协议来采集磁共振数据。所述脉冲序列指定来自多个脉冲序列重复对所述磁共振数据的所述采集。所述脉冲序列命令针对所述多个脉冲序列重复中的每个脉冲序列重复指定第一组运动编码梯度和第二组运动编码梯度。所述第一超声处理命令使所述高强度聚焦超声系统根据所述声辐射力成像协议在所述第一组运动编码梯度期间对所述超声处理区域进行超声处理。[0065]所述方法还包括通过利用所述脉冲序列命令控制所述磁共振成像系统并且通过利用所述第二超声处理命令控制所述高强度聚焦超声系统来采集磁共振数据。所述第二超声处理命令使所述高强度聚焦超声系统根据所述声辐射力成像协议在所述第二组运动编码梯度期间对所述超声处理区域进行超声处理。所述方法还包括以下步骤:根据所述第一磁共振数据来重建第一运动编码的图像。所述方法还包括以下步骤:根据所述第二磁共振数据来重建第二运动编码的图像。所述方法还包括以下步骤:根据所述第一运动编码的图像与所述第二运动编码的图像的差来构建位移图。[0066]在另一方面中，本发明提供了一种用于由控制医学装置的处理器执行的计算机程序产品。所述医学装置包括用于对超声处理区域进行超声处理的高强度聚焦超声系统。所述医学装置还包括用于采集来自成像区的磁共振数据的磁共振成像系统。所述超声处理区域与所述成像区至少部分地交叠。所述机器可执行指令的执行使所述处理器通过利用所述脉冲序列命令控制所述磁共振成像系统并且通过利用所述第一超声处理命令控制所述高强度聚焦超声系统来采集第一磁共振数据。所述脉冲序列命令使所述磁共振成像系统根据声辐射力成像协议来采集磁共振数据。所述脉冲序列针对多个脉冲序列重复指定对所述磁共振数据的所述采集。所述脉冲序列命令针对所述多个脉冲序列重复中的每个脉冲序列重复指定第一组运动编码梯度和第二组运动编码梯度。[0067]所述第一超声处理命令使所述高强度聚焦超声系统根据所述声辐射力成像协议在所述第一组运动编码梯度期间对所述超声处理区域进行超声处理。所述机器可执行指令的执行还使所述处理器通过利用所述脉冲序列命令控制所述磁共振成像系统并且通过利用所述第二超声处理命令控制所述高强度聚焦超声系统来采集第二磁共振数据。所述第二超声处理命令使所述高强度聚焦超声系统根据所述声辐射力成像协议在所述第二组运动编码梯度期间对所述超声处理区域进行超声处理。所述机器可执行指令的执行还使所述处理器根据所述第一磁共振数据来重建第一运动编码的图像。所述机器可执行指令的执行还使所述处理器根据所述第二磁共振数据来重建第二运动编码的图像。所述机器可执行指令的执行还使所述处理器根据所述第一运动编码的图像与所述第二运动编码的图像的差来构建位移图。[0068]应当理解，本发明的前述实施例中的一个或多个可以被组合，只要所组合的实施例不互相排斥。附图说明[0069]在下文中将仅通过举例的方式并且参考附图来描述本发明的优选实施例，在附图中：[0070]图1图示了医学装置的范例；[0071]图2不出了图1的一部分的放大视图；[0072]图3示出了流程图，其图示了操作图1的医学装置的方法；[0073]图4示出了时序图，其图示了梯度回波磁共振ARFI序列；[0074]图5示出了时序图的又一范例，其图示了自旋回波磁共振ARFI序列；[0075]图6示出了时序图的又一范例，其图示了具有静态双极梯度的自旋回波磁性ARFI序列；[0076]图7示出了当没有ARFI梯度被使用时被采集的磁共振幅度图像；[0077]图8示出了利用静态ARFI梯度采集的磁共振图像；[0078]图9示出了当使用ARFI梯度时被采集的磁共振图像，其中，所述梯度自身正在脉冲序列内被转换；[0079]图10示出了针对图9的沿切片方向的奇和偶动态之间的幅度差；[0080]图11示出了针对图8的沿切片方向的奇和偶动态之间的幅度差；[0081]图12示出了针对图9的沿相位方向的奇和偶动态之间的幅度差；[0082]图13示出了针对图8的沿相位方向的奇和偶动态之间的幅度差；[0083]图14示出了针对图9的沿频率方向的奇和偶动态之间的幅度差；[0084]图15示出了针对图8的沿频率方向的奇和偶动态之间的幅度差；[0085]图16示出了针对图9的沿切片方向的奇和偶动态之间的相位差；[0086]图17示出了针对图8的沿切片方向的奇和偶动态之间的相位差；[0087]图18示出了针对图9的沿相位方向的奇和偶动态之间的相位差；[0088]图19示出了针对图8的沿相位方向的奇和偶动态之间的相位差；[0089]图20示出了针对图9的沿频率方向的奇和偶动态之间的相位差；[0090]图21示出了针对图8的沿频率方向的奇和偶动态之间的相位差；[0091]图22示出了在有和没有ARFI的情况下使用交变的和静态ARFI梯度的图像之间的标准偏差；[0092]图23示出了使用交变的或静态梯度的偶和奇动态之间的平均差；[0093]图24示出了位移图和温度图的绘图；[0094]图25示出了针对交变梯度和静态梯度两者的作为时间的函数的中心目标体素的最大位移;并且[0095]图26示出了针对交变梯度和静态梯度两者的作为时间的函数的中心目标体素的最大温度。