JP2015505256A - 複数のトランスデューサ素子により生成される超音波圧力の非コヒーレントな総和を用いた超音波強度推定値の計算 - Google Patents

Abstract

本発明は、複数のトランスデューサ素子（４００、４０２、４０４、４０６、４０８）を備えた超音波トランスデューサ（３０６）を有する高密度焦点式超音波システム（３０２）を含む医療機器（３００、５００、６００）を提供する。医療機器は更に、プロセッサに、被検体（３０１）内の保護ゾーン（３２２）を指定する治療計画（３４０）を受け取らせ（１００、２００）、かつ治療計画を用いて一組のトランスデューサ制御パラメータ（３４２）を計算させる（１０２、２０８）機械実行可能命令（３５０、３５２、３５４、５２０、５２２、５２４）を含むメモリ（３３４）を有する。一組のトランスデューサ制御パラメータは、複数のトランスデューサ素子への電力の切換えを指定する。保護ゾーンにおける超音波強度推定値（９００）は所定の閾値未満である。超音波強度推定値は、複数のトランスデューサ素子の各々により生成される超音波圧力の非コヒーレントな総和を用いて計算される。

Description

本発明は、高密度焦点式超音波に関し、特に、複数のトランスデューサ素子により生成される超音波圧力の非コヒーレントな総和を使用することにより、超音波強度を推定することに関する。

超音波は、特定の治療的介入に対する望ましい手法に急速になりつつある。特に、高密度焦点式超音波を用いることは、子宮筋腫に対する温熱治療介入のための手法として現在行われており、また肝臓、脳、および前立腺の治療における使用の可能性が調査されている。組織切除（アブレーション）に関する超音波治療は、吸収され熱に変換されて組織の温度を上昇させる高強度の超音波を用いて、対象とする組織を音波処理することにより行われる。温度が上昇すると、組織の凝固壊死が生じ、直ちに細胞死を生ずることになる。治療に使用されるトランスデューサは、体外にあってもよいが、例えば、血管、尿道、直腸、などを通して、体内に挿入することもできる。

高密度焦点式超音波では、超音波トランスデューサを形成するために、トランスデューサ素子のアレイが使用される。交流電力をトランスデューサ素子に供給することにより超音波が生成される。各トランスデューサ素子からの超音波は、建設的あるいは相殺的に足し合わさる。各トランスデューサ素子に供給される交流電力の位相を制御することにより、超音波パワーが集束される焦点（フォーカルポイント）またはターゲットボリュームを制御することができる。

個々のトランスデューサ素子から焦点までの超音波の経路に沿って、超音波はまた、建設的及び相殺的に足し合わさることができる。これは、意図せずに加熱あるいは音波処理されるホットスポットもしくはホット領域をもたらし得る。したがって、影響を受けやすい解剖学的領域が、音波処理中に意図せずに損傷を受けてしまう危険がある。

米国特許第７,６９９,７８０Ｂ２号は、ターゲットにおけるエネルギー強度が、所定の治療レベル以上になるように、トランスデューサ素子からターゲット組織に向けて超音波エネルギーを送達する方法を述べている。さらに、超音波エネルギー経路内で保護すべき組織領域のエネルギー強度は、所定の安全レベル以下である。

米国特許第７,６９９,７８０号明細書

本発明は、医療機器、コンピュータプログラム、および医療機器の作動方法を独立請求項で提供する。諸実施形態が従属請求項で与えられる。

焦点への超音波経路に沿った意図しない加熱ゾーンの正確な位置を厳密に予測するのは困難でありうる。１つの困難さは、位相が、建設的および相殺的に足し合わさることである。このため、推定値の計算には多量の計算を行う必要がありうる。別の困難さは、予測の精度が、使用されるモデルの精度により制限されることである。生体内には様々な組織タイプがあり、モデルにおける誤りは、意図しない加熱ゾーンが存在する場所を予測するのに誤りを生ずるおそれがある。

