CN104812324B - 温度分布确定装置 - Google Patents

温度分布确定装置 Download PDF

Info

Publication number
CN104812324B
CN104812324B CN201380060378.4A CN201380060378A CN104812324B CN 104812324 B CN104812324 B CN 104812324B CN 201380060378 A CN201380060378 A CN 201380060378A CN 104812324 B CN104812324 B CN 104812324B
Authority
CN
China
Prior art keywords
temperature
temperature distribution
area
energy
target
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
CN201380060378.4A
Other languages
English (en)
Other versions
CN104812324A (zh
Inventor
A·阿南德
S·塞特拉曼
李俊博
B·I·拉朱
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Koninklijke Philips Electronics NV
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Koninklijke Philips Electronics NV filed Critical Koninklijke Philips Electronics NV
Publication of CN104812324A publication Critical patent/CN104812324A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN104812324B publication Critical patent/CN104812324B/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A61B18/14—Probes or electrodes therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/01—Measuring temperature of body parts ; Diagnostic temperature sensing, e.g. for malignant or inflamed tissue
    • A61B5/015—By temperature mapping of body part
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/485—Diagnostic techniques involving measuring strain or elastic properties
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/5223—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for extracting a diagnostic or physiological parameter from medical diagnostic data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/58—Testing, adjusting or calibrating the diagnostic device
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
    • A61B90/50—Supports for surgical instruments, e.g. articulated arms
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H50/00—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics
    • G16H50/30—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for calculating health indices; for individual health risk assessment
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B2017/00017—Electrical control of surgical instruments
    • A61B2017/00022—Sensing or detecting at the treatment site
    • A61B2017/00106—Sensing or detecting at the treatment site ultrasonic
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00773—Sensed parameters
    • A61B2018/00791—Temperature
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B34/00—Computer-aided surgery; Manipulators or robots specially adapted for use in surgery
    • A61B34/10—Computer-aided planning, simulation or modelling of surgical operations
    • A61B2034/101—Computer-aided simulation of surgical operations
    • A61B2034/102—Modelling of surgical devices, implants or prosthesis
    • A61B2034/104—Modelling the effect of the tool, e.g. the effect of an implanted prosthesis or for predicting the effect of ablation or burring
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
    • A61B90/36—Image-producing devices or illumination devices not otherwise provided for
    • A61B90/37—Surgical systems with images on a monitor during operation
    • A61B2090/378—Surgical systems with images on a monitor during operation using ultrasound
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/06—Measuring blood flow
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/483—Diagnostic techniques involving the acquisition of a 3D volume of data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/488—Diagnostic techniques involving Doppler signals
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/54—Control of the diagnostic device
    • A61B8/543—Control of the diagnostic device involving acquisition triggered by a physiological signal

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Plasma & Fusion (AREA)
  • Otolaryngology (AREA)
  • Data Mining & Analysis (AREA)
  • Databases & Information Systems (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Primary Health Care (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Surgical Instruments (AREA)

Abstract

本发明涉及一种用于确定通过使用能量施加元件(2)将能量施加到目标的所述目标内温度分布的温度分布确定装置(21)。第一温度分布是在第一温度范围内的第一区域中测得的，并且提供了依据能修改的模型参数来描述第一区域中和第二区域中的模型温度分布的模型。第二温度分布是当能量被施加到目标时，通过修改模型参数使得模型温度分布距第一区域中的第一温度分布的偏离最小化而在第二区域中第二温度范围内估计的。这允许考虑第二温度范围内的模型参数的温度相关性，同时估计第二温度分布，由此改进对第二温度分布的估计的准确度。

