间的相对相位和/或振幅来优化（步骤402、 404)，以在目标位置处生成高质量焦点，并且进一步以上述方式确定目标处的能量吸收在 测试范围内的频率依赖性（步骤406、408、410)。在一些实施例中，针对每个片段单独地识 别最佳频率（即，最大化目标处的能量吸收的频率）（步骤412);为了治疗目标，单独优化 的换能器片段可以之后被顺序地或一起驱动，每个片段以其相应的最佳频率被驱动（步骤 702)。例如，片段可以被单独地或循环地驱动，以使得来自以不同频率驱动的片段的超声波 不破坏性地干涉，并且同时在目标中沉积的能量不在每个声处理循环期间显著地消散。在 可替换实施例中，最大化从各个片段接收到的超声能量的整体吸收的单一频率以下面进一 步描述的方式从单独测量的频率依赖性推断（步骤704)，并且各个片段尽管被单独测试， 但在治疗期间全部以相同的整体最佳频率被驱动（步骤706)。以单一共同频率驱动片段可 以有利地引起具有较高峰值强度的较小焦点，因为它确保了来自不同片段的超声波的建设 性干涉。
[0035] 可以使用各种技术来经由相关物理量直接或间接地测量目标中的能量吸收，以之 后经由最佳频率的选择来最大化吸收的能量的量。一种方式是监测目标处的温度，其关于 所吸收的能量的量成比例地增加。温度测量方法可以基于例如MRI，并且可以与合适的图像 处理软件结合使用诸如图2所示的系统。在可用于MR温度测量的各种方法中，质子共振频 率（PRF)偏移方法通常是选择的方法，这是由于其关于温度改变的出色的线性、与组织类 型的接近独立性、以及具有高空间和时间分辨率的温度图获取。PRF偏移方法利用以下现 象：水分子中的质子的MR共振频率随着温度线性改变。由于随温度的频率改变小，对于大 体积水仅-〇· 〇lppm/°C，以及在组织中为大约-0· 0096至-0· 013ppm/°C，因而PRF偏移通常 利用相位敏感成像方法检测，其中，进行二次成像：首先在温度改变之前获取基准PRF相位 图像，然后在温度改变之后获取第二相位图像，由此捕获与温度改变成比例的小的相位改 变。温度改变图之后可以通过以下步骤从MR图像计算：在逐像素基础上确定基准图像和治 疗图像之间的相位差，并且在考虑诸如静磁场的强度和（例如，梯度回波的）回波时间（TE) 的同时，基于PRF温度依赖性将相位差转换成温度差。可以使用各种可替换或先进的方法 来补偿患者运动、磁场漂移和影响基于PRF的温度测量的精度的其他因素；对于本领域技 术人员公知的合适的方法包括例如多基准和参考较少的温度测量。
[0036] 通过使用基于PRF或任何其他合适的温度测量方法，指定范围内的最佳超声频率 可以通过以下来确定：以多个不同频率（例如，以所选择范围内的指定频率间隔）连续地驱 动换能器，同时将功率和持续时间（或更一般地，总传输能量）保持相同以在特定患者的目 标部位聚焦超声波，并针对每个这种声处理测量目标处的温度增加。这是在治疗之前完成 的；由此，为了避免组织损伤，超声换能器以比随后在治疗期间低得多的功率被驱动（同时 功率足够高以获得有意义的信噪比）。此外，为了确保针对不同频率的测量的可比性，每个 温度增加优选地针对相似的基准温度来测量。这可以通过以下来完成：在每次声处理之后 等待足够的时间以使得组织冷却回到大致等于基准温度的温度，并使用足够低的能量以使 得由于温度改变对组织的影响是有限的（例如，临床上微不足道的）。当在感兴趣范围内的 各个离散频率处测量了温度增加时，温度增加最大的频率被选择用于在随后的治疗期间操 作换能器。在针对多个换能器片段单独地优化频率的实施例中，针对每个片段执行该程序。 在治疗期间，各个片段可以被一起或轮流驱动（例如，在片段之间循环），每个片段以其相 应的最佳频率被驱动。
[0037] 与组织中的超声能量吸收有关的有用的另一个量是该组织由于声辐射压力的临 时局部位移，声辐射压力在焦点处是最高的（在该处实现了波会聚和最高强度）。超声压 力创建了直接反映声场的位移场。可以使用诸如MR-ARFI的技术通过利用梯度线圈将瞬时 运动或位移敏感磁场梯度施加至成像区域，来使得位移场可视化，梯度线圈是标准MRI设 备（诸如图2所示的设备108)的一部分并且通常位于圆筒形电磁体204附近。当在存在 这种梯度的情况下施加超声脉冲时，所产生的位移直接被编码至MR响应信号的相位。例 如，梯度线圈和换能器可以被配置以使得超声脉冲将焦点附近的物质推向具有较高场强的 磁场的区域。响应于磁场中的所产生改变，MR响应信号的相位成比例地改变，由此将由超 声辐射压力导致的位移编码在信号中。关于MR-ARFI的进一步的细节在2010年4月28日 提交的美国专利申请No. 12/769,059中提供，该申请的全部内容通过引用包含于此。
