DE69434170T2

DE69434170T2 - Mittels kernspinresonanz ueberwachtes waermechirurgiesystem

Info

Publication number: DE69434170T2
Application number: DE69434170T
Authority: DE
Inventors: Judson Christopher HARDY; Hellis Harvey CLINE
Original assignee: INSIGHTEC IMAGE GUIDED TREAT; INSIGHTEC-IMAGE GUIDED TREATMENT Ltd
Current assignee: Insightec Ltd
Priority date: 1993-03-26
Filing date: 1994-03-04
Publication date: 2005-12-15
Anticipated expiration: 2014-03-05
Also published as: EP0648339A1; DE69434170D1; EP0648339B1; JPH07507708A; US5327884A; US5323779A; US5307812A; WO1994023308A1

Description

QUERVERWEIS AUF VERWANDTE ANWENDUNGEN
Diese Anmeldung bezieht sich auf EP-A-0534607.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft chirurgische Operationen, die durch örtliches Erhitzen, gelenkt durch Bilderzeugung mittels Magnetresonanz (MR), durchgeführt werden, und spezieller ein Verfahren und Apparatur zur Durchführung von chirurgischen Operationen mittels gepulsten örtlichen Erhitzens, gelenkt durch temperatursensitive Echtzeit-MR-Bilderzeugung.
Konventionelle MR-Bilderzeugung stellt einer Bedienperson, wie etwa einem Chirurgen oder Radiologen, Innenansichten der Anatomie eines Patienten zur Verfügung. MR-Bilderzeugung bietet einen hervorragenden Kontrast zwischen unterschiedlichen Geweben und ist nützlich bei der Planung chirurgischer Prozeduren. Viele Gewebe in einem Patienten, wie etwa ein Tumor, sind in einer MR-Abbildung viel besser sichtbar als bei der eigentlichen Operation. Während der Operation kann der Tumor auch durch Blut verdeckt werden, wodurch die Sichtbarkeit weiter reduziert wird.
Experimente an lebendem Gewebe zeigen, dass eine erhitzte Zone über einer kritischen Temperatur Gewebe zerstört. Diese Zone wird während der Hitzeanwendung mit der Zeit größer, um einen stabilen Zustand von sowohl Temperatur als auch Hitzefluss zu erreichen. Ist die Maximumtemperatur begrenzt, dann nähert sich ein Gebiet, das auf eine Temperatur erhitzt wurde, welche die die Gewebszerstörung verursachende kritische Temperatur übersteigt, einer vorbestimmten Größe.
Forscher am Brigham and Womens Hospital, Boston, Massachusetts, haben die Behandlung tiefliegender Tumore durch Laserchirurgie vorgeschlagen, wie in „MR Imaging of Laser-Tissue Interactions" (MR-Bilderzeugung von Wechselwirkungen zwischen Laser und Gewebe), von F. A. Jolesz, A. R. Bleire, P. Jakob, P. W. Ruenzel, K. Hutd, G. J. Jako, Radiology 168: 249 (1989) beschrieben.
Bei Laserchirurgie am Gehirn wird ein kleines Bohrloch in den Schädel gebohrt und dann wird eine Hohlnadel, die einen Lichtwellenleiter enthält, in den Tumor eingebracht. Optische Energie wird durch den Lichtwellenleiter und in den Tumor geleitet, wodurch der Tumor erhitzt wird. Durch Faseroptik geleitete Laser sind potentiell sehr nützlich für chirurgische Eingriffe im Gehirn, da sie bei minimalem Aufreißen dazwischenliegenden Gewebes den Zugang (durch Biopsienadeln) zur tief vergrabener Pathologie gestatten. Der Laser zerstört das pathologische Gewebe durch lokalisiertes Erhitzen.
Eine Ansicht des erhitzten Gebiets wird mittels temperatursensitiver MR-Pulssequenzen zur Verfügung gestellt. Eine bekannte temperatursensitive MR-Pulssequenz ist im US-Patent 4.914.608 „In vivo Method for Determining and Imaging Temperature of an Object/Patient from Diffusion Coefficients 2 5 Obtained by Nuclear Magnetic Resonance" (In vivo-Verfahren zur Bestimmung und bildlichen Darstellung der Temperatur eines Gegenstands/Patienten aus Diffusionskoeffizienten 2 5 erhalten durch Kernspinresonanz), von Denis LeBihan, Jose Delannoy und Ronald L. Levin, herausgegeben am 3. April 1990, beschrieben. Diese Sequenz veranlasst die Erzeugung vollständiger MR-Bilder. Es ist daher relativ langsam, zeitraubend und nicht in der Lage, rasch wechselnde Temperaturen zu überwachen.
Bei fokussierter Ultraschallchirurgie wird akustische Energie an einem Brennpunkt innerhalb des Tumors konzentriert. Die fokussierte akustische Energie verursacht die Erwärmung von Gewebe am Brennpunkt.
In dem Dokument „Book of abstracts Society of Magnetic Resonance in Medicune, 11th Annual Scientific Meeting August 8–14, 1992 Berlin, Germany, Vol. 1, Page 1519, H. Cline & al: Magnetic Resonance Image Guided Focused Ultrasound Surgery" (Zusammenfassungen der Gesellschaft für Magnetresonanz in der Medizin, 11. Wissenschaftliches Jahrestreffen 8.–14. August 1992 in Berlin/Deutschland, Bd. 1, S. 1519, H. Cline et al: Magnetresonanzbildgesteuerte fokussierte Ultraschallchirurgie) ist ein MR-Bilderzeugungssystem beschrieben, das zur zwischenraumfüllenden Ultraschallbestrahlung tiefliegender Tumore verwendet wird. Das System gestattet einer Bedienperson, selektiv Gewebe innerhalb eines Patienten zu erhitzen und umfasst gepulste hitzeerzeugende Mittel, Positioniermittel, MR-Bilderzeugungsmittel, Displaymittel und auf die Bedienperson reagierende Steuermittel.
An der Universität von Arizona sind bei Krebspatienten Tumore unter Verwendung fokussierten Ultraschalls zum Erhitzen von Gewebe innerhalb des Patienten selektiv zerstört worden, wie in „Effects of Physical Parameters on High Temperature Ultrasound Hyperthermia" (Effekte physikalischer Parameter auf Hochtemperatur-Ultraschallhyperthermie), von B. E. Billard, K. Hynynen und Robert B. Roemer, Ultrasound in Med. & Biol. (Ultraschall in Medizin & Biologie), Bd. 16, Nr. 4, S. 409–420, 1990, berichtet. Billard et al. offenbaren, dass die Steuerung der Hitze durch die Verwendung kurzer Aufheizpulse verbessert wird, wo der Effekt von Blutdurchtränkung vernachlässigbar ist. Da sie jedoch die Temperaturverteilung nicht bildlich darstellen, ist es schwierig, kleine, tiefliegende Ziele zu treffen.
Es wäre günstig, örtliches Erhitzen in Echtzeit akkurat bildlich darzustellen und bei minimaler Invasivität ein spezifisches Gewebe selektiv zu zerstören, ohne umliegendes gesundes Gewebe zu beschädigen.