Description

温度分布确定装置
技术领域
本发明涉及一种温度分布确定装置、一种温度分布确定方法和一种用于确定通过将能量施加到目标而导致目标内的温度分布的计算机程序。本发明还涉及一种包括温度分布确定装置的用于将能量施加到目标的系统。
背景技术
EP 2387963 A1公开了一种用于确定通过将能量施加到目标而导致目标内的温度分布的温度分布确定装置。所述装置包括用于测量目标中的空间相关和时间相关的第一温度分布的温度分布测量单元，当能量被施加到目标时，使得目标被加热到第一温度范围内的温度。所述装置还包括温度分布估计单元，所述温度分布估计单元用于基于测得的第一温度分布的空间相关性和时间相关性来估计目标中在与第一温度范围不同的第二温度范围内的空间相关和时间相关的第二温度分布。
发明内容
本发明的目的是提供一种温度分布确定装置、一种温度分布确定方法和一种用于确定通过将能量施加到目标而导致目标内的温度的计算机程序，这允许所确定的温度分布的经提高的准确度。本发明的另一个目的是提供一种用于将能量施加到所述目标的系统，所述系统包括所述温度分布确定装置。
在本发明的第一方面中，提出了一种用于确定通过将能量施加到目标而导致所述目标内的温度分布的温度分布确定装置，其中，所述能量是通过使用能量施加元件而被施加的，其中，所述能量施加元件适于测量在所述能量施加元件处的所述温度，并且其中，所述温度分布确定装置包括：
-温度分布测量单元，其用于在所述能量被施加到所述目标时，测量所述目标内的第一区域中第一温度范围内的第一温度分布，其中，所述温度分布测量单元包括用于采集所述第一区域的超声数据的超声探头和用于基于采集到的超声数据来确定所述第一温度分布的超声测温单元，
-模型提供单元，其用于提供依据能修改的模型参数来描述所述目标内的所述第一区域中、第二区域中和在所述能量施加元件处的模型温度分布的模型，其中，所述第二区域比所述第一区域更靠近所述能量施加元件，
-温度分布估计单元，其用于当所述能量被施加到所述目标时，通过修改所述模型参数使得所述模型温度分布距所述第一区域中的所述第一温度分布和距在所述能量施加元件处测得的所述温度的偏离最小化，来估计所述第二区域中与所述第一温度范围不同的第二温度范围内的第二温度分布。
由于所述模型参数是在对所述能量的施加期间被修改的，因此可以考虑所述模型参数在所述第二温度范围内的温度相关性，同时估计所述第二温度分布，由此改进对所述第二温度分布的所述估计的准确度。例如，如果所述第一温度范围包括低于50摄氏度的温度并且如果所述第二温度范围包括更大的温度，则可以考虑所述模型参数在更大的所述第二温度范围中的所述温度相关性，同时估计所述第二温度分布，以便提高确定所述第二温度分布的准确度。
所述第二温度范围优选地是所述温度分布测量单元在其中不能测量温度分布或不准确地测量温度分布的温度范围。例如，如果所述温度分布测量单元适于执行用于测量所述温度分布的超声测温过程，则所述第二温度范围可以包括大于50摄氏度的温度，并且所述第一温度范围可以包括低于50摄氏度的温度。
所述第一温度分布可以是时间相关和/或空间相关的分布。优选地，所述第一温度分布是时间相关且空间相关的温度分布。所述第二温度分布也可以是空间相关和/或时间相关的温度分布，其中，空间相关且时间相关的温度分布是优选的。
在对所述第二温度范围的所述估计期间，其在所述第二温度范围的温度相关性也可以被考虑的所述能修改的参数优选地包括所述目标的如热导率的热血参数和/或如电导率的电气参数。如果所述目标是空间非均匀的，则所述能修改的参数优选地也是空间非均匀的，其中，所述能修改的参数的空间非均匀性与所述目标的所述空间非均匀性相对应。例如，所述目标可以是包括如不同种类的组织、血管等的不同元素的生物的部分，其中，对于所述生物的所述部分的这些不同元素中的至少一些而言，可以由所述模型提供不同的能修改参数。
所述能量施加元件适于测量所述能量施加元件处的所述温度，其中，所提供的模型描述了所述第一区域和所述第二区域以及在所述能量施加元件处的模型温度分布，其中，所述温度分布估计单元适于修改所述模型参数，使得所述模型温度分布距所述第一区域中的所述第一温度分布和距在所述能量施加元件处测得的所述温度的偏离最小化。通过额外地考虑在所述能量施加元件处测得的所述温度，对所述第二区域中的所述第二温度分布的所述估计可以被进一步地改进。
优选地，所述第一区域和所述第二区域是相邻区域，使得所述温度分布估计单元可以估计至少包括所述第一温度分布和所述第二温度分布的整个温度分布。如果所述第一区域和所述第二区域不是相邻区域并且如果在所述第一区域与所述第二区域之间存在另外的区域，则所述温度分布估计单元优选地适于估计覆盖所述第一区域、所述第二区域、以及所述第一区域与所述第二区域之间的所述区域的整个温度分布。
还优选的是，所述模型提供单元适于利用初始模型参数来将提供的模型，其中，至少一个初始模型参数是目标特异模型参数。例如，如果所述目标是包括血管的生物，则所述血管内的流速可以通过例如超声多普勒技术而被确定，其中，所述流速可以是初始模型参数，所述初始模型参数是目标特异的并且可以通过所述温度分布估计单元来修改以用于使所述模型适于所述第一区域中的所述第一温度分布并且任选地还适于在所述能量施加元件处测得的温度。使用初始目标特异模型参数还可以提高估计所述第二温度范围中的所述第二温度分布的所述准确度。
在优选的实施例中，所述目标是生物并且所述能量被施加到所述生物以用于消融所述生物的部分，其中，所述温度分布确定装置还包括用于确定对已经被消融的所述目标内的区域进行限定的消融区域的消融区域确定单元，其中，所述消融区域确定单元适于通过确定所述目标的估计出的第二温度分布包括大于预定义的温度阈值的温度的部分来确定所述消融区域。这允许通过观察所述消融区域的发展来监测所述消融过程。所述消融区域优选地被示出在显示器上。在所述显示器上，也可以示出可以是肿瘤区域并且应当被消融的感兴趣区域。例如，可以在所述显示器上示出所述消融区域和所述感兴趣区域的交叠。
所述生物是人或动物，并且所述能量施加元件优选地是适于施加所述能量的针或导管。所述能量优选地是射频(RF)能量，使得所述导管或针优选地包括对应的RF电极。所述感兴趣区域优选地是应当被完全消融的肿瘤区域。通过显示所确定的消融区域和所述肿瘤区域，它们可以通过临床医生执行所述消融流程来容易地比较，使得所述临床医生可以确保所述消融区域完全覆盖所述肿瘤区域。
所述温度分布测量单元包括用于采集所述第一区域的超声数据的超声探头和用于基于采集到的超声数据来确定所述温度分布的超声测温单元。特别与已知的基于磁共振的温度分布测量设备相比较，这允许以技术上不非常复杂的方式在对所述能量的所述施加期间测量所述第一区域中的所述第一温度分布。
所述温度分布测量单元优选地适于使得所述第一区域由平面形成。所述第一区域可以由可以是竖直和/或水平的一个或若干平面形成。例如，所述超声探头可以适于采集正交于彼此并且限定所述第一区域的两个平面中的所述超声数据。然而，所述第一区域也可以是非平面尤其是曲面的。
优选地，所述温度分布测量单元包括用于将所述超声探头固定到所述能量施加元件的固定装置。所述固定装置优选地具有已知的尺寸，使得如果所述固定装置将所述超声探头和所述能量施加元件彼此附接，则所述空间关系是已知的，具体而言所述超声探头与所述能量施加元件之间的距离是已知的。所述固定装置优选地适于使得所述温度测量单元测量第一区域中的所述第一温度分布，所述第一区域具有确保所述第一温度分布在所述第一区域中可测量的到所述能量施加元件的距离，即所述距离确保所述第一区域不太靠近所述能量施加元件。
在实施例中，所述温度分布测量单元适于依据测得的第一温度分布来修改所述第一区域，以便测量所述第一温度范围中不同的第一区域中的不同第一温度分布，其中，所述模型提供单元适于提供所述模型，使得其依据所述能修改的参数来描述所述目标内所述不同的第一区域中和所述第二区域中的模型温度分布，并且其中，所述温度分布估计单元适于当所述能量被施加到所述目标时，通过修改所述模型参数使得所述模型温度分布距所述第一区域中的所述第一温度分布的偏离最小化，来估计所述第二温度范围内所述第二区域中的所述第二温度分布。由于所述第一区域依据测得的第一温度分布而被修改，因此为了测量不同的第一区域中的不同第一温度分布，所述第一区域可以适于当前测得的第一分布。这允许例如依据实际测得的第一温度分布来修改所述第一区域，使得如果先前的第一区域中的温度对于被准确测量而言太高，则在经修改的第一区域中，即在新的第一区域中，可以继续对所述目标的所述温度的测量，由此延长所述目标的第一温度分布可以被测量的时间段。
优选地，所述温度分布测量单元适于通过改变所述第一区域的位置来修改所述第一区域。具体而言，所述温度分布测量单元可以适于连续地将所述第一区域定位在不同位置处，其中，如果所述第一区域的位置被改变，则其从更靠近所述能量施加元件的位置变化到更远离所述能量施加元件的位置。通过提供具有到所述能量施加元件的不同距离的不同第一区域，当所述温度分布测量单元不再能够测量当前第一区域中的所述温度时，可以在比所述当前第一区域更远离所述能量施加元件的另一个第一区域中继续对温度分布的测量。因此，通过在所述加热过程期间增加相应的第一区域到所述能量施加元件的所述距离，在其期间可以测量所述目标的所述温度的时间段可以被以相对简单的方式非常有效地增加。
所述温度分布测量单元可以包括超声探头并且可以适于移动所述超声探头以用于改变所述第一区域的位置，以便修改所述第一区域。在这种情况下，所述超声探头优选地是一维超声探头。这允许使用技术上相对简单的超声探头来测量不同的第一区域中的所述温度分布，所述不同的第一区域具有到所述能量施加元件的不同距离。所述超声探头还可以适于使得在不移动所述超声探头的情况下所述第一区域的位置是能改变的。在这种情况下，所述超声探头优选地是二维超声探头。这允许提供所述超声探头，而不需要用于将所述超声探头相对于所述能量施加元件移动的机械移动装置，这可以得到机械上更简单的温度分布测量单元。
还优选的是，所述温度分布测量单元适于使得所述超声探头采集具有参考温度的所述不同的第一区域的参考超声数据和所述不同的第一区域的实际超声数据，并且所述超声测温单元依据针对相应的第一区域所采集的相应的实际超声数据、针对所述相应的第一区域所采集的所述参考超声数据和相应的参考温度来确定所述相应的第一区域中的第一温度分布。具体而言，所述温度分布测量单元适于使得在参考数据采集阶段中，所述超声探头采集具有已知参考温度的所述不同的第一区域的所述参考超声数据，并且在温度分布测量阶段中，所述超声探头采集实际超声数据，并且所述超声测温单元依据针对所述相应的第一区域所采集的所述实际超声数据、针对所述相应的第一区域所采集的所述参考超声数据和相应的参考温度来确定所述不同的第一区域中的所述第一温度分布。所述参考温度对于每个第一区域可以是相同的。例如，如果所述目标是人，则所述参考温度可以是37摄氏度。具体而言，如果所述能量施加元件是用于消融如肿瘤的人的部分的消融元件，则在所述消融过程开始之前，在所述参考数据采集阶段中，所述超声探头可以采集所述参考超声数据，其中，在这种情况下人具有大约37摄氏度的已知温度。然后，在所述消融过程期间，可以在所述不同的第一区域中测量所述第一温度分布，而不需要在消融过程期间采集参考数据，由此通过超声测温在所述消融过程期间快速并且准确地测量所述第一温度分布。