[0096]附图标记列表[0097]100医学装置[0098]102磁共振成像系统[0099]1〇4磁体[0100]106磁体的膛[0101]108成像区[0102]110磁场梯度线圈[0103]112磁场梯度线圈电源[0104]114射频线圈[0105]116收发器[0106]118对象[0107]120对象支撑体[0108]122高强度聚焦超声系统[0109]124填充流体的腔[0110]126超声换能器[0111]128机构[0112]130机械致动器电源[0113]132超声的路径[0114]134超声窗口[0115]136凝胶垫[0116]138超声处理点或目标区[0117]139超声处理区域[0118]140射束轴[0119]142计算机系统[0120]144硬件接口[0121]146处理器[0122]148用户接口[0123]150计算机存储设备[0124]152计算机存储器[0125]260脉冲序列命令[0126]262第一超声处理命令[0127]264第二超声处理命令[0128]266第一磁共振数据[0129]268第二磁共振数据[0130]270第一运动编码的图像[0131]272第二运动编码的图像[0132]274位移图[0133]276温度图[0134]278超声处理模式[0135]280控制模块[0136]282辐射力图像重建模块[0137]284磁共振温度测定重建模块[0138]286超声处理模式修改模块[0139]300通过利用脉冲序列命令控制磁共振成像系统并且通过利用第一超声处理命令控制高强度聚焦超声系统来采集第一磁共振数据[0140]302通过利用脉冲序列命令控制磁共振成像系统并且通过利用第二超声处理命令控制高强度聚焦超声系统来采集第二磁共振数据[0M1]304根据第一磁共振数据来重建第一运动编码的图像[0142]306根据第二磁共振数据来重建第二运动编码的图像[0143]308根据第一运动编码的图像与第二运动编码的图像的差来构建位移图[0144]400时序图[0145]402超声[0146]404梯度极性[0147]406第一组[0148]408第二组[0149]409预定延迟[0150]410超声处理水平的上升[0151]412超声处理水平的下降[0152]414超声处理时段[0153]416射频脉冲[0154]418运动编码方向[0155]500时序图[0156]600时序图[0157]602第一部分[0158]604第二部分[0159]606第三部分[0160]608第四部分[0161]610预定的间断[0162]1000位置[0163]1002相对幅度变化百分比变化）[0164]1004第一动态奇动态）[0165]1006第二动态偶动态）[0166]1600相位变化似度为单位）[0167]2200交变梯度[0168]2202静态梯度[0169]2400位移[0170]2402温度[0171]2404交变的梯度[0172]2406具有参考位移的交变的梯度[0173]2408静态梯度[0174]2500位移[0175]2502时间[0176]2600温度具体实施方式[0177]在这些附图中，相似编号的元件或者为等价元件或者执行相同的功能。如果功能等价，则先前已经论述的元件将不必在后面的附图中进行论述。[0178]图1和图2示出了根据本发明的实施例的医学装置100。图2示出了图1的一部分的放大视图。医学装置100包括磁共振成像系统102。所述磁共振成像系统包括磁体104。磁体104是具有通过其中心的膛106的圆柱型超导磁体。所述磁体具有液氦冷却的低温保持器，所述液氦冷却的低温保持器具有超导线圈。也能够使用永磁体或电阻式磁体。不同类型的磁体的使用也是可能的，例如，也能够使用分裂式圆柱磁体以及所谓的开放式磁体两者。分裂式圆柱磁体类似于标准圆柱磁体，除了已经将低温保持器分裂成两段以允许接近磁体的等平面，这样的磁体例如可以与带电粒子束治疗结合使用。开放式磁体具有两个磁体段，一个在另一个之上，其之间有足够大的空间以接收对象:两个段的布置相似于亥姆霍兹线圈的布置。开放式磁体是常见的，因为对象受到较少约束。在圆柱形磁体的低温保持器内部存在一系列超导线圈。在圆柱形磁体的膛106之内存在成像区108,在所述成像区中，磁场足够强并且足够均匀以执行磁共振成像。[0179]在磁体的膛106之内也存在磁场梯度线圈110的集合，所述磁场梯度线圈被用于采集磁共振数据，以对磁体104的成像区108之内的磁自旋进行空间编码。所述磁场梯度线圈被连接到磁场梯度线圈电源112。磁场梯度线圈110旨在为代表性的。通常，磁场梯度线圈包含三个独立的线圈集合，以用于在三个正交空间方向上进行空间编码。磁场梯度线圈电源112向磁场梯度线圈110供应电流。根据时间来控制供应到磁场线圈的电流，并且该电流可以是斜变的或脉冲的。[0180]毗邻于成像区108是射频线圈114,所述射频线圈114用于操控成像区108之内的磁自旋的取向并且用于从也在成像区之内的自旋接收无线电发射。所述射频线圈可以包含多个线圈元件。所述射频线圈也可以被称作通道或天线。射频线圈114被连接到射频收发器116。可以由独立的发射线圈和接收线圈以及独立的发射器和接收器来替代射频线圈114和射频收发器116。