GEGENSTÄNDE DER ERFINDUNG
Es ist ein Gegenstand der vorliegenden Erfindung, Gewebe eines Patienten mit einem geringen Invasivitätsgrad selektiv zu erhitzen und das erhitzte Gewebe in Echtzeit mittels Magnetresonanzbilderzeugung akkurat zu überwachen.
Es ist ein anderer Gegenstand der vorliegenden Erfindung, mit einer nicht-invasiven Prozedur, die temperatursensitive Echtzeit-Magnetresonanzbilderzeugung anwendet, selektiertes Gewebe akkurat zu zerstören, ohne umliegendes Gewebe zu beschädigen.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Gemäß einem ersten Aspekt der Erfindungen wird ein Magnetresonanzsystem verschafft, um einer Bedienperson zu gestatten, Gewebe innerhalb eines Patienten selektiv zu erhitzen, umfassend:
gepulste hitzeerzeugende Mittel, die zur Konzentration von Energie an einem Anwendungspunkt angepasst sind; Positioniermittel zur Positionierung des Anwendungspunkts der gepulsten hitzeerzeugenden Mittel in einem spezifischen Gewebe innerhalb des Patienten, um innerhalb des spezifizierten Gewebes ein erhitztes Gebiet zu erzeugen;
MR-Bilderzeugungsmittel zum Verschaffen von temperatursensitiven Echtzeit-MR-Bildern des erhitzten Gebiets;
Displaymittel zum Sichtbarmachen der temperatursensitiven Bilder für besagte Bedienperson; und
auf die Bedienperson reagierende Steuermittel, um besagte Bedienperson in die Lage zu versetzen, die Positioniermittel zum Einstellen der Frequenz und der Position der gepulsten hitzeerzeugenden Mittel in Übereinstimmung mit den MR- Bilderzeugungsmitteln zu steuern, um das spezifizierte Gewebe ohne größere Verletzung angrenzenden Gewebes zu erhitzen,
dadurch gekennzeichnet, dass
die MR-Bilderzeugungsmittel folgendes umfassen:
einen Hochfrequenztransmitter zum Übertragen eines HF-Sinus(x)/x-„sinc"-Selektionspulses und eines 180°-HF-sinc-Refokussierpulses in besagten Patienten;
ein Gradientenmittel zum:

1. Erzeugen eines Scheibenselektions-Magnetfeldgradienten entlang einer „X"-Richtung gleichzeitig mit der Anwendung des HF-sinc-Selektionspulses, um die Erregung einer ersten Gewebescheibe innerhalb besagten Patienten zu verursachen,
2. Anwenden eines ersten Satzes von Diffusionsgradienten in der „X"-Richtung und in der „Y"- und „Z"-Richtung rechtwinklig zur „X"-Richtung nach der Selektion der ersten Scheibe und vor der Anwendung des 180°-HF-sinc-Refokussierpulses, um eine Phasenevolution einer Vielzahl von Kernspins in besagtem Patienten zu erzeugen;
3. Erzeugen eines zweiten Scheibenselektionsmagnetfeldgradienten gleichzeitig mit der Anwendung des 180°-HF-sinc-Refokussierpulses, um eine Phasenumkehr nur innerhalb einer zweiten Gewebescheibe innerhalb besagten Patienten zu verursachen, die die erste Scheibe kreuzt, wodurch ein stabförmiges Gebiet erregter Kernspins mit umgekehrter Phase erzeugt wird,
4. Anwenden eines zweiten Satzes von Diffusionsgradienten in „X"-, „Y"- und „Z"-Richtung nach der Anwendung des 180°-HF-sinc-Refokussierpulses, um eine zweite Phasenevolution der Kernspins zu verursachen, wodurch die Diffusion der Kernspins im Erregungsgebiet encodiert wird, und
5. Anwenden eines aus dem Rechner ausgelesenen Gradienten auf besagtes stabförmiges Erregungsgebiet entlang der Länge des Erregungsgebiets, das die „Z"-Richtung ist, für die ein temperatursensitives Profil erwünscht ist;
c) Empfangsmittel zum Empfangen eines MR-Reaktionssignals aus dem stabförmigen Erregungsgebiet; und
d) Berechnungsmittel zum Berechnen eines Temperatur-zu-Position-Profils entlang des ausgelesenen Gradienten aus dem von den Empfangsmitteln empfangenen MR-Reaktionssignal.

Gemäß einem zweiten Aspekt der Erfindung wird ein Magnetresonanzsystem verschafft, um einer Bedienperson zu gestatten, Gewebe innerhalb eines Patienten selektiv zu erhitzen, umfassend:
gepulste hitzeerzeugende Mittel, die zur Konzentration von Energie an einem Anwendungspunkt angepasst sind;
Positioniermittel zum Positionieren des Anwendungspunkts der gepulsten hitzeerzeugenden Mittel in einem spezifischen Gewebe innerhalb des Patienten, um ein erhitztes Gebiet innerhalb des spezifizierten Gewebes zu erzeugen;
MR-Bilderzeugungsmittel zum Verschaffen von temperatursensitiven Echtzeit-MR-Bildern des erhitzten Gebiets;
Displaymittel zum Sichtbarmachen der temperatursensitiven Bilder für besagte Bedienperson; und
auf die Bedienperson reagierende Steuermittel, um besagte Bedienperson in die Lage zu versetzen, die Positioniermittel zum Einstellen der Frequenz und der Position der gepulsten hitzeerzeugenden Mittel in Übereinstimmung mit den MR-Bilderzeugungsmitteln zu steuern, um das spezifizierte Gewebe ohne größere Verletzung angrenzenden Gewebes zu erhitzen; dadurch gekennzeichnet, dass
die MR-Bilderzeugungsmittel folgendes umfassen:
einen Hochfrequenz(HF)-Transmitter zum Übertragen eines HF-Erregungspulses und eines HF-Refokussierpulses in besagten Patienten;
ein Gradientenmittel zum:

1. Produzieren eines zeitvariablen Magnetfeldgradienten in einer „X"-Richtung und eines zeitvariablen Magnetfeldgradienten in einer „Y"-Richtung rechtwinklig zur „X"-Richtung, wobei beide Gradienten gleichzeitig mit dem HF-Erregungspuls angewendet werden, der die Längsmagnetisierung eines länglichen Erregungsgebiets in besagtem Patienten erregt,
2. Anwenden eines ersten Satzes von Diffusionsgradienten in der „X"- und „Y"-Richtung und einer „Z"-Richtung rechtwinklig zu sowohl der „X"- als auch der „Y"-Richtung nach der Erregung des Erregungsgebiets und vor der Anwendung des Refokussierpulses,
3. Anwenden eines zweiten Satzes von Diffusionsgradienten in „X"-, „Y"- und „Z"-Richtung nach der Anwendung des Refokussierpulses, und
4. Anwenden eines aus dem Rechner ausgelesenen Gradienten auf das längliche Erregungsgebiet entlang einer Richtung, für die ein temperatursensitives Profil erwünscht ist;
c. Empfangsmittel zum Empfangen eines MR-Reaktionssignals aus dem länglichen Erregungsgebiet; und
d. Berechnungsmittel zum Berechnen eines Temperatur-zu-Position-Profils entlang des ausgelesenen Gradienten aus dem von den Empfangsmitteln empfangenen MR-Reaktionssignal.