在另一个优选的实施例中，所述模型提供单元提供所述目标的所述模型，使得其依据能修改的模型参数来描述其中已经测得相应的第一温度分布的所述第一区域中和其中未测量相应的第一温度分布的所述第一区域中的模型温度分布，其中，所述温度分布估计单元通过修改所述模型参数使得其中已经测得相应的第一温度分布的所述第一区域中所述模型温度分布距其中未测量相应的第一温度分布的所述第一区域中的测得的第一温度部分的偏离最小化，并且通过确定来自经修改的模型的所述参考温度来确定其中未测得相应的第一温度分布的相应的第一区域的所述参考温度。因此，在该实施例中，可以在所述不同的第一区域中测量所述第一温度分布，而不需要在先前的参考数据采集阶段中采集具有已知参考温度的参考超声数据。
所述温度分布测量单元优选地适于确定所述第一区域中测得的第一温度分布是否包括预定义的温度范围外的温度，并且如果所述第一区域中测得的第一温度分布包括所述预定义的温度范围外的温度，则修改所述第一区域。所述预定义的温度范围可以与所述第一温度范围类似。例如，所述目标可以是人或动物，并且所述预定义的温度范围可以由50摄氏度的上最大温度来限定。所述预定义的温度范围还可以由等于人或动物的正常温度，具体而言为37摄氏度，的下最小温度来限定。
在本发明的另一方面中，提出了一种用于将能量施加到目标的系统，其中，所述系统包括：
-能量施加元件，其用于将所述能量施加到所述目标，以及
-温度分布确定装置，其根据权利要求1所述用于确定通过将所述能量施加到所述目标而导致所述目标内的温度分布。
在优选的实施例中，所述系统还包括能量施加控制单元，所述能量施加控制单元用于依据所确定的温度分布来控制所述能量施加元件。具体而言，可以提供如肿瘤区域的应当被消融的感兴趣区域，并且将所述感兴趣区域与所确定的消融区域进行比较，其中，可以依据所述所确定的温度分布来确定所述消融区域。然后，所述能量施加控制单元可以适于控制对所述能量的施加，使得所确定的消融区域完全覆盖所述感兴趣区域，以便确保所述感兴趣区域已经被完全消融。这样，可以改进到所述目标的能量的施加。
在本发明的另一方面中，提出了一种用于确定通过将能量施加到目标而导致所述目标内的温度分布的温度分布确定方法，其中，所述能量是通过使用能量施加元件而被施加的，并且其中，所述温度分布确定方法包括：
-当所述能量被施加到所述目标时，通过温度分布测量单元来测量所述目标内的第一区域中第一温度范围内的第一温度分布，其中，所述温度分布测量单元包括采集所述第一区域的超声数据的超声探头和基于采集到的超声数据来确定所述第一温度分布的超声测温单元，并且测量在所述能量施加元件处的所述温度。
-通过模型提供单元来提供依据能修改的模型参数来描述所述目标内的所述第一区域中、第二区域中和在所述能量施加元件处的模型温度分布的模型，其中，所述第二区域比所述第一区域更靠近所述能量施加元件，
-当所述能量被施加到所述目标时，通过修改所述模型参数使得所述模型温度分布距所述第一区域中的所述第一温度分布和距在所述能量施加元件处测得的所述温度的偏离最小化，通过温度分布估计单元来估计所述第二区域中与所述第一温度范围不同的第二温度范围内的第二温度分布。
在本发明的另一方面中，提出了一种用于确定通过将能量施加到目标而导致所述目标内的温度分布的计算机程序，其中，所述计算机程序包括程序代码模块，所述程序代码模块用于在所述计算机程序在控制根据权利要求1所述的温度分布确定装置的计算机上运行时，令所述温度分布确定装置执行如权利要求12所述的温度分布确定方法的步骤。
应当理解，权利要求1所述的温度分布确定装置、权利要求10所述的系统、权利要求12所述的温度分布确定方法和权利要求13所述的计算机程序具有类似和/或同样的优选的实施例，具体而言，如从属权利要求中限定的优选的实施例。
应当理解，本发明的优选的实施例还可以是从属权利要求与各自的独立权利要求的任何组合。
参考下文描述的实施例，本发明的这些和其他方面将是显而易见的，并且将参考下文描述的实施例对本发明的这些和其他方面进行说明。
附图说明
在附图中：
图1示意性并且示范性地示出了用于将能量施加到目标的系统的实施例；
图2示意性并且示范性地示出了超声探头、消融针和固定装置的布置；
图3示出了对其中可以执行超声测温的第一温度范围和其中不能执行超声测温的第二温度范围进行图示的图表；
图4示范性地示出了对用于确定通过将能量施加到目标而导致目标内的温度分布的温度分布确定方法的实施例进行图示的框图；
图5示意性并且示范性地示出了消融针的端部周围的温度分布和限定在其中执行超声测温的第一区域的超声监测平面；
图6示出了消融针的端部周围的另一温度分布；
图7示意性并且示范性地示出了消融针的端部的实施例；
图8示意性并且示范性地图示了具有到消融针的不同距离的若干第一区域；
图9示出了对用于测量通过将能量施加到目标而导致目标内的温度分布的温度分布测量方法的另一实施例进行示范性图示的流程图；
图10示范性地示出了温度轮廓线；
图11示范性地示出了在离消融针25mm的距离处温度随时间的增加；
图12示意性地示出了在离消融针5mm的距离处温度随时间的增加；并且
图13示范性地示出了取决于时间的第一区域的位置。
具体实施方式
图1示意性并且示范性地示出了用于将能量施加到目标的系统的实施例。在该实施例中，系统是用于消融躺在如患者台的支撑装置4上的人3内的肿瘤的消融系统。系统1包括用于将能量施加到人3，具体而言到人3内的肿瘤的能量施加元件。在该实施例中，能量施加元件2是消融针，所述消融针包括消融电极和消融针2的端部5处的温度感测元件。消融针2的端部5处的温度感测元件优选地是热电偶，其电气连接到端部温度测量确定单元18，其用于取决于从热电偶接收的电气信号而确定消融导管2的端部处的温度。
由消融电极施加到人3的能量优选地是RF能量，其中，消融电极被电气连接到消融能量控制单元12，用于经由电气连接72来控制RF能量的施加。在该实施例中，消融能量控制单元12包括用于提供RF能量的RF源。
系统1还包括温度分布测量单元，所述温度分布测量单元用于当RF能量被施加到人3时，测量人3内的第一区域中第一温度范围内的空间相关和时间相关的第一温度分布。温度分布测量单元包括用于采集第一区域的超声数据的超声探头71和用于基于采集到的超声数据来确定第一温度分布的超声测温单元13。在该实施例中，超声探头71适于采集正交于彼此并且限定第一区域的两个平面中的超声数据。然而，在另一个实施例中，超声探头可以适于采集限定第一区域的其他平面中的超声数据，其中，超声探头可以是体积超声探头。超声探头71可以通过使用固定装置73而被固定到消融针2，使得第一区域中的第一温度分布能通过超声测温测量。图2中示意性并且示范性地示出了消融针2、超声探头71和固定装置73的优选的布置。
系统1还包括模型提供单元14，模型提供单元14用于提供依据能修改的模型参数来描述人3内的第一区域中和第二区域中的模型温度分布的模型，其中，第二区域比第一区域更靠近消融针2的端部5。能修改的参数包括如热导率的热血参数和如肝20的电导率的电气参数。
系统1还包括温度分布估计单元15，温度分布估计单元15用于当能量被施加到人3时，通过修改模型参数使得模型温度分布距第一区域中的第一温度分布和距由消融针2的端部5处的热电偶测得的温度的偏离最小化，来估计第二区域中与第一温度范围不同的第二温度范围内的空间相关和时间相关的第二温度分布，在所述第二温度范围中，温度分布测量单元13、71不能测量温度分布。在最小化过程的开始，所提供的模型可以通过使用初始模型参数而被初始化，所述初始模型参数是因人而异的。例如，超声探头71和超声测温单元13可以适于基于多普勒超声技术来测量流过人内的血管的血液速度，其中，该测量可以是在通过施加消融能量对人3进行加热之前被执行的。然而，也可以确定第二温度范围中的第二温度分布，而不执行该先验超声测量，其中，在这种情况下，例如已知的模型参数(如从文献已知的模型参数)可以被用作初始模型参数，该初始模型参数接着在最小化过程期间被修改。
第一区域具有到消融针2的端部5的距离，使得如果消融能量被施加到人3，则第一区域中的温度将小于大约50摄氏度。这确保在消融过程期间温度分布测量单元13、71也可以测量第一温度分布。第二区域更靠近消融针2的端部5。优选地，第二区域与消融针2的端部5相邻并且覆盖待消融的感兴趣区域和感兴趣区域周围的周围区域。在该实施例中，感兴趣区域是肝20内的肿瘤区域。因此，超声测温单元13、模型提供单元14和温度分布估计单元15优选地适于使得温度分布可以在肿瘤区域和围绕肿瘤区域的周围区域中被估计，其中，这些区域可以限定第二区域，并且其中，第二温度分布是该第二区域中估计出的温度分布。第二温度区域还可以是也覆盖离消融针2的端部5更远并且其中组织也被加热到大于50摄氏度的温度的另外区域的更大的区域。
温度分布测量单元13、71、模型提供单元14和温度分布估计单元15形成温度分布确定装置21，温度分布确定装置21用于确定人3内覆盖第一温度分布和第二温度分布的总体温度分布。
温度分布确定装置21包括用于确定限定已经被消融的目标内的区域的消融区域的消融区域确定单元16，其中，消融区域确定单元16适于通过确定人3的估计出的第二温度分布包括或已经包括大于预定义的温度阈值的温度的部分来确定消融区域。温度分布确定装置21还包括感兴趣区域提供单元17，感兴趣区域提供单元17用于提供应当被消融的感兴趣区域(在该实施例中为肿瘤区域)，其中，可以在显示器19上示出所确定的消融区域和肿瘤区域。例如，可以在显示器19上示出所确定的消融区域和肿瘤区域的交叠。预定义温度阈值是例如60、65或70摄氏度。
消融能量控制单元12可以适于依据所确定的温度分布来控制消融针2，即消融的功率。具体而言，消融能量控制单元12可以适于控制消融功率，使得肿瘤区域被完全消融。
再参考图1，系统1包括用于检测人3内的消融针2的端部5的位置的位置检测系统6。在该实施例中，位置检测系统6是x射线透视系统，具体而言，是X射线C形臂系统。X射线透视系统包括用于生成横穿台4上的人3的X射线8的X射线源7，其中，已经横穿人3的X射线8是由X射线探测器9来探测的。X射线透视系统6还包括用于控制X射线源7和X射线探测器9的透视控制单元10。X射线探测器9生成可以在显示器19上被示出的人3的X射线图像。在生成的X射线图像上，消融针2的端部5在人3内是可见的，使得X射线图像示出人3内的消融针2的端部5的位置。在其他实施例中，可以使用用于检测人内的针端部的位置的其他位置检测系统，如基于电磁传感器、超声传感器等的位置检测系统。
在该实施例中，消融针2是通过手来直接导航的。在另一个实施例中，系统还可以包括用于将消融针，具体而言是针端部，导航到人内的期望位置的导航单元。导航单元可以适于允许用户完全通过手或半自动地导航消融针。消融针可以包括可以由导航单元控制的内置引导器件。例如，消融针可以通过使用操纵线来被操纵和导航，以便将针端部引导到人内的期望位置。
热消融技术是对大手术的极好的备选方案，所述大手术甚至对最富经验的外科医生也可以形成风险。这些技术是仅要求可以适于执行RF治疗、冷冻治疗或微波消融治疗的针的微创的，或者它们是无创的，其中，例如使用诸如超声热源(如高强度聚焦超声(HIFU)源)的无创热源。在大部分过程中，癌组织被加热到高于60摄氏度的温度并且凝结。