应当理解，射频线圈114和射频收发器116是代表性的。射频线圈114也旨在表示专用的发射天线和专用的接收天线。类似地，收发器116也可以表示独立的发射器和接收器。[0181]对象118被示为静置于对象支撑体120上并且被部分地定位在成像区108之内。医学装置100也包括高强度聚焦超声系统122。所述高强度聚焦超声系统包括填充流体的腔124。在填充流体的腔124之内是超声换能器126。尽管在该附图中未示出，但是超声换能器126可以包括多个超声换能器元件，每个超声换能器元件均能够生成个体超声射束。这可以被用于通过控制被供应到所述超声换能器元件中的每个的交变电流的相位和或幅度来电子地操纵超声处理点138的位置。点138表示医学装置100的可调节的焦点。[0182]超声换能器126被连接到机构128,所述机构128允许超声换能器126被机械地重新定位。机构128被连接到机械致动器130，所述机械致动器130适于对机构128进行致动。机械致动器130也表示用于向超声换能器126供应电功率的电源。在一些实施例中，所述电源可以控制针对个体超声换能器元件的电功率的相位和或幅度。在一些实施例中，机械致动器电源130被定位于磁体104的膛106的外部。[0183]超声换能器126生成被示为遵循路径132的超声。超声132行进通过填充流体的腔124并且通过超声窗口134。在该实施例中，超声然后穿过凝胶垫136。凝胶垫136不必要存在于全部实施例中，但是在该实施例中，在对象支撑体120中存在用于接收凝胶垫136的凹槽。凝胶垫136帮助耦合换能器126与对象118之间的超声功率。在穿过凝胶垫136之后，超声132穿过对象118并且聚焦到超声处理点138或目标区。箭头140指示射束轴。当将超声被施加到目标区时，对象将经历在箭头140的方向上的力。由框139指示超声处理区域139。其被示为涵盖射束轴140的一部分以及目标区138。[0184]可以通过对超声换能器126进行机械定位以及对超声处理点138的位置进行电子操纵的组合，来移动超声处理点138，从而处置整个目标体积140。[0185]高强度聚焦超声系统122的磁场梯度线圈电源112、收发器116以及机械致动器电源130被示为被连接到计算机142的硬件接口144。计算机142还包括处理器146、用户接口148、计算机存储设备150、以及计算机存储器152。硬件接口144使得处理器146能够发送并且接收命令和数据，以便控制医学装置100的功能。处理器146还被连接到用户接口148、计算机存储设备150、以及计算机存储器152。[0186]计算机存储设备150被示为包含脉冲序列命令260。计算机存储设备150还被示为包含第一超声处理命令262。脉冲序列命令260能够被医学装置100用于控制磁共振成像系统102以采集磁共振数据。计算机存储设备150被还示为包含第二超声处理命令264。计算机存储设备150被还示为包含第一磁共振数据266和第二磁共振数据268,所述第一磁共振数据266和第二磁共振数据268两者都是使用由脉冲序列命令260控制的磁共振成像系统102来米集的。第一超声处理命令262在第一磁共振数据266的米集期间与脉冲序列命令260—起被使用。第二超声处理命令264与脉冲序列命令260—起使用以采集第二磁共振数据268。[0187]计算机存储设备150被还示为包含第一运动编码的图像270,所述第一运动编码的图像270是根据第一磁共振数据266来重建的。计算机存储设备150被还示为包含第二运动编码的图像272,所述第二运动编码的图像272是根据第二磁共振数据268来重建的。计算机存储设备150被还示为包含位移图274,所述位移图274是通过从第二运动编码的图像272减去第一运动编码的图像270来构建的。计算机存储设备被还示为包含任选的温度图276,所述温度图276是根据第一磁共振数据266和或第二磁共振数据268来重建的。计算机存储设备被还示为包含超声处理模式278。超声处理点138可以被机械地或被电子地移动到各种不同的超声处理位置以形成超声处理模式278。[0188]计算机存储器152被示为包含控制模块280。控制模块280包含使得处理器146能够控制医学装置100的操作和功能的代码。例如，控制模块280可以包含使得处理器146能够使用脉冲序列命令260和或第一超声处理命令262或第二超声处理命令264的代码。计算机存储器152被还示为包含辐射力图像重建模块282,所述辐射力图像重建模块282可以被用于构建第一运动编码的图像270、第二运动编码的图像272、以及位移图274。计算机存储器152可以还任选地包含磁共振温度测定重建模块284,所述磁共振温度测定重建模块284使得能够根据第一磁共振数据和或第二磁共振数据268来构建温度图276。计算机存储器152被还示为包含任选的超声处理模式修改模块286。超声处理模式修改模块286可以修改超声处理模式278以考虑位移图274和或任选地考虑温度图276。[0189]图3示出了一流程图，所述流程图图示了控制图1和图2的医学装置100的方法的范例。首先，在步骤300中，利用脉冲序列命令260来控制磁共振成像系统102以采集第一磁共振数据266。