In Übereinstimmung mit den bevorzugten Ausführungen konzentriert eine gepulste Wärmequelle Hitze an einem Anwendungspunkt. Ein von einer Bedienperson, wie etwa einem Radiologen oder Chirurgen, bedientes Positioniermittel positioniert den Anwendungspunkt, um selektiv spezifisches Gewebe eines Patienten bei minimaler Invasivität zu erhitzen. Ein Magnetresonanz(MR)-Bilderzeugungsgerät verwendet eine temperatursensitive Echtzeit-MR-Pulssequenz zur Erzeugung temperatursensitiver Echtzeitbilder des erhitzten Gewebes, welche der die Prozedur durchführenden Bedienperson zur Verfügung gestellt werden. Die Bedienperson stellt dann interaktiv die am Anwendungspunkt konzentrierte Hitzemenge und die Position des Anwendungspunkts ein, um das spezifische Gewebe selektiv zu zerstören.
Die temperatursensitive Echtzeit-MR-Pulssequenz verursacht die Erregung eines länglichen Magnetisierungsgebiets innerhalb eines spezifischen Gewebes des Patienten, unter Anwendung einer zylindrischen Erregung, oder Erregung der Schnittstelle zweier imaginärer Scheiben. Das erregte Gewebe sendet ein MR-Reaktionssignal aus, das temperaturencodiert ist, mit einem T₁-gewichteten ausgelesenen Gradienten, oder durch die Diffusion von Magnetfeldgradienten. Eine eindimensionale Fouriertransformation (1DFT) wird auf das MR-Reaktionssignal angewendet, um ein Magnetisierungsprofil zu generieren. Dieses Profil zeigt die Gewebetemperatur entlang der Länge des Erregungsgebiets an. Das Erregungsgebiet ist so ausgerichtet, dass es am Anwendungspunkt Gewebe kreuzt, wodurch eine Echtzeitüberwachung der Hitzezerstörung des Gewebes gestattet wird.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Die für neuartig gehaltenen Eigenschaften der Erfindung sind insbesondere in den beigefügten Ansprüchen erläutert. Die Erfindung selbst, sowohl in Bezug auf Organisation als auch Verfahrensweise, zusammen mit weiteren Gegenständen, wird am besten unter Verweis auf die nachfolgende Beschreibung verstanden, zusammen mit der begleitenden Zeichnung, worin:
1 ein Blockdiagramm eines Magnetresonanz-(MR)-gepulsten Hitzesystems gemäß der vorliegenden Erfindung ist.
2 eine Teilillustration einer ersten Ausführung der vorliegenden Erfindung ist, die fokussierten Ultraschall als gepulstes Hitzemittel verwendet, mit einem für den chirurgischen Eingriff positionierten Patienten innerhalb der Öffnung der Magneten.
3 eine Teilillustration einer zweiten Ausführung der vorliegenden Erfindung ist, die eine Laserquelle und Faseroptik als gepulstes Hitzemittel verwendet, mit einem für den chirurgischen Eingriff positionierten Patienten innerhalb der Öffnung der Magneten.
4 eine Darstellung eines Massenmagnetisierungsvektors M ist, hier gleich einem Gleichgewichtsmagnetisierungsvektor M₀, der aus unpaarigen Resonanzkernen („Spins") innerhalb des Gewebes eines Patienten in einem statischen Magnetfeld auftritt, dargestellt in einem Bezugssystem X'Y'Z', das mit einer Frequenz gleich der Präzessionsfrequenz der Spins um die Achse des statischen Magnetfelds rotiert.
5 eine Darstellung der Massenmagnetisierung M von 4, ebenfalls im Bezugssystem X'Y'Z', ist, nach der Anwendung eines MR-Erregungspulses, um sie in die quergerichtete Ebene X'Y' zu kippen, sodass jetzt die quergerichtete Komponente der Magnetisierung M_X'y' = M.
6 eine graphische Darstellung eines resultierenden Magnetfeldgradientenvektors G_r und dessen Bahn im Zeitverlauf während zylindrischer Erregung ist.
7 eine Zylinderselektions-T₁-gewichtete temperatursensitive Echtzeit-MR-Pulssequenz gemäß der vorliegenden Erfindung ist.
8a eine graphische Darstellung der Form eines mit Zylinderselektionspulsen erregten Gewebegebiets ist.
8b eine Darstellung eines Querschnitts quergerichteter Magnetisierung des Gebiets von 8a ist.
9 eine Darstellung einer „X"-Komponente des Massenmagnetisierungsvektors M in dem rotierenden System von 5 während eines angelegten Magnetfeldgradienten ist.
10 ein Zeitverlaufsdiagramm einer Selektion sich kreuzender Scheiben und einer diffusionsgradientenencodierten temperatursensitiven Echtzeit-MR-Pulssequenz gemäß der vorliegenden Erfindung ist.
11 eine Illustration der Kreuzung zweier imaginärer Scheiben gemäß der vorliegenden Erfindung ist.
12 eine Zylinder-Selektions-, diffusionsgradientenencodierte temperatursensitive Echtzeit-MR-Pulssequenz gemäß der vorliegenden Erfindung ist.
13a ein axiales MR-Bild eines Agarose-Gelphantoms, das einen Schlauch mit kaltem Wasser umgibt, ist.
13b ein axiales MR-Bild desselben Agarose-Gelphantoms, das einen Schlauch mit heißem Wasser umgibt, ist.
13c und 13d ein Bild einer Serie von Temperatur-zu-Position-Diagrammen, temperatursensitiven Profilen, der Phantome von den 13a bzw. 13b ist.
13e ein Temperatur-zu-Position-Diagramm eines einzelnen temperatursensitiven Profils von 13c ist.
13f ein Temperatur-zu-Position-Diagramm eines einzelnen temperatursensitiven Profils von 13d ist.
14a ein temperatursensitives Bild von Position zu Zeit ist, erhalten mit der vorliegenden Erfindung des Brennpunkts eines fokussierten gepulsten Ultraschall-Hitzemittels der vorliegenden Erfindung.