为了执行RF消融(RFA)过程，以上参考图1所描述的系统包括具有活性电极端部(即消融针)的探头，优选地460至500kHz的交流电传导经过所述活性电极端部。电流通过人3的身体传播到放置在人3的背部或大腿上的地垫(出于清晰原因，未在图1中示出)。电流导致离子搅拌和摩擦加热。然后，热量通过热传导被耗散以消融肿瘤区域。在该实施例中，RFA被用于处置肝癌。
在以上参考图1所描述的实施例中，RFA是通过使用X射线C形臂系统而在X射线引导下被执行的。然而，RFA还可以通过使用另一引导系统而被执行，所述引导系统可以是基于超声成像、计算机断层摄影(CT)成像或磁共振成像(MRI)引导的。随访检查优选地通过使用CT扫描或MRI扫描在例如一个月内被完成，以评价消融的有效性并且再以三个月的间隔利用肿瘤标志物来完成以检测残留疾病或复发。在现有技术消融过程已经被执行之后，由于经常出现没有能力足够地监测和控制消融大小以充分地杀死肿瘤细胞，因而经常观察到相对高的复发率。因此，以上参考图1所描述的系统通过提供消融区域的温度图来向临床医生提供实时反馈。这还可以利用基于MR的温度成像以合理的准确度来实现。然而，MRI是昂贵的，并且可能不是容易可用的。超声是可以被用于针的放置期间的图像引导的另一种模态。由于其易用性和可用性，其可以是用于监测病变的优选的方法。然而，在现有技术中，超声一般被用于通过在B模式图像上将高回声病变可视化来监测处置。这样的可视化仅是近似的，并且不是对处置效力的良好的指示器。
以上参考图1所描述的系统使用超声探头71和用于执行三维超声测温的超声测温单元13。超声探头71和超声测温单元13适于确定三维空间和时间第一温度分布，例如A.Anand等在IEEE Transactions on Ultrasonics，Ferroelectrics and FrequencyControl，54(1)，23至31页(2007年)的文章“Three-dimensional spatial and temporaltemperature imaging in gel phantoms using backscattered ultrasound”中所描述的，通过引用将其并入。
超声测温的基本原理在于，组织中的声速作为表明为明显是超声回波中的偏移(即位移)的温度的函数而改变。数学上通过对沿着超声束方向的位移进行微分而导出的得到的“温度诱发应变”名义上与高达50摄氏度的范围内的温度上升成比例。然而，问题在于各种组织的声速的温度相关性的趋势中的变化。例如，对于肝组织，声速随着高达50摄氏度的温度范围的温度而近似线性地增加，在50摄氏度之后趋势达到平稳。因此，不存在对具有超过该温度范围的温度的超声回波偏移的灵敏度。而且，对于组织坏死的发病和得到的组织结构中的变化而言，超声回波的标记显著地改变并且使比较超声回波以确定位移困难。因此，对于高于50摄氏度的温度而言，基于跟踪声速的变化的超声测温不是组织中的温度的可靠的指示器。在该实施例中，第一温度范围因此是由大约50摄氏度的上边界来限定的。第一温度范围的下边界可以由人的正常温度即37摄氏度来限定。超声测温单元13适于以超声的方式测量该第一温度范围中的第一温度分布。
温度分布确定装置21适于i)测量远离加热区域的核心的温度低于50摄氏度处，即第一区域中的超声回波偏移，ii)将这些回波偏移耦合到热学模型和iii)使用热学模型来推断包括加热区域的核心即包括第二区域的更大体积上的温度。温度分布确定装置21被设计使得执行试拍是不必要的，即在施加消融能量之前不必执行超声测温流程。在消融处置自身期间估计模型需要的相关参数。该方法的目的是为医生提供也覆盖消融区域的经估计的温度图。
温度分布确定装置21适于使用超声测温来连续地监测远离消融或高温区域的空间位置处的温度，并且因此利用基于热学模型的方法来估计消融区域中的温度。通过使用该方法，温度分布确定装置21可以解决现有技术的以下问题。
可以更准确地确定消融区域的范围。而且，在现有技术中，通过对消融区域的高回声可视化引导的超声B模式检验经常是不准确的，其可能致使难以评估治疗的有效性。在B模式图像上可视化的强回波是由气体和蒸汽泡导致的。为了生成这些气泡并且将处置区域在超声上可视化，消融处置协议涉及加热到100摄氏度量级的温度，该温度对于仅要求高达70至80摄氏度的温度来实现坏死而言是过度杀伤的。因此，如果超声B模式成像被用于视觉上监测消融过程，则处置时间比需要的更长。另外，当其具有超过大约50摄氏度的温度时，已知的超声测温技术在不能被用在监测消融区域中。此外，处置区域中释放的气泡可能使可靠地使用超声困难。
温度分布确定装置通过提供完全不同的方法来克服这些缺点，其中，消融区域中的温度是通过使用：i)热学模型和ii)在远离消融区域的空间位置处测得的温度如以上所描述地被估计的。另外，这可以提高RF消融处置期间容易可用的超声的有效性，并且提供对处置的即时反馈。而且，由于如在EP 2387963 A1中不必需要“试”拍，可以优化处置时间，这可以导致经改进的患者通量。
温度分布确定装置21适于采用超声测温来测量远离消融(高温)区域的位置处的温度，即用于测量第一区域中的第一温度分布。随后，三维第一温度分布的演变被结合基于热学模型的方法使用以预测消融区域中的温度上升，即预测第二区域中的第二温度分布。在该处置方案中，在低温区域处获得的热应变导出的温度数据的鲁棒性被用于待执行消融治疗的肿瘤边缘中的温度的准确预测。通过遵循以上过程，超声数据是远离在过程期间释放的气泡而获得的，其中，超声数据是针对具有低到中的温度增高的区域，即针对大约37至50摄氏度的第一绝对温度范围内的区域来获得的。此外，热学模型优选地考虑局部温度对组织属性的相关性和血管灌注以提供消融区域中的准确的温度图。
图3中示出的图表示范性地图示了第一温度范围和第二温度范围，其中，温度分布测量单元13、71测量第一温度范围31中的第一温度分布，并且其中，温度分布估计单元15估计第二温度范围32中的第二温度分布。如图3中可以看出，超声速度c对温度T的曲线30在50摄氏度周围达到平衡。因此，由温度分布测量单元13、71提供的超声测温数据仅在50摄氏度以下是有效的，其中，对于更大的温度而言，即在第二温度范围32中，使用热学模型方法。
在下文中，将参考图4中示出的方框图来示范性地描述用于确定通过将能量施加到目标而导致目标内的温度分布确定方法的实施例。
在图4中示出的方框图中，图示了三个阶段，预处置阶段40、在其期间施加RF消融能量的处置阶段41,以及处置后阶段42。
在预处置阶段40中，消融针2，具体而言消融针2的端部5，被插入到人3的肝20中，并且超声探头71被布置使得可以在被放置在离消融区域足够远的空间位置处的超声监测平面中测量第一温度分布，在该消融区域处，在RF消融能量的施加期间温度期望低于50摄氏度(图4中的方框43)。超声监测平面限定第一区域，在所述第一区域中在RF消融能量的施加期间将测量第一温度分布。超声探头71可以是矩阵超声探头，该矩阵超声探头可以被布置使得第一超声监测平面平行于消融针2的端部5，并且第二超声监测平面垂直于消融针2的端部5。图5示意性并且示范性地图示了超声监测平面的可能的布置。
在图5中，超声监测平面60、61垂直于彼此，其中，第一超声监测平面平行于消融针2的端部5，并且第二超声监测平面61垂直于消融针2的端部5。图5还指示在RF消融能量的施加期间消融针2的端部5周围的温度分布62，其中，在靠近消融针2的端部5的区域63中，温度非常高，使得肝组织在该区域中被消融，即区域63是消融区域。
通过将超声监测平面60、61远离其中肝组织将被消融的消融针2的端部5周围的区域放置，可以确保这些超声监测平面60、61中并且因而在由这些超声监测平面60、61限定的第一区域中温度上升是缓慢的，并且绝对温度低于50摄氏度。额外地，超声监测平面60、61的这种放置可以确保在没有来自由气泡导致的或由消融针2的端部5导致的任何强回波的超声数据的任何污染的情况下，由温度分布测量单元13测得的超声反向散射回波产生可靠的偏移。
在被耦合到消融针的固定装置的帮助下可以进行超声探头71的放置，所述固定装置将超声探头71保持在例如远离消融针2的端部52cm的给定距离处。超声探头与消融针之间的该距离优选地是沿垂直于消融针2并且平行于图2中示意性并且示范性地示出的配置中固定装置73的方向的距离。在预处置阶段40中，超声探头71或另一超声探头可以被用于识别用于到肿瘤中的插入的可能的针路径，并且根据期望放置用于超声测温的超声监测平面。
而且，在预处置阶段40中，模型提供单元14提供用于在RF消融能量的施加期间描述第一区域具体而言超声监测平面60、61和第二区域具体而言邻近消融针2的端部5的区域中的模型温度分布的热学模型。为了提供该模型，模型提供单元14使用如CT图像或MR图像的包括肿瘤区域的肝20的医学图像。在医学图像中，对肿瘤和如血管的其他结构进行识别和分割，并且该信息与初始模型参数值一起被用于提供经初始化的热学模型。例如，初始可以提供不同的经识别并且经分割的结构的热学和电气参数以用于提供初始热学模型。初始模型参数可以是如不同种类的组织的热导率和电导率的组织属性或如灌注参数、定向流动参数、消融针的端部的参数等的其他参数。灌注参数和定向流动参数可以是初始通过使用已知的信息来初始确定的，所述已知信息可以是从在之前已经执行的其他测量已知的。例如，可以执行超声多普勒测量，以便确定典型的流动速度以及由此的定向流动参数和灌注参数。在图4中，初始化模型的提供是通过方框44来指示的，其中，方框45指示对肝内的结构的识别和分割，并且方框46指示如组织属性的模型参数的提供。在实施例中，初始模型已经被提前确定并初始化，并且仅需要在预处置阶段40中从模型提供单元14进行加载。
热学模型优选地是例如由H.H.Pennes在文章“Analysis of tissue andarterial blood temperatures in the resting human forearm”，85:5-34，Journal ofApplied physiology(1998)中提出的生物热传递方程(BHTE)的有限元实现方案，通过引用将其并入本文。
生物热传递方程对组织中的热扩散和灌注进行模拟。其包括对RFA热源的模拟，其中，实现了拉普拉斯方程。模型通过使用用于流体中热传递的方程来考虑大型血管中的定向流动。在针对肝组织的模型的情况下，初始模型参数是例如0.148S/m的导电率、0.465W/mC的导热率、1060kg/m3的密度、3600J/Ckg的热容量和6.4x 10-3/s的灌注率。另外的初始模型参数可以是如由相应的制造商记录的消融针的属性，以便考虑消融针的属性对电流分布和热传导的影响。
在处置阶段41期间，如方框53所指示地执行超声测温。超声探头71执行例如三维超声反向散射采集过程，其中，可以任选地执行呼吸门控。这是由方框54来指示的。接着，如由方框55所指示的，超声测温单元13估计距离采集到的三维超声反向散射数据的超声回波偏移，于是，如由方框56所指示的，热应变以及最后的温度是通过超声测温单元13来估计的，。
在该实施例中，执行超声测温53，使得在处置阶段41期间，即到肿瘤区域的RF消融能量的施加期间，可以测量超声监测平面60、61中的第一温度分布。因此，在处置期间，针对作为加热的结果的明显位移来分析超声回波，其中，也可以被视为偏移的这些位移被转换为热应变值并且最后转换为温度，并且其中，为了依据热应变值来确定温度，可以使用热应变值与温度之间的已知分配，所述分配可以是通过校准测量来预定的。