同时，处理器146利用第一超声处理命令262来控制高强度聚焦超声系统122。所述第一超声处理命令在第一组运动编码梯度期间使所述高强度聚焦超声系统对所述超声处理区域进行超声处理。接下来，在步骤302中，脉冲序列命令260被用于控制磁共振成像系统102以采集第二磁共振数据268。同时，所述高强度聚焦超声系统122利用第二超声处理命令264来进行控制。第二超声处理命令264在第二组运动编码梯度中使高强度聚焦超声系统122对超声处理区域139进行超声处理。在步骤304中，第一运动编码的图像270是根据第一磁共振数据266来重建的。在步骤306中，第二运动编码的图像272是根据第二磁共振数据268来重建的。最后，在步骤308中，位移图274是根据第一运动编码的图像270与第二运动编码的图像272的差来构建的。[0190]图4示出了图示梯度回波磁共振ARFI序列的时序图400。线402示出了超声何时被施加。线404示出了可以是所生成的电流或磁场的方向的梯度极性。线416示出了针对梯度回波何时生成RF脉冲。线418示出了具体梯度的运动编码方向。运动编码梯度404被分成第一组406和第二组408。超声位移具有上升410和下降412。第一组406与第二组408之间存在预定延迟408,以便超声位移有时间充分累积或衰减，以使得该方法能够被执行。能够看到，存在采集第一磁共振数据266的第一脉冲序列重复以及采集第二磁共振数据268的第二脉冲序列重复。在该范例中，能够看到，在两个不同的脉冲序列重复之间，在相对于脉冲序列的其余部分的不同时间处执行超声处理。[0191]图5示出了时序图的又一范例。在该范例中，所述时序图图示了如何完成自旋回波磁共振ARFI序列。在该范例中，存在静态单极梯度，但是如在图4中所示的那样移动超声触发。在该范例中，梯度极性总是相同的，然而，当处理在图4中所示的时序图时，运动编码方向翻转。[0192]图6示出了又一范例的时序图600,所述时序图600图示了具有静态双极梯度的自旋回波磁性ARFI序列。在该范例中，这组梯度406还被分成第一部分602和第二部分604。第二组梯度408被分成第三部分606和第四部分608。这样，在每个脉冲序列重复中的超声处理被执行两次。第一组406与第二组408之间仍然预定的间断409,而且第一部分602与第四部分608之间也额外地存在预定的间断610。[0193]在图4、图5和图6中，仅呈现了运动编码梯度，未图示与MR图像的空间编码有关的其他梯度。[0194]为了改善高强度聚焦超声HIFU处置，MR-声辐射力成像MR-ARFI提供了对焦点的精度检测以及对组织诱发的偏差的校正。MR-ARFI基于超声脉冲与MR运动编码梯度的同步来创建相位信号变化。为了隔离由超声脉冲引起的相位信号变化，通过每个动态地切换梯度的极性来采集正和负相位变化。所提出的改善MR-ARFI质量的备选方案包括在每个动态处改变超声脉冲的触发延迟。在如例如由第一组运动编码梯度和第二组运动编码梯度表示的每个动态处，以不同的触发延迟来施加超声处理。所述超声处理例如以超声脉冲的形式并且在相应的动态中被施加，在其动态中超声脉冲相对于运动编码梯度的时序是不同的。具有第一运动编码梯度的超声脉冲的时序不同于具有第二运动编码梯度的超声脉冲的时序。以这种方式，在不同的动态中，超声脉冲与每个具有相等极性运动编码梯度脉冲的不同极性的梯度叶一致。[0195]MR引导的高强度聚焦超声MR-HIFU的使用常规地用于若干临床应用。然而，那些处置显著地受使射束散焦以及使加热的位置偏移的组织不均匀性影响。MR声辐射力成像MR-ARFI允许对由超声脉冲诱发的、与局部声强度成比例的测微位移的量化。声强度分布的知识允许测量由组织不均匀性诱发的偏差，并且因此优化目标位置中的加热效率。[0196]MR-ARFI依赖于对由与MR运动编码梯度同步的超声脉冲所诱发的组织位移的量化。由MR-ARFI测量的相移Φ能够根据梯度幅度Gω乘以位移Xω的积分来进行处理：[0197]供=JV人,Ύ。[0198]随着时间的所施加的梯度幅度以及测量到的局部相位变化的知识允许在所施加的运动编码梯度期间对平均位移分布的处理。然而，测量到的相位变化也能够由运动编码梯度生成的伪影以及超声脉冲诱发的温度变化而诱发。对于梯度回波序列，运动编码梯度的极性在每个动态被系统地反转，以诱发偶和奇动态之间的相反的相位变化φ+和超声脉冲能够任选地略微在运动编码梯度之前开始以增加测量到的平均位移。出于相同的原因，也能够在每个动态的正与负梯度之间插入时间延迟。[0199]为了抑制由于BO磁场不均匀性和漂移的空间相位变化，根据两个相继的动态的相位差（φ^φΊ2来获得位移图。另外，能够根据两个相继的动态的平均值（φ|+φ_2来同时处理热图作为所描述的参考。切换偶和奇动态之间的梯度极性的相同技术也与包括单极梯度或双极梯度的自旋回波序列一起使用。[0200]每个动态地对运动编码梯度极性的切换是诸如涡电流和MR图像稳态的破坏的多个图像伪影的源。由于那些伪影改变每个动态，其会被错误解读为组织位移。由切换运动编码梯度诱发的伪影通常通过减去在超声脉冲的施加之前测量到的明显位移来抑制。