14b ein temperatursensitives Bild von Position zu Zeit ist, das eine Fortsetzung von 14a ist.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Ein spezifisches Gewebe, wie etwa Tumorgewebe, in einem Patienten kann selektiv durch örtliches Erhitzen zerstört werden, ohne dass das umliegende gesunde Gewebe in Mitleidenschaft gezogen wird. Ein Verfahren der Kontrolle der Größe eines durch Pulsen einer Wärmequelle erhitzten Gebiets ist in „Thermal Diffusity of Isotopically enriched ¹²C Diamond" (Thermische Diffusität von isotopisch angereichertem ¹²C-Diamanten) von T. R. Anthony, W. F. Banholzer und J. F. Fleischer, Phys. Review B Bd. 42, Nr. 2, 15. Juli 1990, offengelegt. Gleichermaßen wird in der vorliegenden Erfindung Hitze angewendet, um auf gepulste oder oszillierende Weise ein erhitztes Gebiet in dem Tumorgewebe zu erzeugen. Diese Oszillation erzeugt eine Hitzewelle an einem Anwendungspunkt. Die gepulste Hitze kann durch einen fokussierten Ultraschall-Transducer oder einen Laser und Faseroptik produziert werden. Das erhitzte Gebiet wird mit einem Magnetresonanz(MR)-Bilderzeugungssystem überwacht, das eine temperatursensitive Echtzeit-MR-Pulssequenz anwendet. Bilder innerer Strukturen des Patienten und der erhitzten Gebiete werden einer Bedienperson zugeleitet, was der Bedienperson gestattet, interaktiv die Position und Größe des erhitzten Gebiets einzustellen.
Ein Blockdiagramm des MR-gepulsten Hitzesystems der vorliegenden Erfindung ist in 1 dargestellt. Ein MR-Bilderzeugungsmittel 10 umfasst einen statischen Feldmagneten 260, 270, ein Gradientenmittel 40, einen HF-Transmitter 50, ein Empfangsmittel 90 und ein Berechnungsmittel 95, die rasch Bilder von einem Patienten 200 aufnehmen. Der statische Feldmagnet 260, 270 stellt ein zur MR-Bilderzeugung erforderliches statisches Magnetfeld B₀ über dem Patienten 200 bereit. Der Gradientenverstärker 40 und der HF-Transmitter 50 führen die erforderlichen Magnetfeldgradienten bzw. HF-Strahlung zu, gemäß MR-Pulssequenzen über dem Patienten 200, die Teile des Patienten dazu veranlassen, ein MR-Reaktionssignal auszusenden. Die rohen MR-Anwortsignale werden vom Empfänger 90 wahrgenommen und an ein Berechnungsmittel 95 weitergeleitet, das ein MR-Bild berechnet.
Das Berechnungsmittel 95 kann dann auf einem Displaymittel 110 einer Bedienperson Bilder sichtbar machen. Ein Steuermittel 100 empfängt MR-Bilder vom Berechnungsmittel 95. Die Bedienperson arbeitet mit den Steuermitteln 100, um eine Bahn vom gepulsten Hitzemittel zu einer gewünschten Stelle innerhalb des Patienten 200 zu berechnen, die Hindernisse, wie etwa Knochen und Lufträume innerhalb des Patienten 200, vermeidet. Im Fall von Hirntumoren wird ein konventionelles MR-Bild genommen, um den Tumor zu lokalisieren und eine sichere Bahn zwischen einem Eintrittspunkt und dem Zielpunkt innerhalb des Tumors zu planen.
Das Steuermittel 100 betätigt dann die Positioniermittel 70, um das gepulste Hitzemittel 80 zu positionieren. Das MR-Bilderzeugungsmittel 10 wendet temperatursensitive Echtzeitpulssequenzen an, um rasch temperatursensitive Bilder vom Patienten 200 zu erhalten, die wahlweise einem anderen medizinischen Diagnosebild (welches das konventionelle MR-Bild sein kann) überlagert werden können. Da sowohl die inneren Strukturen als auch die erhitzten Gebiete im Bild dargestellt werden, kann die Bedienperson das erhitzte Gebiet akkurat positionieren, um einer gewünschten inneren Struktur zu entsprechen, und spezifisches Gewebe akkurat erhitzen.
Eine erste Ausführung des MR-gepulsten Hitzesystems gemäß der vorliegenden Erfindung unter Verwendung eines fokussierten Ultraschalltransducers als gepulstes Hitzemittel 80 ist in 2 dargestellt. Der Patient 200 ist auf einem Tisch 310 plaziert, der zur Aufnahme eines fokussierten Ultraschalltransducers 330 in einem ultraschallleitenden Flüssigkeitsbad 320 entworfen ist. Die gewählte ultraschallleitende Flüssigkeit ist eine, die Ultraschallenergie mit geringer Dämpfung leitet. Der Ultraschalltransducer 330 wird durch Positioniermittel 70 innerhalb der Öffnung der statischen Feldmagneten 260, 270 bewegt, um auf verschiedene Stellen innerhalb des Patienten 200 zu fokussieren. Von den Steuermitteln 100 wird unter Anleitung der Bedienperson aus einem Set von Bildern vom Patienten unter Vermeidung von Knochen oder Luft im Weg des Ultraschallstrahls eine Bahn berechnet. Der Brennpunkt des Ultraschalltransducers 330 wird durch Positionieren der Mittel 70 auf ein Gewebe, das man zu erhitzen oder zerstören wünscht, wie etwa den Tumor 280, positioniert und gepulst, um den Tumor 280 selektiv zu erhitzen, Der Ultraschalltransducer wird von der Bedienperson interaktiv positioniert, während die Bedienperson temperatursensitive Querschnittsbilder betrachtet.
Eine andere Ausführung unter Verwendung eines Lasers und Lichtwellenleiters als gepulstes Hitzemittel 80 ist in 3 dargestellt. Der Patient 200 liegt auf einem Tisch 210, der sich in die Öffnung des zweiteiligen statischen Feldmagneten 260, 270 bewegt. Ein Laserleiter 230 wird mit einer Hohlnadel 240, die wahlweise von einem mechanischen Positioniergerät 250, das von der Bedienperson durch die Steuermittel 100 von 1 angetrieben wird, gelenkt werden kann, in den Patienten eingebracht. Der Weg der Hohlnadel 240, der keine kritische Anatomie, wie etwa große Blutgefäße, kreuzt, kann aus konventionellen MR-Bildern des Patienten berechnet werden. Auf das Tumorgewebe 280 wird Hitze angelegt, indem der Laser periodisch durch den Laserleiter 230 (d. h., ein Lichtwellenleitermaterial) gepulst wird, um den Tumor 280 selektiv zu zerstören, während die Bedienperson ein temperatursensitives Echtzeit-MR-Bild betrachtet. Es kann mehr als eine Nadel erforderlich sein, um einen unregelmäßig geformten Tumor zu entfernen.
Freie ungepaarte, sich rasch drehende Protonen („Spins") im Kern eines Moleküls eines spezifischen Gewebes, normalerweise Wasserstoffkerne, richten sich in einem Magnetfeld B₀ so aus, dass ihre Mittellinien im Magnetfeld präzedieren. Jeder Spin ist ein kleiner magnetischer Dipol. Die Nettosumme der Population von Dipolen resultiert in einer Massenmagnetisierung M, die gleich dem statischen Magnetfeld B₀ ausgerichtet ist, das in 4 in einem Bezugssystem X'Y'Z' dargestellt ist, das mit einer Frequenz gleich der Präzession der Spins um die Achse des statischen Magnetfelds rotiert. Ein in Gegenwart eines Magnetfeldes vordefinierter Stärke angewandter Hochfrequenz(HF)-Puls verursacht die Erregung oder Resonanz der Spins, wodurch M veranlaßt wird, in die quergerichtete Ebene X'Y' zu kippen, wodurch der quergerichtete Magnetisierungsvektor M_x'y' der Spins verstärkt wird, wie in 5 gezeigt.