方框50指示基于测得的第一温度分布并且基于从运行热学模型获得的实际估计的第二温度分布的模型参数的更新。通过运行热学模型的对第二温度分布的估计是通过方框47指示的。
在超声测温流程期间，即平行地，热学模型是利用初始化参数来运行的，从而生成实际空间温度估计，所述实际空间温度估计被与从超声测温过程53获得的第一温度分布进行比较。这些模型估计与超声测温过程53的结果的比较是由方框51来指示的。使用该比较，模型参数不断地使用经建立的最小化方法而被更新，以使模型预测与超声实验数据之间的差异最小化。模型参数的这种修改是由方框52来指示的。这样优化的模型参数包括例如热学常量(例如热扩散率)、电气属性(例如导电率)、由灌注导致的散热器的属性、由于血流的对流冷却等。该优化过程提供模型中的灵活性，其允许考虑生物组织中期望的局部非均匀性。
为了执行模型，可以使用如COMSOL的已知多物理仿真工具，其将电气热的生成和随后的介质中的热传递组合。散热器是消融区域附近的大型血管。其可以通过这些血管相对于能量施加元件的流率、流动方向以及位置和大小来表征。这些属性可以被并入到生物热传递方程中，并且模型的这些属性和另外的属性可以被优化，使得模型温度分布距测得的第一温度分布之间的偏离最小化。
由于优化了模型参数，因而在优选地是覆盖肿瘤的感兴趣处置区域的感兴趣区域中生成并且更新温度图。温度图可以被用于通过限定肝20内被加热或已经被加热到大于预定义温度阈值的温度的区域来生成消融轮廓。温度图的该生成和对消融轮廓的任选的确定是通过方框49来指示的。感兴趣区域可以被视为其中第二温度分布被估计的第二区域，或第二区域可以是至少覆盖具有肿瘤的感兴趣区域的更大的区域。在处置阶段41中的整个过程期间，超声回波偏移在远离消融区域的区域中，即由该实施例中的超声监测平面60、61所限定的第一区域中不断地被分析，使得存在对考虑例如组织属性和灌注对热的空间-时间分布的影响的模型的现实反馈。
为了更新处置阶段41中的模型参数，不仅超声监测平面60、61中的温度分布可以被与从热学模型获得的估计的温度分布进行比较，而且额外地，如由例如热电偶测得的消融针的端部处的温度也可以被与从热学模型获得的估计的温度分布进行比较，其中，可以对模型参数进行优化，使得估计的温度分布尽可能好地适于由超声测温测得的超声监测平面中的温度分布和由消融导管的端部处的热电偶测得的温度。
温度图可以被用作控制消融能量控制单元12的功率输出的反馈，消融能量控制单元12控制RF消融能量的施加。
在处置后阶段42中，温度图和/或消融轮廓可以被示为交叠在感兴趣区域上，具体而言交叠在肿瘤区域上，以得到对处置的有效性的现实感测。然后，基于该交叠图像可以决定的是，额外的处置是否是必要的。这由方框57来指示。
图6示意性并且示范性地示出了如由经优化的热学模型所限定的三维温度分布，所述热学模型已经根据以上参考图4所描述的实施例通过使估计的温度值与测得的温度值之间的差最小化而被优化。
消融针的端部可以包括基本上直接的消融电极，以及任选地还包括如热电偶的温度感测元件。然而，消融针的端部还可以包括一个或若干消融电极的另一布置，所述布置可以包括或可以不包括如热电偶的温度感测元件。例如，如图7中示意性并且示范性地示出的，消融针的端部105可以包括具有集成的热电偶的若干消融电极70，其中，具有集成的热电偶的消融电极70是可收回到消融针的轴74中的。
在另一个实施例中，温度测量单元13、71适于使得第一区域依据测得的第一温度分布而被修改，以便测量不同的第一区域中的不同第一温度分布。具体而言，温度分布测量单元适于使得第一区域是通过改变第一区域的位置来修改的。第一区域由平面形成，其中，温度分布测量单元优选地适于使得平面第一区域被连续地定位在不同区域处，其中，如果第一区域的位置改变，则其从更靠近消融针2的位置改变到更远离消融针2的位置。
温度分布测量单元，具体而言超声测温单元13，可以包括其中存储预定义的位置的序列的存储单元，其中，在实际测量期间，该存储的预定义的序列可以被用于定位平面第一区域。不同位置可以是等距的，使得仅需要存储用于限定位置的序列的单个距离值和方向。然而，位置的序列还可以包括非等距的位置，使得位置可以通过存储至少部分不同的距离值的序列和方向来存储。位置的序列可以是基于校准测量而被预定义的，或其可以由用户根据期望而被人工地进行预定义。位置的序列还可以是通过使用典型的组织电气和热学属性和器官特异的特性的数据库的热学模拟而被预定义的。基于热学模型，可以识别具有相对高的热梯度的位置，并且可以避免这些位置，其中，具有相对低的热梯度的位置也可以被识别并且用于限定扫描平面的位置。因此，基于热学模型，可以确定热梯度，并且通过对热梯度定进行阈值处理来确定位置的序列。用于预定位置的序列的热梯度优选地是空间梯度。
在实施例中，位置的序列的预定还可以包括相应的位置处的期望的温度上升，其中，与在模拟加热过程期间温度将期望地不上升到50摄氏度的高温度的位置相比较，温度将期望地上升到50摄氏度的位置是优选的。例如，对于每个位置，选择因子可以被计算为在模拟加热过程期间指示相应的位置处的期望的温度上升的第一值和指示该位置处的期望的温度梯度的第二值的组合，特别是线性组合，其中，位置的序列可以是基于计算出的选择因子来预定的。优选地，第一值随着增加的期望的温度上升而增加，并且第二值随着减少的期望的温度梯度而增加。用于确定位置的温度梯度优选地是在模拟加热过程期间在相应的位置处的期望的最高空间温度梯度。为了模拟加热过程，已知的生物热传递模型可以被用作热学模型，其可以是通过使用诸如COMSOL的多物理有限元来实现的。在图8中示意性并且示范性地图示了平面第一区域即不同超声扫描平面的不同位置。
图8示出了消融针2与由被定位在加热区域23中的消融电极(未示出)形成的加热区域23。温度分布测量单元13、71适于使得不同的第一区域对应于超声扫描平面到消融针2的不同距离。在图8中通过虚线来指示相对应的不同第一区域24。在初始时间t0，第一温度分布是在相对靠近消融针2的第一区域中测得的。当时间t0当前第一区域中的测得的第一温度分布包括优选地为具有50摄氏度的最大温度的温度范围的预定义温度范围外的温度时，温度分布测量单元13、71通过改变第一区域的位置来修改用于测量另外的第一区域中的第一温度分布的第一区域。在图3中，另外的第一区域对应于时间t1的超声扫描平面。温度分布测量单元接着测量该另外的第一区域中的温度分布，并且当测得的温度分布包括预定义温度范围外的温度时，温度分布测量单元13、71测量由图3中在时间t2的超声扫描平面指示的甚至更远的第一区域中的温度分布。从第一区域到第一区域，具体而言从超声扫描平面到超声扫描平面的这种移动利用在时间t3和t4的另外的更远的第一区域来继续(如在图8中通过虚线指示的第一区域)。
在该实施例中，即在不同的超声扫描平面的该实施例中，超声探头71包括用于采集不同的第一区域的超声数据的二维超声换能器。这允许采集不同的第一区域的超声数据，而不需要机械地移动超声探头71。在另一个实施例中，超声探头可以包括一维超声换能器，其中，在这种情况下，一维超声换能器是能相对于消融针2机械移动的，以便采集具有到消融针的不同距离的不同的第一区域的超声数据。
温度分布测量单元13、71适于使得超声探头71采集参考温度处的不同的第一区域24的参考超声数据和不同的第一区域24的实际超声数据，并且使得超声测温单元13依据针对相应的第一区域24采集到的相应的实际超声数据、针对相应的第一区域24采集到的参考超声数据和相应的参考温度来确定相应的第一区域24中即具有到消融针2的相应的距离的超声扫描平面中的第一温度分布。具体而言，超声测温单元13优选地适于针对在其中已经针对相应的第一区域24采集到超声数据的时间段来确定相应的第一区域24中的三维空间和时间温度分布，如例如以上提到的A.Anand等文章描述的，通过引用将其并入本文。
在该实施例中，温度分布测量单元13、71适于使得在参考数据采集阶段中，超声探头71采集具有在该实施例中为37摄氏度的已知参考温度的不同的第一区域24的参考超声数据，并且在温度分布测量阶段中，超声探头71采集实际超声数据，并且超声测温单元13依据针对相应的第一区域24采集到的相应的实际超声数据、针对相应的第一区域24采集到的参考超声数据和已知参考温度来确定不同的第一区域24中的第一温度分布。
而且，在该实施例中，模型提供单元14可以适于提供模型，使得其依据能修改的参数来描述目标内的不同的第一区域和第二区域中的模型温度分布，并且其中，温度分布估计单元15适于当能量被施加到目标时，通过修改模型参数使得模型温度分布距第一区域中的测得的第一温度分布的偏离最小化，来估计第二区域中第二温度范围内的第二温度分布。具体而言，模型提供单元14适于针对其中在相应的第一区域中已经测量相应的第一温度分布的时间段和针对其中在相应的第一区域24中尚未测量相应的第一温度分布的时间段来提供描述第一区域24中的模型温度分布的目标的模型，并且在第二区域中，其中，温度分布估计单元15适于，通过修改模型参数使得针对在其中在相应的第一区域24中已经测量相应的第一温度分布的时间段的不同的第一区域24中的模型温度分布距不同的第一区域24中的测得的温度分布的偏离最小化，并且通过确定来自经修改的模型的估计的温度分布，来针对其中在相应的第一区域24中尚未测量相应的第一温度分布的时间段来估计不同的第一区域中和第二区域中空间相关和时间相关的温度分布。
在下文中，将参考图9中示出的流程图来示范性地描述使用不同位置处的不同的第一区域的温度分布测量方法的实施例。
在步骤201中，将消融针2的端部5导航到肝20中，使得端部被定位在肝20内的肿瘤区域内。而且，在步骤201中，初始热学模型是由模型提供单元14提供的。在预处置阶段中执行步骤201。
然后，在步骤203中，处置通过将消融能量施加到肿瘤区域即通过对肿瘤区域进行加热来开始，并且在步骤202中，第一温度分布是由温度分布测量单元13、71在肝20内的第一区域24中测得的。
在步骤204中，检查在第一区域中测得的第一温度分布是否包括50摄氏度以上的温度，其中，如果是这样的话，则在步骤202中利用具有到消融针2的端部5的较大距离的另外的第一区域来继续温度测量。如果在初始第一区域中测得的温度分布不包括大于50摄氏度的温度，则在步骤202中利用仍然测量初始第一区域中的温度分布来继续温度测量。而且，将不大于50摄氏度的温度提供到温度分布估计单元15，其中，在步骤205中，温度分布估计单元15确定总体温度分布，具体而言，通过修改热学模型的模型参数使得针对在其中已经在相应的第一区域中测量相应的温度分布的时间段的不同第一区域中的模型参数分布距不同的第一区域中的已经测得的温度分布的偏离最小化，并且通过确定来自经修改的模型的估计的温度分布，来针对在其中在相应的第一区域中尚未测量温度分布的时间段确定不同的第一区域24中以及在如在其中尚未测量温度分布的肝20内的第二区域的其他区域中的估计的温度分布。
循环执行步骤202和204，其中，该循环和步骤205是并行执行的，即测得的温度分布被连续地馈送到温度分布估计单元15，以便连续地生成经更新的总体温度分布。一侧的温度分布确定步骤202、204和205和另一侧的消融步骤203也是并行执行的，使得在消融过程期间，如临床医生的用户可以监测温度分布的形成，并且如果用户对生成的温度分布满意则停止消融过程。因此，可以执行步骤202至205，直到用户停止流程或直到已经满足退出的准则。