本発明の実施形態は、個々の超音波トランスデューサ素子からの超音波圧力の非コヒーレントな総和を用いることによって、保護されるゾーンにおける超音波加熱を推定することにより、これらのおよび他の問題に対処することができる。これは、計算がより速くなるという利点を有しうる。各トランスデューサ素子により生成される超音波圧力場は、計算することができる。各位置における全体圧力は、個々の圧力の２乗の総和により推定される。別の利点は、非コヒーレントな総和を用いることは、意図しない加熱ゾーンの可能性のある位置を予測するのに有効になりうることである。非コヒーレントな総和では、圧力の建設的および相殺的な足し合わせは無視される。結果として、非コヒーレントな総和は、意図しない加熱を有する可能性のある領域を特定するのに有用なものとなりうる。これは、不正確なモデルにより生ずるエラーの可能性を低減することができる。このエラーの可能性を低減させることは、意図しない加熱ゾーンの位置を予測するために圧力のコヒーレントな総和を使用するシステムよりも安全になりうる。

‘コンピュータ読み取り可能記憶媒体’は、ここでは、コンピューティング装置のプロセッサによって実行可能な命令を格納し得る如何なる有形記憶媒体をも包含するものである。コンピュータ読み取り可能記憶媒体は、コンピュータ読み取り可能非一時的記憶媒体とも呼ばれ得る。コンピュータ読み取り可能記憶媒体はまた、有形コンピュータ読み取り可能媒体とも呼ばれ得る。一部の実施形態において、コンピュータ読み取り可能記憶媒体はまた、コンピューティング装置のプロセッサによってアクセスされることが可能なデータを格納し得る。コンピュータ読み取り可能記憶媒体の例は、以下に限られないが、フロッピー（登録商標）ディスク、穿孔テープ、穿孔カード、磁気ハードディスクドライブ、ソリッドステートハードディスク、フラッシュメモリ、ＵＳＢサムドライブ、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、読み出し専用メモリ（ＲＯＭ）、光ディスク、磁気光ディスク、プロセッサのレジスタファイルを含む。光ディスクの例は、例えばＣＤ−ＲＯＭ、ＣＤ−ＲＷ、ＣＤ−Ｒ、ＤＶＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ−ＲＷ、又はＤＶＤ−Ｒといった、コンパクトディスク（ＣＤ）及びデジタル多用途ディスク（ＤＶＤ）を含む。コンピュータ読み取り可能記憶媒体なる用語はまた、ネットワーク又は通信リンクを介してコンピュータ装置によってアクセスされることが可能な様々な種類の記録媒体をも意味する。例えば、データは、モデム上、インターネット上、又はローカルエリアネットワーク上で取り出され得る。コンピュータ読み取り可能記憶媒体への言及は、複数のコンピュータ読み取り可能記憶媒体であり得るとして解釈されるべきである。１つ又は複数のプログラムの様々な実行可能コンポーネントが、複数の異なる位置に格納され得る。コンピュータ読み取り可能記憶媒体は、例えば、同一のコンピュータシステム内の複数のコンピュータ読み取り可能記憶媒体とし得る。コンピュータ読み取り可能記憶媒体はまた、複数のコンピュータシステム又はコンピューティング装置の間で分散されたコンピュータ読み取り可能記憶媒体であってもよい。

‘コンピュータメモリ’又は‘メモリ’はコンピュータ読み取り可能記憶媒体の一例である。コンピュータメモリは、プロセッサにとって直接的にアクセス可能なメモリである。コンピュータメモリの例は、以下に限られないが、ＲＡＭメモリ、レジスタ、及びレジスタファイルを含む。‘コンピュータメモリ’又は‘メモリ’への言及は、複数のメモリであり得るとして解釈されるべきである。メモリは、例えば、同一のコンピュータシステム内の複数のメモリとし得る。メモリはまた、複数のコンピュータシステム又はコンピューティング装置の間で分散された複数のメモリであってもよい。

‘コンピュータストレージ’又は‘ストレージ’はコンピュータ読み取り可能記憶媒体の一例である。コンピュータストレージは不揮発性コンピュータ読み取り可能記憶媒体である。コンピュータストレージの例は、以下に限られないが、ハードディスクドライブ、ＵＳＢサムメモリ、フロッピー（登録商標）ドライブ、スマートカード、ＤＶＤ、ＣＤ−ＲＯＭ、及びソリッドステートハードドライブを含む。一部の実施形態において、コンピュータストレージはコンピュータメモリであってもよく、その逆もまた然りである。‘コンピュータストレージ’又は‘ストレージ’への言及は、複数の記憶装置であり得るとして解釈されるべきである。ストレージは、例えば、同一のコンピュータシステム又はコンピューティング装置内の複数の記憶装置とし得る。ストレージはまた、複数のコンピュータシステム又はコンピューティング装置の間で分散された複数のストレージであってもよい。