Durch Auswahl der Stärke des HF-Pulses und der Magnetfeldgradienten ist es möglich, selektiv Spins zur Erregung auszuwählen. Eine räumliche Lokalisierung von Spins kann durch Auswählen eines HF-Pulses und von Magnetfeldgradienten ausgeführt werden, um Spins einer spezifischen erwünschten Zone des Patienten zur bildlichen Darstellung zu selektieren.
Die vorliegende Erfindung erzielt die räumliche Erregung entweder durch zylinderförmige Selektion oder Selektion sich kreuzender Scheiben. In einer ersten Ausführung wird ein zylindrisches Gebiet des Patienten mit dem HF-Puls 31 und Gradientenpulsen 33, 35 der „X"- beziehungsweise „Y"-Richtungen erregt oder selektiert, wie in 7 dargestellt. Die „X"- und „Y"-Richtungen gehören zu zwei rechtwinkligen Richtungen, beide senkrecht zur Achse („Z"-Richtung) des zylinderförmigen erregten Gebiets, auf die als die logischen Koordinaten verwiesen wird. Logische Koordinaten können mittels einer konventionellen Koordinatentransformation in physikalische Koordinaten umgewandelt werden, die in Bezug auf physikalische Objekte, wie etwa den MR-Bilderzeugungsapparat, stationär sind. Der HF-Puls 31 wechselt die Amplitude im Zeitverlauf, wenn die rechtwinkligen Magnetfeldgradienten G_x und G_y 33 und 35 einen resultierenden Gradientenfeldvektor G_r erzeugen, wie in 6 gezeigt. Die Spitze des Vektors G_r verfolgt eine spiralförmige Bahn. Die G_x- und G_y-rechtwinkligen Gradientenwellenformen 33, 35 und der HF-Puls 31, simultan angewendet, resultieren in der Erregung eines zylindrischen Elements des Patienten. Der HF-Puls 31 von 7 ist so gewählt, dass er die gewichtete zweidimensionale Fouriertransformation des gewünschten Erregungsprofils ist.
Nach der Anwendung des HF-Pulses 31 und der Magnetfeldgradienten 33, 35 weist der Erregungszylinder 81 eine quergerichtete Magnetisierung auf, wie in den 8a und 8b angedeutet. Das Zentrum des Zylinders 81 befindet sich an der Verschiebung x_c. An der Verschiebung x₁ von 8a steigt die quergerichtete Magnetisierung M_x'y' auf m an, wie in 8b gezeigt. Die quergerichtete Magnetisierung M_x'y' bleibt im Wesentlichen konstant auf m über den Durchmesser des Zylinders 81, der am Radius x₂ auf Null abfällt.
Nachdem der Zylinder 81 erregt ist, präzediert die quergerichtete Magnetisierung M_x'y' von 5 in der quergerichteten Ebene. Wie in 7 gezeigt, verursacht ein zum Zeitpunkt t₁ angewendeter erster Teil 37a des aus dem Rechner ausgelesenen Gradientenpulses 37 das teilweise aus der Phase bringen von Spins, sodass Spins in jedem Augenblick in der Zeit innerhalb der quergerichteten Ebene in verschiedene Richtungen weisen. Ein zweiter Teil 37b, der im Wesentlichen dieselbe Größe beschatteten Gebiets (die Pulsdauer multipliziert mit der Gradientenamplitude) des zum Zeitpunkt t₂ angewendeten ausgelesenen Gradientenpulses 37 hat, verursacht das wieder in Phase bringen der Spins und das Erreichen eines Spitzenwerts zum Zeitpunkt t₃, wodurch ein Halbecho-MR-Reaktionssignal 39 erzeugt wird. Ein letzter Teil 37c des Magnetgradientenpulses 37 verursacht das Encodieren des MR-Reaktionssignals entlang der Richtung des Gradienten 37c. Eine längliche Magnetisierungskomponente M_z, ausgerichtet entlang des statischen Magnetfeldes B_o, wird durch die folgende Gleichung zu einer Spin-Gitter-Relaxationszeit T₁ des Gewebes in Bezug gesetzt:
worin M_o die Gleichgewichts-Längsmagnetisierung der Spins ist und T_R die Zeit vor der nächsten Wiederholung der Pulssequenz ist. Die Längsmagnetisierung M_z steigt mit einer Zeitkonstanten T₁, die von der Temperatur beeinflusst wird, zum Gleichgewichtswert M_o hin an. Aufgrund thermischer Einflüsse auf Spin-Gitter-Interaktionen wird T₁ in Gewebe um annähernd 1% pro jeweilige 1°C-Veränderung der Temperatur verstärkt. Der HF-Erregungspuls 31' darauffolgender Wiederholungen kippt M_z in die quergerichtete Ebene, wobei ein MR-Reaktionssignal M_sig produziert wird, das die Temperatur des Gewebes in dem erregten Gebiet anzeigt. Eine eindimensionale Fouriertransformation (1DFT) wird auf das MR-Reaktionssignal angewendet, um die Amplitude des MR-Reaktionssignals für jede Frequenz zu bestimmen, die für jede Stelle entlang des ausgelesenen Gradienten festgehalten wird, wodurch ein temperatursensitives Profil entlang der Richtung des ausgelesenen Gradienten produziert wird.
Diese gesamte Pulssequenz wird nach der Zeit T_R wiederholt, wobei mit dem HF-Puls 31' und den Gradientenpulsen 33' und 35' begonnen wird.
In einer zweiten Ausführung der Erfindung wird die Diffusionsempfindlichkeit encodiert. 9 ist ein Amplituden-zu-Zeit-Diagramm der „X"-Komponente M_X' der Massenmagnetisierung M an einer einzelnen Stelle, die eine Komponente des gesamten Quermagnetisierungsvektors M_X'Y' von 5 innerhalb eines Gewebes ist. Der Vektor M rotiert mit einer spezifischen konstanten Frequenz während der Periode 54, die in Bezug zu dem von den Spins erfahrenen Magnetfeld steht. Ein Magnetfeldgradient 57 mit einer Amplitude G wird während der Periode 55 angelegt, der das von den Spins erfahrene Magnetfeld verändert, wodurch die Rotationsfrequenz des Vektors M der Massenmagnetisierung verändert wird. Während der Periode 56 von 9 kehrt M zu seiner ursprünglichen Frequenz zurück, jedoch ist die Phase verstärkt worden. Dies ist bekannt als Phasenevolution.
Die relative Phasenevolution des quergerichteten Magnetisierungsvektors M_X'Y' von 5 an jedem Punkt im Raum wird von der Abweichung im Magnetfeld vom Wert B_o an diesem Punkt (der seinerseits von der Amplitude des angewendeten Gradienten bestimmt wird) und der Zeit, während derer sie angewendet wird, bestimmt. Die relative Phasenverschiebung der quergerichteten Magnetisierung, die aus stationären Spins hervorgeht, ist direkt proportional zu dem Keulenbereich unter dem Magnetfeldgradientenpuls 57.