在该实施例中，第一区域24具有到消融针2的端部5的不同距离，即执行超声测量的位置不是固定的。如果该位置是固定的，则可以导致测得次优的例如更高或更低的温度，并且该位置可能具有高热梯度。这将影响从消融部位和估计的治疗终点处的这些原位测量结果导出的模型参数的准确度，当已经到达特定热剂量时，可以到达所述估计的治疗终点，所述热剂量可以是基于测得的温度分布来计算的。
以上参考图8和图9所描述的温度分布测量过程提供适应性超声测温测量方案，在所述方案中，测量位置在治疗期间是变化的，特别确保使用最优的温度上升，即在该实施例中是从37至50摄氏度的温度上升。
在该实施例中，温度分布测量装置21适于使用平行于RF消融齿，即平行于热源的几个平面24处的超声来跟踪局部温度上升。与其中总是在相同平面中跟踪温度的固定的情况相反，在动态情况中，随着加热进行，不同的空间位置被用于计算温度上升。
在该实施例中，温度分布测量装置21可以解决以下问题。当扫描平面保持固定时，其不能被靠近消融齿即能量施加元件定位，这是因为温度将增加到超过50摄氏度并且测量结果将不是有用的。如果扫描平面被放置得足够远以确保温度上升永不大于50摄氏度，则温度上升在初始时间点处可以是极其低的，并且因此可能降低温度测量的准确度。而且，除了使用超声测得的温度上升提供到热学模型之外，关键输入之一是其中关于热源做出相应的测量的空间位置。当热梯度为高时，扫描平面的位置中的不确定性可能导致模型参数中大的误差。因此，可以动态地修改扫描平面位置，使得扫描平面多数时候或总是处于具有相对低的热梯度的空间区域中。
图10示范性地图示了沿垂直于消融齿即垂直于能量施加元件，在消融齿的暴露的电极的中点处与其交叉的温度轮廓线。消融齿在沿水平轴的距离d＝0处。线图140示出了在肝组织中的RF消融加热过程期间每100s的温度T的演变。如图10中可以看出，峰齿温度大于90摄氏度。图11示范性地图示了离热源的位置25mm的距离处的温度演变，即图11示范性地图示了沿着图10中的线141的温度。图12示范性地图示了离热源的位置5mm的距离处的温度演变，即图12示出了沿着图10中的线142的温度。这些距离，即5mm和25mm，表示在固定的测量方案中超声扫描平面，即第一区域，可以被放置的位置。然而，这两个位置都具有缺点。如图11中所示，在25mm的距离处，温度上升在治疗的结束时仅是3.5摄氏度。因此，在该距离处，未很好地采用温度的适用范围。如图12所示，在5mm的距离处，温度上升到接近70摄氏度的温度。由于以上提到的原因，这将致使基于超声的温度测量技术难以实现。图11和图12中图示的这些问题可以通过具有不同位置处的不同第一区域的实施例来解决。
在该实施例中，温度分布测量装置21提供动态地改变第一区域即超声扫描平面的位置的灵活性，这进而允许在最有利的位置中进行超声温度测量，其中，这些超声温度测量结果可以接着被馈送到热学模型。最优位置，即第一区域应当被放置的最优距离，可以是根据例如在其中蓝色星号143表示温度在不同时刻接近50摄氏度的位置的图13来确定的。在图13中示出了这些蓝色星号143对时间，即相对应的距离d对t。图13示范性地图示了表示到热源的距离的图，第一区域(即在该实施例中为超声扫描平面)可以被放置在该热源处，以便具有可以利用超声技术来测量的最优温度变化。
在该实施例中，温度分布测量装置具有改变扫描平面即第一区域的位置的能力，其中，获得了超声测温测量结果。温度分布测量装置优选地包括超声探头，所述超声探头可以包括一维换能器或二维换能器。如果超声探头包括一维换能器，则超声探头优选地适于使得一维超声换能器可以机械地平移以获得不同空间位置处的温度测量结果。如果超声探头包括二维超声换能器，则其优选地具有被定位在应当执行超声温度测量的不同位置处的扫描平面。温度分布测量装置优选地评价每个扫描平面位置处即每个第一区域中的温度测量结果，以便确定温度上升是否处于预定义的允许范围内，例如在37摄氏度与50摄氏度之间。当温度上升超过该范围时，拒绝来自该扫描平面的温度数据，并且下一远位置被用于分析。
尽管在该实施例中，在其中实际测量温度的第一区域仅由单个平面形成，即尽管在该实施例中不同的第一区域仅由单个可移动的超声扫描平面形成，但是在其他实施例中，在其处实际测量温度的第一区域可以由若干平面，具体由若干超声扫描平面形成，使得同时在不同平面中可以测量温度。如果在这些平面中的至少一个中，温度上升超过如50摄氏度的温度上限，则第一区域可以通过将该平面从另外的温度测量排除或通过将该平面移动到另一更远的位置而被修改。平面可以是竖直或水平平面，其中，如果扫描平面是水平的，则其可以以C扫描方式被扫描。而且，作为对平面的替代，第一区域还可以具有另一形状，即其可以是非平面的，具体是弯曲的。而且，尽管在以上描述的实施例中，扫描平面即平面的第一区域平行于消融齿的方向，但是在其他实施例中，其还可以垂直于消融齿。
如果在实施例中超声探头包括一维超声换能器，则换能器在处置的开始优选地被机械地平移以获得参考数据采集阶段中不同测量位置处的参考超声数据，即参考超声数据是在不同的第一区域中采集的。优选地，参考数据采集阶段中的参考扫描提供具有37摄氏度的温度的基线信息。基本上，这可以被视为在处置的开始之前t＝0RF回波的标记图的快照。在处置阶段期间即在温度分布测量阶段期间，参考超声数据可以被用于基于在参考数据采集阶段期间采集到的超声反向散射与在处置阶段期间采集到的实际超声反向散射之间的差通过超声测温来确定不同的第一区域中的实际温度分布。
扫描位置即平面第一区域的位置之间的距离可以是基于待创建的病变的规划靶体积和所要求的扫描平面的数量来确定的。而且，来自热学模型的先验信息可以被用于确定平面第一区域的位置，所述热学模型可以是由模型提供单元14提供的模型并且指示不同位置处的热梯度。
在参考数据采集阶段中已经执行参考扫描之后，一维换能器被重新定位在典型地最靠近消融齿的第一位置处。在已经开始治疗之后，第一平面中的温度上升是通过使用与对应的参考帧的比较而被测量的。该第一平面中即第一区域中测得的温度上升连续地被馈送到提供的热学模型。当第一平面中测得的温度接近50摄氏度时，停止该位置处的温度测量并且将一维换能器移动到下一空间位置，即远离消融齿的第二位置。来自第一位置的温度测量结果被附到来自第二位置、来自第三位置等的随后的测量结果，并且将基于作为约束的这些温度测量结果来估计最优模型参数。基于最优模型参数，即基于对应的经优化的热学模型，可以确定整个体积上的三维温度分布。
尽管在以上描述的实施例中，通过在消融处置的开始之前执行参考扫描，已经在参考数据采集阶段采集了参考超声数据，但是在其他实施例中，可以在没有这样的参考超声数据采集的情况下执行温度分布测量方法。在这种情况下，由模型提供单元14提供的热学模型可以被用于确定测得的超声数据的参考温度。具体而言，目标的提供的热学模型可以依据能修改的模型参数来描述其中在治疗期间已经测量相应的温度分布的第一区域中和其中在治疗期间尚未测量相应的温度分布的第一区域中的模型温度分布，其中，温度分布估计单元可以适于通过修改模型参数使得其中已经测量相应的温度分布的第一区域中的模型温度分布距其中已经测量相应的温度分布的第一区域中测得的温度分布偏离最小化，并且通过确定来自经修改的模型的参考温度，来确定其中尚未已经测量相应的温度分布的相应的第一区域的参考温度。例如，从t0直到时间t1，可以将一维超声换能器初始地放置在第一位置处，其中，在该第一位置处，即在相对应的第一区域中，随时间测量温度直到时间t1的温度。时间t1可以是由测得的温度接近即几乎等于或仅稍大于50摄氏度的时间来限定的。然后，一维超声换能器在时间t1被移动到第二位置，其中，第二位置处的温度，即在时间t1，或更具体地在时间t1+Δt时在更远离消融齿的另外的第一区域中的温度是基于初始第一区域中的已经执行的温度测量根据热学模型而被预测的，其中，Δt是用于从第一位置移动到第二位置的时间。另外的第一区域中的时间t1的该预测的温度是另外的第一区域中的测量的参考温度，并且参考超声数据是在时间t1在另外的第一区域中采集到的超声数据。在一维换能器已经被移动到第二位置之后，从时间t1到时间t2在该位置处测得的温度上升被添加到在时间t1从热学模型导出的开始温度，以获得时间t2处的绝对温度。针对另外的更远的第一区域和对应的时间间隔t2至t3、t3至t4、t4至t5等，可以执行相同的过程。由于数据在远离消融齿的不同空间位置处是可用的，因此鲁棒性非常强的数据被提供用于估计确定空间-时间热分布轮廓线的热学参数。
如果使用二维超声换能器，即二维超声阵列，而不是一维超声换能器，则提供了在多个二维扫描平面中成像的能力。在其中将采集数据的扫描平面，即对应的位置以及由此的第一区域优选地是预定义的。这些预定义的扫描平面中采集到的超声数据可以在时间t0从最靠近消融齿的扫描平面开始顺序地并且在稍后的时间更加逐渐远离地处理。这些空间位置中的每一个处，即平面第一区域中的每一个中采集到的超声数据可以被用于通过超声测温来确定这些第一区域中的温度分布，并且所确定的温度分布可以被馈送到热学模型以估计模型参数和得到的总体温度分布。由于在该实施例中使用二维超声换能器，因此在参考数据采集阶段，在时间t0时，即当人的温度是37摄氏度时，不同第一区域的参考帧即参考超声数据容易是同时可用的。
尽管在以上描述的实施例中，温度分布确定技术被与RF消融过程结合使用，但是在其他实施例中，温度分布确定技术也可以与如其他消融过程的其他能量施加过程一起使用。例如，温度分布确定技术也可以与HIFU、微波消融、激光消融等组合。
本领域技术人员通过研究附图、公开内容以及权利要求书，在实践要求保护的本发明时，能够理解并实现对所公开的实施例的其他变型。
在权利要求书中，词语“包括”不排除其他元件或步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。
单个单元或设备可以满足权利要求中记载的若干项目的功能。尽管在互不相同的从属权利要求中记载了特定措施，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。
由一个或若干单元或设备执行的过程，如依据采集到的超声数据来确定第一温度分布、提供模型、基于第一温度分布和提供的模型来估计第二温度分布等可以是由任何其他数量的单元或设备来执行的。这些过程和/或对根据温度分布确定方法的温度分布确定装置的控制可以被实现为计算机程序的程序代码模块和/或专用硬件。
计算机程序可以被存储/分布在适合的介质上，例如与其他硬件一起提供或作为其他硬件的部分提供的光学存储介质或固态介质，但是也可以被以其他形式分布，例如经由因特网或其他的有线或无线的电信系统。
权利要求中的任何附图标记都不应被解释为对范围的限制。
本发明涉及一种用于确定通过使用能量施加元件将能量施加到目标的所述目标内温度分布的温度分布确定装置。第一温度分布是在第一温度范围内的第一区域中测得的，并且提供了依据能修改的模型参数来描述第一区域中和第二区域中的模型温度分布的模型。第二温度分布是当能量被施加到目标时，通过修改模型参数使得模型温度分布距第一区域中的第一温度分布的偏离最小化而在第二区域中第二温度范围内估计的。这允许考虑第二温度范围内的模型参数的温度相关性，同时估计第二温度分布，由此改进对第二温度分布的估计的准确度。