‘プロセッサ’は、ここでは、プログラム又は機械実行可能命令を実行することができる電子部品を包含するものである。“プロセッサ”を有するコンピューティング装置への言及は、２つ以上のプロセッサ又は処理コアを含む場合があるものとして解釈されるべきである。プロセッサは例えばマルチコアプロセッサとし得る。プロセッサはまた、単一のコンピュータシステム内の、あるいは複数のコンピュータシステム間で分散された、複数のプロセッサの集合を意味し得る。コンピューティング装置なる用語も、各々が１つ以上のプロセッサを有する複数のコンピューティング装置の集合若しくはネットワークを意味する場合があるとして解釈されるべきである。多くのプログラムは、同一のコンピューティング装置内とし得る複数のプロセッサ、又は複数のコンピューティング装置にまたがって分散され得る複数のプロセッサ、によって実行される命令を有する。

‘ユーザインタフェース’は、ここでは、ユーザ又はオペレータがコンピュータ又はコンピュータシステムとインタラクトすることを可能にするインタフェースである。‘ユーザインタフェース’はまた、‘ヒューマンインタフェース装置’とも呼ばれ得る。ユーザインタフェースは、オペレータに情報又はデータを提供し、且つ／或いはオペレータから情報又はデータを受信し得る。ユーザインタフェースは、オペレータからの入力がコンピュータによって受信されることを可能にし得るとともに、コンピュータからの出力をユーザに提供し得る。換言すれば、ユーザインタフェースは、オペレータがコンピュータを制御あるいは操作することを可能にし得るとともに、コンピュータがオペレータの制御又は操作の効果を指し示すことを可能にし得る。ディスプレイ又はグラフィカルユーザインタフェース上でのデータ又は情報の表示は、オペレータに情報を提供することの一例である。キーボード、マウス、トラックボール、タッチパッド、ポインティングスティック、グラフィックタブレット、ジョイスティック、ゲームパッド、ウェブカム、ヘッドセット、ギアスティック、ステアリングホイール、ペダル、配線付きグローブ、ダンスパッド、リモートコントローラ、１つ以上のスイッチ、１つ以上のボタン、及び加速度計を介したデータの受信は全て、オペレータからの情報又はデータの受信を可能にするユーザインタフェースコンポーネントの例である。

‘ハードウェアインタフェース’は、ここではコンピュータシステムのプロセッサが外部のコンピューティング装置及び／又は機器とインタラクトする、且つ／或いはそれらを制御する、ことを可能にするインタフェースを包含するものである。ハードウェアインタフェースは、プロセッサが外部コンピューティング装置及び／又は機器に制御信号又は命令を送信することを可能にし得る。ハードウェアインタフェースはまた、プロセッサが外部コンピューティング装置及び／又は機器とデータを交換することを可能にし得る。ハードウェアインタフェースの例は、以下に限られないが、ユニバーサルシリアルバス、ＩＥＥＥ１３９４ポート、パラレルポート、ＩＥＥＥ１２８４ポート、ＲＳ−２３２ポート、ＩＥＥＥ−４８８ポート、ブルートゥース（登録商標）接続、無線ローカルエリアネットワーク接続、ＴＣＰ／ＩＰ接続、イーサネット（登録商標）接続、制御電圧インタフェース、ＭＩＤＩインタフェース、アナログ入力インタフェース、及びデジタル入力インタフェースを含む。