Durch Anlegen eines Gradienten an eine Gruppe bewegender Spins, wodurch eine Phasenevolution in einer Drehrichtung verursacht wird, gefolgt vom Anlegen eines anderen Gradienten, wodurch eine Phasenevolution in einer entgegengesetzten Drehrichtung verursacht wird, kann eine Netto-Phasenevolution encodiert werden, die die Bewegung der Spins anzeigt. Diese Phasenverschiebung, Φ (Bewegung), kann beschrieben werden als: Φ (Bewegung) = γVTAg [2]wobei γ das für ein gegebenes Element spezifische gyromagnetische Verhältnis ist, V eine Komponente der Geschwindigkeit der Spins parallel zur Richtung der angelegten Gradienten ist, T die Zeit zwischen den Zentren der angelegten Magnetgradientenpulse entlang der Linie, in der der Fluss gemessen werden soll, ist, und A_g das Gebiet (Gradientenstärke multipliziert mit der Dauer ihrer Anwendung) ist. Die Gleichung [2] ignoriert Phasenverschiebungen, die aus höheren Bewegungsordnungen entstehen können, wie etwa Beschleunigung und Veränderung in der Beschleunigung, usw.
Da Diffusion eine Bewegung von Spins ist und die Temperatur eine direkte Beziehung auf die Diffusionsrate hat, kann die Diffusionsencodierung des oben beschriebenen Typs beim Messen der Temperatur angewendet werden.
10 illustriert eine zweite Ausführung der temperatursensitiven Echtzeit-MR-Pulssequenz der vorliegenden Erfindung, die Selektion sich kreuzender Scheiben und Diffusionsgradientenencodierung anwendet. Ein HF-Sinus(x)/x(„sinc")-Puls 41 wird gleichzeitig mit einem X-Magnetfeldgradientenpuls 42 angewendet, wodurch Spins veranlasst werden, zu schwanken, bis sie in der quergerichteten Ebene orientiert sind (ein 90°-Puls). Kreuzweise schraffierte Teile von Puls 42 haben gleiche Bereiche über und unter der Achse. Der Sinc-Puls 41 transformiert in einem Frequenzbereich in ein quadratisches Schmalbandgebiet vom Umschließen eines kleinen Frequenzbereichs. Die Anwendung des HF-Sincpulses 41 mit dem Gradientenpuls 42 hat den Effekt, eine schmale Scheibe von Spins des Patienten in der logischen Y,Z-Ebene zu erregen, die bei entsprechenden Frequenzen präzedieren. Die Diffusionsgradienten 43x, 43y, 43z werden angewendet, um Phasenevolution in einer Vorwärtsrichtung zu veranlassen.
Ein HF-Refokussierpuls 44 dient zur Umkehr der relativen Phase jedes der Spins. Wenn ein Spin während der Anwendung des Diffusionsgradienten 80° Vorwärtsphasenevolution gewonnen hat, so hat derselbe Spin nach der Anwendung des HF-Refokussierpulses 44 jetzt eine –80°-Phase, oder Φ = –Φ.
Ein Y-Magnetfeldgradient wird gleichzeitig mit dem HF-Refokussierpuls 44 angewendet, um ein Gebiet zu selektieren, wobei dieses Gebiet der Schnittpunkt einer Scheibe in der X,Z-Ebene und der ersten selektierten Gewebescheibe in der Y,Z-Ebene ist, dargestellt als stabförmiges Erregungsgebiet 82 in 11.
Ein zweiter Satz von Diffusionsgradienten 46x, 46y, 46z wird entlang den X-, Y- bzw. Z-Richtungen angelegt, wodurch eine weitere Vorwärtsphasenevolution veranlasst wird. Da der HF-Refokussierpuls 44 jede Phase in ihren negativen Wert verkehrt hat, wird eine Vorwärtsphasenevolution stationäre Spins veranlassen, zum Zeitpunkt t₄ wieder in Phase gebracht zu werden. Bewegende Spins werden durch die Menge der Diffusion in der Richtung des Nettogradienten phasenencodiert, was die Temperatur anzeigt. Ein entlang der Länge des Stabes 82 von 11 (Z-Achse) orientierter ausgelesener Magnetfeld-Gradientenpuls 47 encodiert ein von der Stange 82 ausgestrahltes Vollecho-MR-Reaktionssignal 58, das zum Zeitpunkt t₆ seinen Höhepunkt erreicht. Kreuzweise schraffierte Teile von Puls 47 haben gleiche Bereiche unter der Kurve. Dies führt zu einem temperatursensitiven Profil durch Stab 82, das interaktiv reorientiert werden kann.
12 illustriert eine dritte Ausführung der temperatursensitiven Echtzeit-MR-Pulssequenz unter Verwendung zylindrischer Erregung und Diffusionsgradienten-Temperaturencodierung. Zwei orthogonale zeitvariable Magnetfeldgradienten 53, 55 und ein HF-Erregungspuls 51 werden gleichzeitig angewendet, um einen zylinderförmigen Gewebebereich innerhalb des Patienten zu erregen, gleichartig zu der in Bezug auf 7 beschriebenen Gewebeerregung.
In den X-, Y-, Z-Richtungen 54x, 54y bzw. 54z werden simultane Diffusionsgradienten angelegt. Ein HF-Refokussierpuls 52 wird angelegt. Ein zweiter Satz von Diffusionsgradienten 56x, 56y, 56z wird dann entlang den X-, Y- bzw. Z-Richtungen angelegt. Dann wird ein MR-Reaktionssignal in Gegenwart eines ausgelesenen Gradienten 57, der entlang der Länge des Zylinders orientiert ist, eingeholt. Eine eindimensionale Fouriertransformation (1DFT) wird auf das MR-Reaktionssignal angewendet, was in einem temperatursensitiven Profil entlang der Richtung des ausgelesenen Magnetfeldgradienten aus dem Magnetfeldgradientenpuls 57 resultiert. Kreuzweise schraffierte Bereiche von Puls 57 haben einen gleichen Bereich über und unter der Achse. Auf diese Weise kann ein temperatursensitives Profil durch das spezifische Gewebe entlang der Achse des zylindrischen Erregungsgebiets einmal pro 50 msec oder weniger aufgezeichnet werden.
Die Zylinderachse kann durch richtiges Mischen der X-, Y- und Z-Magnetfeldgradienten in einer beliebigen Richtung orientiert werden. Zusätzlich kann der Zylinder durch Frequenzmodulation der HF-Wellenform des Erregungspulses aus dem Zentrum des Magneten an jede spezifizierte Stelle versetzt werden, wie in „Off-Axis Spatial Localization with Frequency Modulated Nuclear Magnetic Resonance Rotating (ρ) Pulses" (Achsenabweichende räumliche Lokalisierung mit frequenzmodulierten Kernspinresonanz-rotierenden (ρ)-Pulsen) von C. J. Hardy, P. A. Bottomley, P. B. Roemer, Journal of Applied Physics 63, 4741 (1998) beschrieben, das hiermit als Referenz eingefügt wird.