第一动态被用于基于（φ〇+-φ〇_2来创建该参考位移图。该参考技术将额外的噪声引入到测量到的位移图上多达40%的SNR损失），并且使位移绘制对患者的块体运动非常敏感，在此情况下，所述参考位移图不与最新的位移图对齐。[0201]对运动编码梯度极性的切换不仅影响相位图像而且影响幅度图像。通常被用于解剖学配准目的的该幅度图像因此在每个动态被污染有不想要的对比度变化。时间平均能够被用于移除解剖学背景图像上的这种伪影的小部分，但是在这种情况下，对患者运动的监测被显著地延迟和模糊。[0202]替代每个动态地切换运动编码梯度的极性，所提出的方法包括每个动态地改变超声脉的触发延迟。MR-ARFI序列（梯度回波或自旋回波）由正和负运动编码梯度的两个对称系列单极或双极梯度的重复系统地构成。在梯度的一个系列与超声脉冲同步以诱发测量位移的相位变化时，梯度的其他系列被用于倒回梯度的之前系列以确保零动量。维持运动编码梯度的零动量是必要的，以避免整个图像在k空间中不想要的移位。[0203]提出了通过针对所有动态系统地使用相同的运动编码梯度来维持MR图像稳定。在这种情况下，触发延迟能够针对偶和奇动态被不同地设置，以便分别针对偶和奇动态在运动编码梯度的正或负部分期间施加超声脉冲。该方法也提供了对偶和奇动态之间的相反的相位变化φ+和f的量化，允许温度和位移的同时量化而不必使伪影与交变的运动编码梯度相关。[0204]为了图示该方法，图4呈现了与针对偶动态的正第二梯度以及针对奇动态的负第一梯度对齐、同时针对所有动态维持相同运动编码梯度的超声脉冲的范例。[0205]该方法提供了保持MR图像编码中的稳态的主要优点，但是当超声处理脉冲在第一运动编码梯度期间被施加时，作为缺点，在第二运动编码梯度期间保留了一些位移。[0206]为了示出稳态对MR图像的重要性，在不施加任何超声脉冲的情况下采集利用交变的梯度和图4具有静态梯度）描述的序列。梯度持续时间被设置为4ms，其中，强度为30.2mTs、坡升为0.155ms、并且两个梯度之间的持续时间为2ms。作为比较目的，也在不施加任何ARFI运动编码梯度的情况下采集数据。其他采集参数对应于具有回波时间20ms的标准热图序列。[0207]如本文中使用的，静态梯度指的是针对两个动态的相同脉冲序列的使用。在这种情况下，脉冲序列相同但是超声被改变。当提及交变的或交变梯度时，这指的是每个动态中的超声脉冲保持相同但是梯度在脉冲序列中被翻转以用于控制磁共振成像系统的现有技术。[0208]图7示出了当没有ARFI梯度被使用时所采集的磁共振幅度图像。[0209]图8示出了如在本文中描述地利用静态ARFI梯度所采集的磁共振图像。[0210]图9示出了当使用梯度自身在脉冲序列内进行转换的现有技术ARFI梯度时所采集的现有技术磁共振图像。通过比较图8和图9能够看到，图像内存在更多伪影。这示出了使用相同的脉冲序列命令但是替代地改变超声的时序是有益的。[0211]图7、图8和图9示出了使用质量辅助体膜采集的幅度图像。在没有任何MR-ARFI梯度的情况下，该圆柱形体膜内部的幅度信号是相当均匀的（图7。然而，交变ARFI梯度的使用剧烈地影响该信号均匀性（图9。静态ARFI梯度的使用解决了由交变ARFI梯度诱发的图像变形的大部分图8。[0212]图10-图15示出了针对图像9和图像8的使用交变或静态梯度在有或没有ARFI梯度的情况下的幅度差。图10、图12和图14对应于图9。图11、图13和图15对应于图8。图10、图12和图14用于所谓的交变的梯度，其中，在脉冲序列内，梯度在第一动态1004与第二动态1006之间进行转换。在图11、图13和图15中，梯度根本不改变，但是替代地超声处理的位置被改变。在每幅图上，针对第一动态1004和第二动态1006的数据被标记。X-轴是位置1000。y-轴是相对幅度变化1002。图10和图11示出了运动编码梯度沿着切片编码方向被对齐的情况。图12和图13示出了运动编码梯度沿着相位编码方向被对齐的情况。图14和图15示出了运动编码梯度沿着频率编码方向被对齐的情况。从这些图能够看到，所谓的静态梯度的使用导致图像中的更少伪影。[0213]图10至图15提供了由沿着对应于图7、图8和图9的垂直轴的相位图像编码方向的幅度分布上的交变ARFI梯度诱发的伪影的更详细评估。针对该分析，使用交变或静态ARFI梯度并且使用与切片、相位或频率图像编码方向对齐的运动编码梯度来采集50个动态。偶和奇切片在25个动态内均被单独地平均，以移除白测量噪声的大部分。幅度的这种空间强度分布图相对于在没有ARFI梯度的情况下采集的幅度信号被归一化。因此，几乎仅呈现了由ARFI梯度的使用所诱发的信号强度变化。图10至图15指示了当运动编码梯度与切片和相位图像编码方向对齐时，由交变ARFI梯度所产生的强度变化能够达到多达20%，但是在静态梯度的情况下保持更低。在使用交变ARFI梯度对于频率和相位图像编码方向的几乎相反的空间变化时，幅度信号在偶和奇动态之间是非常不同的。如预期的，静态ARFI梯度不指示偶与奇动态之间的显著差异，因为其两者是以相同的方式采集的。