Claims (13)

1.一种用于确定通过将能量施加到目标而导致所述目标内的温度分布的温度分布确定装置，其中，所述能量是通过使用能量施加元件(2)而被施加的，其中，所述能量施加元件(2)适于测量在所述能量施加元件(2)处的所述温度，所述温度分布确定装置(21)包括：
-温度分布测量单元(13、71)，其用于在所述能量被施加到所述目标时，测量所述目标内的第一区域中第一温度范围内的第一温度分布，其中，所述温度分布测量单元(13、71)包括用于采集所述第一区域的超声数据的超声探头(71)和用于基于采集到的超声数据来确定所述第一温度分布的超声测温单元(13)，
-模型提供单元(14)，其用于提供依据能修改的模型参数来描述所述目标内的所述第一区域、第二区域中和在所述能量施加元件(2)处的模型温度分布的模型，其中，所述第二区域比所述第一区域更靠近所述能量施加元件(2)，
-温度分布估计单元(15)，其用于当所述能量被施加到所述目标时，通过修改所述模型参数使得所述模型温度分布距所述第一区域中的所述第一温度分布和距在所述能量施加元件(2)处测得的所述温度的偏离最小化，来估计所述第二区域中与所述第一温度范围不同的第二温度范围内的第二温度分布。
2.根据权利要求1所述的温度分布确定装置，其中，所述温度分布测量单元(13、71)包括用于将所述超声探头(71)固定到所述能量施加元件(2)的固定装置(73)。
3.根据权利要求1所述的温度分布确定装置，其中，所述超声探头适于采集正交于彼此并且限定所述第一区域的两个平面中的所述超声数据。
4.根据权利要求1所述的温度分布确定装置，其中，所述能修改的模型参数包括热学参数和/或电气参数。
5.根据权利要求1所述的温度分布确定装置，其中，所述模型提供单元(14)适于利用初始模型参数来对提供的模型进行初始化，其中，至少一个初始模型参数是目标特异模型参数。
6.根据权利要求1所述的温度分布确定装置，其中，所述目标是生物，并且所述能量被施加到所述生物以消融所述生物的部分，其中，所述温度分布确定装置(21)还包括消融区域确定单元(16)，所述消融区域确定单元用于确定对已经被消融的所述目标内的区域进行限定的消融区域，其中，所述消融区域确定单元(16)适于通过确定所述目标的估计出的第二温度分布包括大于预定义温度阈值的温度的部分来确定所述消融区域。
7.根据权利要求6所述的温度分布确定装置，其中，所述温度分布确定装置(21)还包括用于提供应当被消融的感兴趣区域的感兴趣区域提供单元(17)，以及用于显示所确定的消融区域和提供的感兴趣区域的显示器。
8.根据权利要求1所述的温度分布确定装置，其中，所述温度分布测量单元适于依据测得的第一温度分布而修改所述第一区域，以便测量所述第一温度范围中不同的第一区域中的不同第一温度分布，其中，所述模型提供单元适于提供所述模型，使得其依据所述能修改的模型参数来描述所述目标内所述不同的第一区域中和所述第二区域中的模型温度分布，并且其中，所述温度分布估计单元适于当所述能量被施加到所述目标时，通过修改所述模型参数使得所述模型温度分布距所述第一区域中的所述第一温度分布的偏离最小化，来估计所述第二温度范围内所述第二区域中的所述第二温度分布。
9.根据权利要求8所述的温度分布确定装置，其中，所述温度分布测量单元适于通过改变所述第一区域的位置来修改所述第一区域。
10.一种用于将能量施加到目标的系统，所述系统包括：
-能量施加元件(2)，其用于将所述能量施加到所述目标，以及
-根据权利要求1所述的用于确定通过将能量施加到目标而导致所述目标内的温度分布的温度分布确定装置(21)。
11.根据权利要求10所述的系统，其中，所述系统还包括用于依据所确定的温度分布来控制所述能量施加元件(2)的能量施加控制单元(12)。
12.一种用于非治疗目的的用于确定通过将能量施加到目标而导致所述目标内的温度分布的温度分布确定方法，其中，所述能量是通过使用能量施加元件(2)而被施加的，所述温度分布确定方法包括：
-当将所述能量施加到所述目标时，通过温度分布测量单元(13、71)来测量所述目标内的第一区域中第一温度范围内的第一温度分布，其中，所述温度分布测量单元(13、71)包括采集所述第一区域的超声数据的超声探头(71)和基于采集到的超声数据来确定所述第一温度分布的超声测温单元(13)，并且测量在所述能量施加元件(2)处的所述温度，
-通过模型提供单元(14)来提供依据能修改的模型参数来描述所述目标内的所述第一区域中、第二区域中和在所述能量施加元件(2)处的模型温度分布的模型，其中，所述第二区域比所述第一区域更靠近所述能量施加元件(2)，
-当所述能量被施加到所述目标时，通过修改所述模型参数使得所述模型温度分布距所述第一区域中的所述第一温度分布和距在所述能量施加元件(2)处测得的所述温度的偏离最小化，通过温度分布估计单元(15)来估计所述第二区域中与所述第一温度范围不同的第二温度范围内的第二温度分布。
13.一种计算机介质，所述计算机介质包括用于确定通过使用能量施加元件(2)将能量施加到目标而导致所述目标内的温度分布的计算机程序，所述计算机程序包括程序代码模块，所述程序代码模块用于在所述计算机程序在控制根据权利要求1所述的温度分布确定装置(21)的计算机上运行时，令所述温度分布确定装置(21)执行根据权利要求12所述的温度分布确定方法的步骤。
CN201380060378.4A 2012-11-19 2013-11-11 温度分布确定装置 Expired - Fee Related CN104812324B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201261727789P 2012-11-19 2012-11-19
US61/727,789 2012-11-19
PCT/IB2013/060048 WO2014076621A1 (en) 2012-11-19 2013-11-11 Temperature distribution determining apparatus