Experimentelle Ergebnisse
Experimente deuten an, dass, wenn ein Laser, der im Infrarotbereich von etwa 10 W Kraft emittiert, einige Minuten lang zum Bestrahlen von Hirngewebe verwendet wird, eine Anzahl ausgeprägter Bereiche von Gewebeschädigung auftritt. Die Zellen am dichtesten bei dem Ende der Faseroptik, die Temperaturen > 160°F ausgesetzt sind, erleiden eine sofortige Beschädigung und sterben ab. Diejenigen in den unmittelbar angrenzenden Gebieten, die Temperaturen > 140° erreichen, sind ebenfalls irreparabel beschädigt, wobei jedoch der Zelltod langsamer eintritt. In diesen beiden Fällen können die Veränderungen leicht als Bereiche verminderter Intensität in einem MR-Bild gesehen werden. Zellen, die auf Temperaturen erhitzt werden, die etwas niedriger als 140° liegen, erfahren auch Veränderungen, die zu reduzierter Intensität im MR-Bild führen, jedoch sind die Veränderungen in diesem Fall reversibel, mit Erholung zu einer normalen MR-Intensität, wenn die Zelle wieder abkühlt. Es ist offensichtlich sehr wichtig, dass die Bedienperson in der Lage ist, zwischen dem zweiten und dem dritten Veränderungstyp zu unterscheiden. Nahegelegene Gefäße im Gehirn dienen als eine Art Radiator, der unterschiedlichen Gebieten unterschiedliche Grade der Kühlung zuführt, abhängig von der spezifischen Geometrie. Es ist daher wichtig, ein Mittel zur Echtzeit-Überwachung des Heilungsprozesses zu haben.
Eine chirurgische Prozedur würde das Bestrahlen des spezifischen Gewebes (d. h., Tumors) beinhalten, bis das Gebiet reduzierter Intensität im temperatursensitiven Profil grob den Grenzlinien des Tumors entspräche. Das zylindrische oder stabförmige Erregungsgebiet könnte interaktiv reorientiert werden, um den Tumor in allen drei Dimensionen anzubohren. Eine Verzögerung, die die Erholung bis auf thermisches Gleichgewicht gestattet, wiederum durch die temperatursensitive MR-Echtzeit-Pulssequenz überwacht, würde diejenigen Gebiete an der Grenze enthüllen, die nicht irreversibel beschädigt wären. Der Tumor würde dann zusätzlicher. Bestrahlung unterzogen, eventuell mit mehreren schrittweisen Näherungen von Bestrahlung und Erholung, bis die Grenzgebiete ebenfalls zerstört wären. Auf diese Weise würde der dem umliegenden normalen Gewebe zugefügte Schaden minimiert.
Die vorliegende Erfindung wurde an einem Phantom für Echtzeitüberwachung von Laserchirurgie an einem Standard-SIGNA^®MR-Diagnosesystem angewendet. Die verwendete Pulssequenz ist die von 7. Die 13a und 13b sind axiale MR-Bilder desselben Agarose-Phantoms, das einen Wasserschlauch umgibt, jedoch bei zwei unterschiedlichen Temperaturen genommen. Das Wasser wird unter Verwendung einer Peristaltikpumpe aus einem Wärmebad zirkuliert und auf einer konstanten Temperatur gehalten. Die zwei dunklen Flecke in 13a zeigen Positionen der zwei zum Messen der Temperatur in der Agarose verwendeten thermoelektrischen Drähte. Die Temperaturprofilbestimmung der vorliegenden Erfindung wurde in einem Gebiet gerade oberhalb des die Drähte enthaltenden Gebiets durchgeführt.
Die 13c und 13d sind temperatursensitive Profile, die durch das Zentrum des in den 13a bzw. 13b gezeigten Phantoms in Funktion von der Zeit genommen wurden, wobei die Zeit von oben nach unten verläuft. Daten für jedes temperatursensitive Profil wurden in 100 msec genommen, wobei ungefähr 256 temperatursensitive Profile genommen wurden. 13c wurde bei Raumtemperatur (22,3°C) erhalten. In 13d las das Thermoelement gerade außerhalb des inneren Schlauchs 41,6°C ab und das äußere Thermoelement las 25,9°C ab.
Die 13e und 13f sind individuelle Temperatur-zu-Position-Profile, die von 13c beziehungsweise 13d genommen wurden. Der verblüffendste Effekt erhöhter Temperatur ist der drastische Signalabfall im inneren Schlauch, der wahrscheinlich durch Konvektion im Wasser verursacht wird. Zusätzlich tritt ein Signalverlust in der Agarose auf, der mit dem Abstand zu dem warmen inneren Schlauch variiert.
Die 14a und 14b illustrieren die fokussierte Ultraschallausführung der vorliegenden Erfindung, angewandt zum Erhitzen und Überwachen eines Gelphantoms. Hier wurde der Erregungszylinder so ausgerichtet, dass er durch den Brennpunkt des Ultraschall-Transducers verläuft, rechtwinklig zum Ultraschallstrahl. Die Zeitachse verläuft von links nach rechts und die vertikale Achse stellt die Position entlang des Erregungszylinders dar. Der Ultraschallstrahl wurde an- und abgeschaltet, wie in 14a angedeutet. Am Brennpunkt ist ein rasches Erhitzen evident, gefolgt von Diffusion der Hitze und dann weiterer Diffusion und Abkühlung nach dem Abschalten des Strahls, wie in 14b gezeigt. 14b wurde unmittelbar nach 14a genommen.
Durch die Anwendung temperatursensitiver MR-Pulssequenzen gemäß der vorliegenden Erfindung kann die Temperatur mit einer nur 30 msec betragenden Zeitauflösung überwacht werden. Die vorliegende Erfindung ist daher ein sehr gutes Mittel zur akkuraten und effizienten Durchführung von Hitzechirurgie.