[0214]图16至图21类似于图10-图15,除了在图16-图21中图像8与图像9之间的相位差被比较。图17、图19和图21对应于图8,并且图16、图18和图20对应于图9。在图17、图19和图21中显示了针对所谓的静态梯度的相位变化，并且在图16、图18和图20中示出了针对交变梯度的相位变化。在每幅图中，存在X-位置1000以及以度为单位的相位变化1600。在每幅绘图中示出了第一动态1004和第二动态1006。图16示出了针对交变梯度的相对于切片方向的变化。图17示出了针对静态梯度的沿着切片方向被对齐的运动编码梯度的情况。图18示出了针对交变梯度的沿着相位方向被对齐的运动编码梯度的情况。图19示出了针对静态梯度的沿着相位方向被对齐的运动编码梯度的情况。图20示出了针对交变梯度的沿着频率方向被对齐的运动编码梯度的情况，并且图21示出了针对静态梯度的沿着频率方向被对齐的运动编码梯度的情况。[0215]在图16至图21中呈现了针对相位图像的类似比较，其中，针对偶和奇动态的平均相位图像减去在没有ARFI梯度的情况下所采集的参考平均相位。由于在每次采集之间发生BO漂移和不同的匀场，额外的多项式函数已经被拟合，并且减去在所有动态内被平均的每幅相位图像。类似于针对幅度图像完成的观测，交变ARFI梯度诱发相位分布的强的变化。这种相位变化对于偶和奇动态是显著不同的。[0216]图22示出了使用交变2200和静态2202ARFI梯度在有和没有ARFI的情况下的图像之间的差的标准偏差。[0217]对于由ARFI梯度诱发的伪影的幅度的更定量估计，图22指示针对利用沿着每个方向的运动编码梯度在具有交变或静态ARFI梯度的情况下采集的图像的归一化的幅度和相位变化的标准偏差。在静态梯度的情况下，幅度图像上的伪影被减少因子4.24±1.15，并且相位图像上的伪影被减少因子1.99±1.46。[0218]图23示出了使用交变2200或静态2202梯度的偶和奇动态之间的平均差。[0219]在图23中呈现了偶和奇动态之间的绝对差的平均值。静态ARFI梯度的使用减少了偶和奇动态之间的变化，幅度图像上的被减少因子7.66±3.98,并且相位图像上的被减少因子24.36±13.1。事实上，该结果主要取决于诸如所使用的动态的数量的实验设置，因为不期望在静态ARFI梯度的情况下在两个相继的动态之间观测到除了白噪声外的任何差异。[0220]静态梯度的使用移除了在利用交变梯度观测到的幅度和相位图像上观测到的大部分伪影。另外，静态梯度确保了偶和奇动态之间的背景幅度与相位图像的完美匹配。这种图像稳定性促进处理ARFI图像并且改善了位移绘制的鲁棒性和准确性，因为参考位移图不是必要的。参考图的使用限制了许多临床应用，例如，这是为什么公认的PRF热绘制方法仍然不用于腹部器官并且研究者仍然在寻找替代性方案的原因。[0221]图24示出了位移图2400和温度图2402的绘图。位移图2400在一行中，而温度图2402在另一行中。第一列2404示出了针对交变梯度的使用的位移2400和2402温度图。被标记为2406的中间列示出了当使用具有参考位移的交变梯度时的位移2400和温度图2402。右手列2408示出了当使用静态梯度时的位移图2400和温度图2402。在所有图中，施加100瓦AC功率。能够看到，在最右列2408中存在更少的伪影。静态梯度的使用不仅改善位移图的质量，而且其还改善温度绘制的质量。[0222]图24示出了使用100瓦的具有交变的梯度左）、具有参考位移交变的梯度（中）、以及静态梯度右）的位移图和热图。[0223]图24呈现了使用交变的梯度、具有参考位移图的交变的梯度以及静态梯度利用4ms的100瓦超声脉冲得到的该体膜中的位移图和热图。热图对于那三种方法是类似的。然而，纹波伪影是由交变的梯度在位移图上产生的。那些纹波伪影的大部分能够通过使用参考位移图被移除，但是以由该参考产生的41%的额外噪声为代价而未提到对未存在于该体膜范例中的块体运动的敏感度）。静态梯度提供了具有更好SNR并且还具有更低幅度以及围绕焦点的负位移的位移图。该差异是由于超声脉冲在第一梯度期间的应用在在具有相反符号的第二梯度之前的2ms内未完全衰减的事实。因为组织位移随着时间而变宽，由于共享波效应，在第二梯度期间减去的位移分布大于在第一梯度期间产生的位移分布。[0224]图25示出了作为时间2502的函数的最大位移2500。针对交变梯度2200和静态梯度2202示出了这种情况。[0225]图26示出了作为时间2502的函数的最大温度2600。针对交变梯度2200和静态梯度2202示出了这种情况。[0226]图25示出了中心目标体素中的位移和温度的时间变化。两者是类似的，除了位移和温度在使用静态梯度的情况下被低估，这部分地由于第二梯度期间的位移衰减的其余部分，而且还由于中心体素的位置处的纹波伪影。[0227]能够根据组织位移随时间的知识来量化静态与交变的梯度之间的温度和位移差的幅度。组织位移在文献中被描述为通过收敛常数时间1!^=〗.2!118和1：纖=5.5ms来表征的指数上升和指数衰减，针对体内肌肉组织。在先前被测试的序列的情况下，其将导致类似于在图25和图26中观测到的值的20%的位移和0.6°C的温度衰减的理论低估。