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN104812324A CN104812324A (zh) 2015-07-29
CN104812324B true CN104812324B (zh) 2018-03-30

Family

ID=49713433

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201380060378.4A Expired - Fee Related CN104812324B (zh) 2012-11-19 2013-11-11 温度分布确定装置

Country Status (5)

Country Link
US (1) US10004479B2 (zh)
EP (1) EP2919694B1 (zh)
JP (1) JP6280558B2 (zh)
CN (1) CN104812324B (zh)
WO (1) WO2014076621A1 (zh)

Families Citing this family (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9403029B2 (en) 2007-07-18 2016-08-02 Visualase, Inc. Systems and methods for thermal therapy
EP3207888B1 (en) * 2014-10-15 2019-03-13 Olympus Corporation Control device for energy treatment tools and energy treatment system
EP3240611B1 (en) * 2014-12-30 2020-09-30 Koninklijke Philips N.V. Patient-specific ultrasound thermal strain-to-temperature calibration
EP3258870A1 (en) * 2015-02-17 2017-12-27 Koninklijke Philips N.V. Device and method for assisting in tissue ablation
US10314655B2 (en) * 2015-04-02 2019-06-11 Heartflow, Inc. Systems and methods for providing personalized estimates of bioheat transfer
US10448838B2 (en) * 2015-10-19 2019-10-22 Biosense Webster (Israel) Ltd. Illustrating error in a temperature distribution map
CN106510651B (zh) * 2016-12-09 2019-04-16 广州视源电子科技股份有限公司 一种体温预测算法的评估方法及装置
US11497648B2 (en) * 2017-05-12 2022-11-15 Zoll Circulation, Inc. Advanced systems and methods for patient body temperature control
US11992433B2 (en) 2017-05-12 2024-05-28 Zoll Circulation, Inc. Advanced systems and methods for patient body temperature control
TWI724298B (zh) * 2017-05-31 2021-04-11 荷蘭商耐克創新有限合夥公司 電腦可讀取媒體及監測對物品施加表面處理的方法及系統
CN107526928B (zh) * 2017-08-21 2021-06-25 北京工业大学 一种基于特性参数反馈的微波热消融温度场仿真方法
EP3517065A1 (en) * 2018-01-26 2019-07-31 Koninklijke Philips N.V. Planning apparatus for determining an ablation probe parameter for a single probe or for multiple ablation probes
JP7357007B2 (ja) * 2018-05-29 2023-10-05 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 熱アブレーションのレベルを推定するための装置及び方法
US11707329B2 (en) * 2018-08-10 2023-07-25 Covidien Lp Systems and methods for ablation visualization
CN113768484B (zh) * 2020-06-10 2022-06-24 上海美杰医疗科技有限公司 生物组织个性化血流灌注率评估方法及系统
CN113221452B (zh) * 2021-04-29 2022-09-09 天津大学 一种基于分布式光纤的办公空间温度预测系统
CN113405686B (zh) * 2021-05-19 2022-07-01 中国原子能科学研究院 一种温度测量方法
CN114427913B (zh) * 2022-01-20 2024-03-22 浙江华感科技有限公司 一种测温方法、装置、电子设备及存储介质

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5224492A (en) * 1990-06-13 1993-07-06 Omron Corporation Thermotherapy apparatus
CN1636520A (zh) * 2003-08-19 2005-07-13 株式会社东芝 超声波诊断装置
EP2387963A1 (en) * 2010-05-17 2011-11-23 Koninklijke Philips Electronics N.V. Temperature distribution determining apparatus

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4681103A (en) * 1985-03-11 1987-07-21 Diasonics, Inc. Ultrasound guided surgical instrument guide and method
JPH04352971A (ja) * 1991-05-29 1992-12-08 Toshiba Corp 生体内部の測温方法
US6423002B1 (en) * 1999-06-24 2002-07-23 Acuson Corporation Intra-operative diagnostic ultrasound multiple-array transducer probe and optional surgical tool
JP3875841B2 (ja) 2000-03-28 2007-01-31 アロカ株式会社 医療システム
US7520877B2 (en) * 2000-06-07 2009-04-21 Wisconsin Alumni Research Foundation Radiofrequency ablation system using multiple prong probes
US7125409B2 (en) * 2001-10-22 2006-10-24 Surgrx, Inc. Electrosurgical working end for controlled energy delivery
US7166075B2 (en) 2002-03-08 2007-01-23 Wisconsin Alumni Research Foundation Elastographic imaging of in vivo soft tissue
US8016757B2 (en) * 2005-09-30 2011-09-13 University Of Washington Non-invasive temperature estimation technique for HIFU therapy monitoring using backscattered ultrasound
EP2540246B8 (en) * 2006-05-12 2020-10-07 Vytronus, Inc. Device for ablating body tissue
TW200835462A (en) 2006-10-24 2008-09-01 Koninkl Philips Electronics Nv Thermal imaging feedback for optimizing radio frequency ablation therapy
TWI406684B (zh) 2008-01-16 2013-09-01 Univ Chang Gung 非侵入式超音波即時溫度量測裝置及其方法
US20110060221A1 (en) * 2009-09-04 2011-03-10 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Temperature prediction using medical diagnostic ultrasound
US20130035921A1 (en) * 2010-01-28 2013-02-07 Maria Inmaculada Rodriguez-Ponce Method and apparatus for estimating temperature in a body
US8900145B2 (en) * 2011-03-10 2014-12-02 University Of Washington Through Its Center For Commercialization Ultrasound systems and methods for real-time noninvasive spatial temperature estimation

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5224492A (en) * 1990-06-13 1993-07-06 Omron Corporation Thermotherapy apparatus
CN1636520A (zh) * 2003-08-19 2005-07-13 株式会社东芝 超声波诊断装置
EP2387963A1 (en) * 2010-05-17 2011-11-23 Koninklijke Philips Electronics N.V. Temperature distribution determining apparatus

Also Published As

Publication number Publication date
JP6280558B2 (ja) 2018-02-14
US10004479B2 (en) 2018-06-26
JP2016502434A (ja) 2016-01-28
US20150282786A1 (en) 2015-10-08
EP2919694B1 (en) 2018-06-20
CN104812324A (zh) 2015-07-29
WO2014076621A1 (en) 2014-05-22
EP2919694A1 (en) 2015-09-23

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN104812324B (zh) 温度分布确定装置
CN105358065B (zh) 温度分布确定装置
CN102892368B (zh) 温度分布确定装置
CN105980011B (zh) 散热体参数确定装置
CN106030266B (zh) 温度分布确定装置
JP2008237884A (ja) 組織の熱伝導率および電気伝導率を使用するシステムならびに方法
Arthur et al. Temperature dependence of ultrasonic backscattered energy in motion compensated images
JP2013515587A (ja) 組織画像化と解析のための方法及びシステム
Linte et al. Lesion modeling, characterization, and visualization for image-guided cardiac ablation therapy monitoring
US10660615B2 (en) Patient-specific ultrasound thermal strain-to-temperature calibration
Kim et al. Ultrasound thermal monitoring with an external ultrasound source for customized bipolar RF ablation shapes
Acero M et al. Analyzing Temperature Distributions and Gradient Behaviors for Early-Stage Tumor Lesions in 3D Computational Model of Breast

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20180330

Termination date: 20201111