Claims

Ein Magnetresonanz(MR)-System, um einer Bedienperson zu gestatten, Gewebe (280) innerhalb eines Patienten (200) selektiv zu erhitzen, umfassend: a) gepulste hitzeerzeugende Mittel (80), die zur Konzentration von Energie an einem Anwendungspunkt angepasst sind; b) Positioniermittel (70) zur Positionierung des Anwendungspunkts der gepulsten hitzeerzeugenden Mittel in einem spezifischen Gewebe innerhalb des Patienten, um innerhalb des spezifizierten Gewebes ein erhitztes Gebiet zu erzeugen; c) MR-Bilderzeugungsmittel (10) zum Verschaffen von temperatursensitiven Echtzeit-MR-Bildern des erhitzten Gebiets; d) Displaymittel (110) zum Sichtbarmachen der temperatursensitiven Bilder für besagte Bedienperson; und e) auf die Bedienperson reagierende Steuermittel (100), um besagte Bedienperson in die Lage zu versetzen, die Positioniermittel zum Einstellen der Frequenz und der Position der gepulsten hitzeerzeugenden Mittel in Übereinstimmung mit den MR-Bilderzeugungsmitteln zu steuern, um das spezifizierte Gewebe ohne größere Verletzung angrenzenden Gewebes zu erhitzen, dadurch gekennzeichnet, dass die MR-Bilderzeugungsmittel folgendes umfassen: a) einen Hochfrequenz(HF)-Transmitter (50) zur Übertragung eines HF-Sinus(x)/x-„sinc"-Selektionspulses (41) und eines 180°-HF-sinc-Refokussierpulses (44) in besagten Patienten; b) ein Gradientenmittel (40) zum: 1. Erzeugen eines Scheibenselektions-Magnetfeldgradienten (42) entlang einer „X"-Richtung gleichzeitig mit der Anwendung des HF-sinc-Selektionspulses, um die Erregung einer ersten Gewebescheibe innerhalb besagten Patienten zu verursachen, 2. Anwenden eines ersten Satzes von Diffusionsgradienten in der „X"-Richtung (43x) und in der „Y"- und „Z"-Richtung (43y, 43z) rechtwinklig zur „X"-Richtung nach der Auswahl der ersten Scheibe und vor der Anwendung des 180°-HF-sinc-Refokussierpulses (44), um eine Phasenevolution einer Vielzahl von Kernspins in besagtem Patienten zu erzeugen; 3. Erzeugen eines zweiten Scheibenselektionsmagnetfeldgradienten gleichzeitig mit der Anwendung des 180°-HF-sinc-Refokussierpulses, um eine Phasenumkehr nur innerhalb einer zweiten Gewebescheibe innerhalb besagtem Patienten zu verursachen, die die erste Scheibe kreuzt, wodurch eine stabförmige Region erregter Kernspins mit umgekehrter Phase erzeugt wird, 4. Anwenden eines zweiten Satzes von Diffusionsgradienten (46x, 46y, 46z) in „X"-, „Y"- und „Z"-Richtung nach der Anwendung des 180°-HF-sinc-Refokussierpulses, um eine zweite Phasenevolution der Kernspins zu verursachen, wodurch die Diffusion der Kernspins im Erregungsgebiet encodiert wird, und 5. Anwenden eines aus dem Rechner ausgelesenen Gradienten (47) auf besagtes stabförmiges Erregungsgebiet (82) entlang der Länge des Erregungsgebiets, das die „Z"-Richtung ist, für die ein temperatursensitives Profil erwünscht ist; c) Empfangsmittel (90) zum Empfangen eines MR-Reaktionssignals (48) aus dem stabförmigen Erregungsgebiet; und d) Berechnungsmittel (95) zum Berechnen eines Temperatur-zu-Position-Profils entlang des ausgelesenen Gradienten aus dem von den Empfangsmitteln empfangenen MR-Reaktionssignal.
Ein Magnetresonanz(MR)-System, um einer Bedienperson zu gestatten, Gewebe (280) innerhalb eines Patienten (200) selektiv zu erhitzen, umfassend: a) gepulste hitzeerzeugende Mittel (80), die zur Konzentration von Energie an einem Anwendungspunkt angepasst sind; b) Positioniermittel (70) zum Positionieren des Anwendungspunkts der gepulsten hitzeerzeugenden Mittel in einem spezifischen Gewebe innerhalb des Patienten, um ein erhitztes Gebiet innerhalb des spezifizierten Gewebes zu erzeugen; c) MR-Bilderzeugungsmittel (10) zum Verschaffen von temperatursensitiven Echtzeit-MR-Bildern des erhitzten Gebiets; d) Displaymittel (110) zum Sichtbarmachen der temperatursensitiven Bilder für besagte Bedienperson; und e) auf die Bedienperson reagierende Steuermittel (100), um besagte Bedienperson in die Lage zu versetzen, die Positioniermittel zum Einstellen der Frequenz und der Position der gepulsten hitzeerzeugenden Mittel in Übereinstimmung mit den MR-Bilderzeugungsmitteln zu steuern, um das spezifizierte Gewebe ohne größere Verletzung angrenzenden Gewebes zu erhitzen; dadurch gekennzeichnet, dass die MR-Bilderzeugungsmittel folgendes umfassen: a) einen Hochfrequenz-(HF-)Transmitter (50) zur Übertragung eines HF-Erregungspulses (51) und eines HF-Refokussierpulses (52) in besagten Patienten; b) ein Gradientenmittel (40) zum: 1. Produzieren eines zeitvariablen Magnetfeldgradienten (53) in einer „X"-Richtung und eines zeitvariablen Magnetfeldgradienten (55) in einer „Y"-Richtung rechtwinklig zur „X"-Richtung, wobei beide Gradienten gleichzeitig mit dem HF-Erregungspuls angewendet werden, der die Längsmagnetisierung eines länglichen Erregungsgebiets in besagtem Patienten erregt, 2. Anwenden eines ersten Satzes von Diffusionsgradienten in den „X"- und „Y"-Richtungen (54x, 54y) und einer „Z"-Richtung (54z) rechtwinklig zu sowohl der „X"- als auch der „Y"-Richtung nach der Erregung des Erregungsgebiets und vor der Anwendung des Refokussierpulses, 3. Anwenden eines zweiten Satzes von Diffusionsgradienten (54x, 54y, 54z) in „X"-, „Y"- und „Z"-Richtung nach der Anwendung des Refokussierpulses, und 4. Anwenden eines aus dem Rechner ausgelesenen Gradienten (57) auf das längliche Erregungsgebiet entlang einer Richtung, für die ein temperatursensitives Profil erwünscht ist; c. Empfangsmittel (90) zum Empfangen eines MR-Reaktionssignals (58) aus dem länglichen Erregungsgebiet; und d. Berechnungsmittel (95) zum Berechnen eines Temperatur-zu-Position-Profils entlang des ausgelesenen Gradienten aus dem von den Empfangsmitteln empfangenen MR-Reaktionssignal.
Das MR-gepulste Hitzesystem von Anspruch 1 oder Anspruch 2, wobei das gepulste hitzeerzeugende Mittel (80) folgendes umfasst: eine Quelle gepulster optischer Energie; ein invasives Gerät (240), das zum Einbringen in den Patienten angepasst ist, um an das spezifische Gewebe (280) des Patienten zu gelangen; und einen Lichtwellenleiter (230) mit einem externen und einem internen Ende, der zum Einpassen mit seinem internen Ende in das invasive Gerät innerhalb des spezifischen Gewebes angepasst ist, wobei der Lichtleiter zum weiterleiten der optischen Energie von der gepulsten optischen Energiequelle in das externe Ende, zu ihrem Anwendungspunkt in dem an das interne Ende angrenzende spezifische Gewebe angepasst ist.
Das MR-gepulste Hitzesystem von Anspruch 3, wobei die Quelle gepulster optischer Energie einen Laser umfasst.
Das MR-gepulste Hitzesystem von Anspruch 1 oder Anspruch 2, wobei das gepulste hitzeerzeugende Mittel folgendes umfasst: einen Ultraschalltransducer, der zur Erzeugung gepulster Ultraschallenergie, die an einem Brennpunkt konzentriert ist, angepasst ist, wobei der Brennpunkt der Anwendungspunkt ist.