‘ディスプレイ’又は‘表示装置’は、ここでは、画像又はデータを表示するように適応された出力装置又はユーザインタフェースを包含するものである。ディスプレイは、映像データ、音声データ、及び／又は触覚データを出力し得る。ディスプレイの例は、以下に限られないが、コンピュータモニタ、テレビジョンスクリーン、タッチスクリーン、触覚電子ディスプレイ、点字スクリーン、陰極線管（ＣＲＴ）、蓄積管、双安定ディスプレイ、電子ペーパ、ベクトルディスプレイ、フラットパネルディスプレイ、真空蛍光ディスプレイ（ＶＦ）、発光ダイオード（ＬＥＤ）ディスプレイ、電子発光ディスプレイ（ＥＬＤ）、プラズマディスプレイパネル（ＰＤＰ）液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）、有機発光ダイオード（ＯＬＥＤ）ディスプレイ、プロジェクタ、及びヘッドマウントディスプレイを含む。

‘医用画像データ’は、ここでは、医用撮像スキャナを用いて収集された２次元又は３次元のデータとして定義される。医用撮像スキャナは、ここでは、患者の身体構造についての情報を収集し、２次元又は３次元の医用画像データのセットを構築するように適応された装置として定義される。医用画像データは、医師による診断に有用な視覚化を構築するために使用され得る。この視覚化はコンピュータを用いて実行されることができる。

磁気共鳴（ＭＲ）データは、ここでは、磁気共鳴撮像スキャン中に磁気共鳴装置のアンテナによって記録される、原子スピンにより放射される無線周波数信号の測定結果として定義される。磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）画像は、ここでは、磁気共鳴撮像データ内に含まれる解剖学的データの、再構成された２次元又は３次元の視覚化として定義される。この視覚化は、コンピュータを用いて実行されることができる。

ここで使用される‘超音波窓’は、超音波の波動又はエネルギーを伝送することが可能なウィンドウ（窓）を包含するものである。典型的に、薄膜又はメンブレインが超音波窓として使用される。超音波窓は例えば、ＢｏＰＥＴ（二軸延伸ポリエチレンテレフタレート）の薄いメンブレインで製造され得る。

一態様において、本発明は、超音波トランスデューサを備える高密度焦点式超音波システムを有する医療機器を提供する。超音波トランスデューサは、複数のトランスデューサ素子を有する。高密度焦点式超音波システムは、複数のトランスデューサ素子の各々への電力の供給をオンとオフに切換えるように動作可能である。医療機器は、当該医療機器を制御するプロセッサをさらに有する。医療機器は、機械実行可能命令を格納するメモリをさらに有する。命令の実行は、プロセッサに、被検体内の保護ゾーンを指定する治療計画を受け取らせる。命令の実行は、プロセッサに更に、保護ゾーンにおける超音波強度推定値が所定の閾値未満になるように、治療計画を用いて一組のトランスデューサ制御パラメータを計算させる。

一組のトランスデューサ制御パラメータは、複数のトランスデューサ素子の各々への電力の切換えを指定する。すなわち、一組のトランスデューサ制御パラメータは、個々のトランスデューサ、またはトランスデューサのグループをオンとオフに切り換えるために使用することができる。超音波強度推定値は、この段階で計算することができる。超音波強度推定値は、複数のトランスデューサ素子の各々により生成される超音波圧力の非コヒーレントな総和を用いて計算される。非コヒーレントな総和を用いることは、超音波強度推定値を計算することを容易にし、かつそれをあまり計算集約的ではないものにするので、この実施形態は有益でありうる。こうすることにより、一組のトランスデューサ制御パラメータを計算することがより実行可能になる。

ここでは、複数のトランスデューサ素子の各々により生成される超音波圧力の非コヒーレントな総和は、複数のトランスデューサ素子の各々により生成される超音波圧力を計算し、かつそれを２乗し、次いで、その値を共に加算することを含む。この総和は、位相を考慮に入れていないので、非コヒーレントな総和と名付けられる。それは、保護ゾーン内で生成される可能性のある最大超音波強度の良好な推定値を生成するという利益を有する。しかし、それは、コヒーレントな総和または位相を考慮に入れる値の計算よりも、はるかに計算量が少なくなる。また、被検体の内部の解剖学的構造、または内部の解剖学的構造の超音波特性に関して、不十分な知識しかないことがある。非コヒーレントな総和を用いることは、ホットスポットが超音波により生成されるのに、それが低い超音波強度の点であると間違って計算される可能性を排除する。非コヒーレントな総和を用いることは、臨床環境において、合理的に信頼できる超音波強度の推定値を生成することができる。