[0228]—旦获知了组织性质，则触发延迟的位置能够被微调以补偿先前描述的热偏移。[0229]能够使超声脉冲和针对偶动态的第一运动梯度编码叶交叠与其和在奇动态上的第二运动编码梯度交叠相比相同的量。[0230]然而，为了使温度以及还有位移包括围绕焦点的负位移）的低估最小化，最有效的方法是简单地增加第一与第二运动编码梯度之间的持续时间。[0231]针对所有动态的相同运动编码梯度以及针对偶和奇动态的不同超声触发延迟的使用也能够被应用于具有单极梯度（图5和双极梯度（图6的自旋回波序列。自旋回波单极运动编码梯度的使用提供了第一与第二梯度之间的长持续时间的优点，这是由于在静态ARFI梯度的情况下完全避免位移和温度的低估的180°RF脉冲的存在。[0232]能够通过查看背景图像的幅度的均匀性和稳定性来迅速地检测本发明的使用。在没有本发明的情况下，MR-ARFI的背景幅度被污染有具有在每个动态摆动的针对偶和奇动态的不同模式的伪影。如果描述了没有参考位移图被使用或者如果测量到的位移的SNR大于针对已知序列预期到的SNR，则也能够检测本发明的使用。预期该方法将被系统地用于移动器官的成像而无需生命信号选通。[0233]尽管已经在附图和前面的描述中详细说明和描述了本发明，但这样的说明和描述被认为是说明性或示范性的而非限制性的;本发明不限于公开的实施例。[0234]本领域技术人员通过研究附图、说明书和权利要求书，在实践要求保护的本发明时能够理解和实现所公开实施例的其他变型。在权利要求书中，“包括”一词不排除其他元件或步骤，量词“一”或“一个”不排除多个。单个处理器或其他单元可以满足权利要求中记载的若干项目的功能。在互不相同的从属权利要求中记载特定元件并不指示不能有利地使用这些元件的组合。计算机程序可以存储和或分布在适当的介质上，所述介质例如是与其他硬件一起供应或作为其他硬件一部分供应的光学存储介质或固态介质，但计算机程序也可以以其他形式分布，例如经由因特网或其他有线或无线的远程通信系统。权利要求书中的任何附图标记都不得被解释为对范围的限制。

权利要求：1.一种医学装置（100，包括：-高强度聚焦超声系统（122，其用于对超声处理区域139进行超声处理；-磁共振成像系统（102，其用于采集来自成像区（108的磁共振数据266、268，其中，所述超声处理区域与所述成像区至少部分地交叠；-处理器（146，其用于控制所述医学装置；-存储器（152，其用于存储机器可执行指令280、282、284、286，其中，所述存储器还存储用于控制所述磁共振成像系统根据声辐射力成像协议采集磁共振数据的脉冲序列命令260，其中，所述存储器还存储用于控制所述高强度聚焦超声系统根据所述声辐射力成像协议对所述超声处理区域进行超声处理的第一超声处理命令262，其中，所述存储器还存储用于控制所述高强度聚焦超声系统根据所述声辐射力成像协议400、500、600对所述超声处理区域进行超声处理的第二超声处理命令264，其中，所述脉冲序列命令针对多个脉冲序列重复指定对所述磁共振数据的所述采集，其中，所述脉冲序列命令针对所述多个序列重复中的每个序列重复指定第一组运动编码梯度406和第二组运动编码梯度408，所述第一组运动编码梯度和所述第二组运动编码梯度被施加有相同的极性，并且其中，所述机器可执行指令的执行使所述处理器：•通过利用所述脉冲序列命令控制所述磁共振成像系统并且通过利用所述第一超声处理命令控制所述高强度聚焦超声系统来采集300第一磁共振数据266，其中，所述第一超声处理命令使所述高强度聚焦超声系统在所述第一组运动编码梯度期间对所述超声处理区域进行超声处理；•通过利用所述脉冲序列命令控制所述磁共振成像系统并且通过利用所述第二超声处理命令控制所述高强度聚焦超声系统来采集302第二磁共振数据268，其中，所述第二超声处理命令使所述高强度聚焦超声系统在所述第二组运动编码梯度期间对所述超声处理区域进行超声处理;并且•将不同的触发延迟应用于所述第一超声处理命令和所述第二超声处理命令；•根据所述第一磁共振数据来重建304第一运动编码的图像270;•根据所述第二磁共振数据来重建306第二运动编码的图像272;并且•根据所述第一运动编码的图像与所述第二运动编码的图像的差来构建308位移图274。2.根据权利要求1所述的医学装置，其中，所述脉冲序列命令针对所述第一组运动编码梯度期间在第一方向上的位移进行编码，其中，所述脉冲序列命令针对所述第二组运动编码梯度期间在第二方向上的位移进行编码，并且其中，所述第一方向与所述第二方向相反。3.根据权利要求1至2中的任一项所述的医学装置，其中，所述声辐射力成像协议是梯度回波声辐射力成像协议。4.根据权利要求3所述的医学装置，其中，所述机器可执行指令的执行还使所述处理器根据质子共振频率偏移方法使用所述第一磁共振数据和所述第二磁共振数据来计算热图276〇5.根据权利要求1至2中的任一项所述的医学装置，其中，所述声辐射力成像协议是自旋回波声辐射力成像协议400。6.