[0038] 对于给定的换能器配置，利用MR-ARFI测量的组织位移与超声强度直接成比例。 有利地，获得良好的位移信号所需的能量与通常的治疗能量相比非常小（并且在非常短的 周期，例如约20ms，通过声处理实现），使得ARFI成为用于治疗前优化的合适候选。然而， 由来自不同方向的超声波生成的位移力部分地相互抵消。因此，当使用MR-ARFI来调整频 率以最大化焦点处的能量吸收时，优选地针对多个换能器片段单独地优化频率一一每个覆 盖不是太大的立体角一一即使最后选择单一频率来驱动整个换能器阵列；整体最佳频率通 过以合适的方式组合各个片段的最佳频率来获得（如下所述）。（与辐射力相比，归属于不 同片段和超声波方向的热能没有抵消地累积。由此，当针对频率优化使用温度测量时，可以 整体在换能器阵列上执行程序。）
[0039] 由于各个实施例的目的是通过作为治疗流程的一部分的程序找到用于特定患者 的最佳治疗频率，因而该程序优选地较短，例如，大约为几分钟。如果换能器片段的数量或 被测试的离散频率的数量都不太大，则可以利用ARFI实现。例如，为了确定用于脑部肿瘤 治疗中的弯曲（例如，半球形）超声换能器的最好频率，换能器可以被划分成例如七个片段 (盖和六个瓦片，如图6所示）或者甚至仅四个片段（盖和三个瓦片）。片段可以基于诸如 它们覆盖的立体角的通用标准或者基于关于例如特定患者的解剖结构的更具体的标准来 定义。可以针对每个片段在约十个不同的频率或更少频率，例如在从600kHz至760kHz的 范围内的以20kHz间隔的九个频率处测量组织位移（如图5A所示）。用Ns表示片段的数 量，用N f表示离散频率的数量，需要总的Ns · N f次测量。
[0040] 针对每个片段，覆盖所有频率的单个扫描可以在通过该片段的焦点（其可以轻微 地从在所有片段一起操作时实现的理论焦点位置偏离）的横向平面（或者多个，例如三个 平行平面）处进行。MR扫描与生成组织位移的超声脉冲同步。在一些情况下，换能器片段 的元件之间的相对相位例如基于CT图像或其他先验知识被校正以补偿例如骨变化。通过 使用最先进的聚焦超声/MR-ARFI系统，在一个实施例中，该MR扫描需要大约20秒的准备 (例如，PSD的下载和用于优化扫描参数的预扫描），大约3秒来获得用于ARFI的参考图像， 以及大约每频率3秒来生成焦点和测量所产生的组织位移（对于9个频率共计27秒）。用 于确定一个片段的最佳频率的总时间由此小于一分钟；效率增益可以产生自用于所有频率 的常见开销和常见参考。（处理数据的计算时间与用于获取测量值的时间相比可忽略。） 具有七个片段的整个换能器所需的总时间在以上示例中大约为七分钟。
[0041] 针对所有片段和频率测量的组织位移可以被存储在NfXNs阵列D u中，其中，行i 对应于频率fi，以及列j对应于换能器片段j。如果片段以不同的频率被驱动，则通过找到 每个列D1 D D1 2，…D1 Ns中的最大项i并针对相应的片段选择频率f i来确定最佳频率。
[0042] 如果总体上针对换能器确定单个最佳频率，则每个线i (即，针对每个频率匕）中 的列上的项被组合成捕获所有片段的贡献的新的值D_b_d l。如果不同的片段在测量期间 以不同的总功率（例如，与它们各自的面积成比例）被驱动，则各个测量位移Di j通常因此 首先被标准化。然后，组合的位移Dranibired l以多种方式之一计算，该方式产生与所有片段的 组合治疗效果很好地关联的值（其中的一些而不是全部具有物理解释）。例如，在一些实施 例中，组合的位移值通过将各个位移的平方根相加并对结果求平方来计算，产生与焦点处 的总峰值强度成比例的值（假设利用不同片段生成的子焦点之间的相对定相是正确的，其 可以通过基于计算机断层扫描的校正来保证）：
[0044] 在其他实施例中，组合的位移值简单地是各个位移的绝对值的和，并且与在聚焦 区域中施加的总功率成比例：
[0046] 在另一实施例中，位移矢量L 2_范数被计算：
[0048] 组合的位移被计算的方式可以取决于例如哪个参数要被优化（例如，峰值压力或 总功率）。以上三个实施例仅仅是示例；类似地，其他范数（或者不是范数的变量）可以被 使用，只要它们与片段的组合贡献相关联。组合矢量D ranibirad的元素与各个频率处的总热沉 积成比例（或关联）。由此，换能器的最佳频率可以通过识别最大组合位移发生所处的频率 来确定。当然，根据针对多个片段单独进行的测量来确定整体最佳频率不限于组织位移的 测量；在除组织位移以外的参数用作目标处