根据权利要求1所述的医学装置，其中，所述脉冲序列命令指定所述第一组运动编码梯度被分成第一部分602和第二部分604，其中，所述脉冲序列命令指定所述第二组运动编码梯度被分成第三部分606和第四部分608，其中，所述脉冲序列命令指定所述第一部分和所述第二部分具有相反的极性，其中，所述脉冲序列命令指定所述第三部分和所述第四部分具有相反的极性，并且其中，所述脉冲序列命令指定所述第一部分和所述第四部分具有相同的极性。7.根据权利要求6所述的医学装置，其中，所述脉冲序列命令指定所述第一部分与所述第三部分之间的运动编码梯度的预定间断610，其中，所述脉冲序列命令指定所述第二部分与所述第四部分之间的运动编码梯度的所述预定间断。8.根据前述权利要求中的任一项所述的医学装置，其中，所述脉冲序列命令指定所述第一组运动编码梯度与所述第二组运动编码梯度之间的运动编码梯度的预定延迟409。9.根据前述权利要求中的任一项所述的医学装置，其中，所述预定延迟是以下中的任一项：在Ims与20ms之间，在2ms与4ms之间，在3ms与5ms之间，以及在4ms与6ms之间。10.根据前述权利要求中的任一项所述的医学装置，其中，所述机器可执行指令的执行使所述处理器执行以下中的任一项：-顺序地采集所述第一磁共振数据和所述第二磁共振数据，并且-通过插入对k-空间的线的采集来采集所述第一磁共振数据和所述第二磁共振数据。11.根据权利要求1中的任一项所述的医学装置，其中，所述机器可执行指令的执行还使所述处理器：-接收超声处理模式;并且-使用所述位移图来修改所述超声处理模式。12.—种操作医学装置（100的方法，其中，所述医学装置包括用于对超声处理区域进行超声处理的高强度聚焦超声系统（122，其中，所述医学装置还包括用于采集来自成像区的磁共振数据（266、268的磁共振成像系统（102，其中，所述超声处理区域与所述成像区至少部分地交叠，其中，所述方法包括以下步骤：-通过利用脉冲序列命令260控制所述磁共振成像系统并且通过利用第一超声处理命令262控制所述高强度聚焦超声系统来采集300第一磁共振数据，其中，所述脉冲序列命令控制所述磁共振成像系统根据声辐射力成像协议400、500、600采集磁共振数据，其中，所述脉冲序列针对多个脉冲序列重复指定对所述磁共振数据的所述采集，其中，所述脉冲序列命令针对所述多个序列重复中的每个序列重复指定第一组运动编码梯度406和第二组运动编码梯度408，所述第一组运动编码梯度和所述第二组运动编码梯度被施加有相同的极性，并且其中，所述第一超声处理命令使所述高强度聚焦超声系统根据所述声辐射力成像协议在所述第一组运动编码梯度期间对所述超声处理区域进行超声处理；-通过利用所述脉冲序列命令控制所述磁共振成像系统并且通过利用所述第二超声处理命令控制所述高强度聚焦超声系统来采集302第二磁共振数据268，其中，所述第二超声处理命令使所述高强度聚焦超声系统根据所述声辐射力成像协议在所述第二组运动编码梯度期间对所述超声处理区域进行超声处理；-将不同的触发延迟应用于所述第一超声处理命令和所述第二超声处理命令；-根据所述第一磁共振数据来重建304第一运动编码的图像270;-根据所述第二磁共振数据来重建306第二运动编码的图像272;并且-根据所述第一运动编码的图像与所述第二运动编码的图像的差来构建308位移图274。13.—种用于由控制医学装置（100的处理器（146执行的计算机程序产品，其中，所述医学装置包括：用于对超声处理区域进行超声处理的高强度聚焦超声系统（122，其中，所述医学装置还包括用于采集来自成像区（108的磁共振数据266、268的磁共振成像系统102，其中，所述超声处理区域与所述成像区至少部分地交叠，其中，所述机器可执行指令的执行使所述处理器：-通过利用脉冲序列命令260控制所述磁共振成像系统并且通过利用第一超声处理命令262控制所述高强度聚焦超声系统来采集300第一磁共振数据266，其中，所述脉冲序列命令使所述磁共振成像系统根据声辐射力成像协议400、500、600采集所述第一磁共振数据，其中，所述脉冲序列命令针对多个脉冲序列重复指定对所述磁共振数据的所述采集，其中，所述脉冲序列命令针对所述多个脉冲序列重复中的每个脉冲序列重复指定第一组运动编码梯度406和第二组运动编码梯度408，所述第一组运动编码梯度和所述第二组运动编码梯度被施加有相同的极性，并且其中，所述第一超声处理命令使所述高强度聚焦超声系统根据所述声辐射力成像协议在所述第一组运动编码梯度期间对所述超声处理区域进行超声处理；-通过利用所述脉冲序列命令控制所述磁共振成像系统并且通过利用所述第二超声处理命令控制所述高强度聚焦超声系统来采集302第二磁共振数据268，其中，所述第二超声处理命令使所述高强度聚焦超声系统根据所述声辐射力成像协议在所述第二组运动编码梯度期间对所述超声处理区域进行超声处理；-将不同的触发延迟应用于所述第一超声处理命令和所述第二超声处理命令；-根据所述第一磁共振数据来重建304第一运动编码的图像270;-根据所述第二磁共振数据来重建306第二运动编码的图像272;并且-根据所述第一运动编码的图像与所述第二运动编码的图像的差来构建308位移图274。

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