複数のトランスデューサ素子に供給される電力は、交流電力とすることができるが、あるいはパルス状の電力とすることができる。トランスデューサ素子は、典型的に、制御電圧もしくは電流に応答する圧電アクチュエータまたは他のアクチュエータを使用する。

別の実施形態では、複数のトランスデューサ素子は、個々にオフすることができるが、あるいはトランスデューサ素子のグループにてオフすることもできる。

別の実施形態では、治療計画は、被検体の幾何的形状、および内部構造を指定することができる。例えば、治療計画は、高密度焦点式超音波システムにレジストレーションされた医用画像データを含むことができる。他の実施形態では、治療計画は、医師により構築される計画であって、場合によりレジストレーションされていない医用画像データを用いて構築され得る計画を含むことができる。治療計画はまた、医用画像データを治療計画にレジストレーションするために使用され得る解剖学的な標識点（ランドマーク）を含むことができる。

別の実施形態では、命令の実行は、プロセッサにさらに、一組のトランスデューサ制御パラメータを少なくとも部分的に用いてターゲットゾーンを音波処理させる。例えば、一組のトランスデューサ制御パラメータは、高密度焦点式超音波システムを制御して被検体のターゲットゾーンを音波処理するために使用され得る一組の高密度焦点式超音波システム制御を生成するために、治療計画と共に使用されることができる。

いくつかの実施形態では、ターゲットゾーンは、経路とすることができる。経路は、ここでは、高密度焦点式超音波システムにより順次音波処理される一組の個々の音波処理位置とすることができる。被検体のターゲットもしくは経路、およびさらに保護ゾーンの位置は、時間依存性のものでありうる。したがってこの理由で、一組のトランスデューサ制御パラメータもまた、時間依存性のものでありうる。

別の実施形態では、複数のトランスデューサ素子の各々により生成される超音波圧力の非コヒーレントな総和にコヒーレンス係数を乗算して、超音波強度推定値が計算される。コヒーレンス係数は、複数のトランスデューサ素子の各々により生成される超音波の個々の位相を非コヒーレントな総和が無視することに対する補償を行うために使用される係数である。コヒーレンス係数を使用することは、安全性のマージンを導入することを可能にするので有益でありうる。等価な実施形態は、閾値を低くして同じ安全性が考慮されるように、所定の閾値を下げることになる。

別の実施形態では、コヒーレンス係数は空間依存性のものである。これは、非コヒーレントな総和と、複数のトランスデューサ素子の位相に基づくコヒーレントな総和におけるホットスポットとの間の差は、焦点に向けて増加し、かつ被検体内の空間位置に応じて異なることがあるので、有益になり得る。

別の実施形態では、コヒーレンス係数は、所定のものであることも、あるいは特定のトランスデューサに対して事前に計算することもできる。例えば、特定のトランスデューサに対して、空間依存性のあるコヒーレンス係数は、計算されたコヒーレンス総和から計算することができ、すなわち、前もって位相を用いて計算を行い、コヒーレンス係数を生成するためにそれを使用することができる。

別の実施形態では、コヒーレンス係数は、様々なタイプの組織に対して求めることができる。例えば、脂肪、筋肉、および他の組織の影響を考慮に入れて事前に決定する、または計算することができる。

別の実施形態では、コヒーレンス係数は、音波処理される軌道に依存することができる。例えば、超音波トランスデューサは、電子的に調整可能な焦点を有することができ、また焦点は、複数のトランスデューサ素子の各々への電力の位相を個々に制御することにより調整することができる。個々の軌道に対して、コヒーレンス係数を事前に計算することができる。いくつかの実施形態では、これを治療計画に含めることもできる。

別の実施形態では、医療機器は更に、撮像ゾーン内で医用画像データを取得する医用撮像システムを有する。命令の実行は、プロセッサにさらに、医用画像データを取得させる。保護ゾーンは撮像ゾーン内にある。一組のトランスデューサ制御パラメータは、医用画像データを少なくとも部分的に用いて計算される。この実施形態は、複数のトランスデューサ素子のうちのどれをオンおよびオフに切り換えるかを計算するとき、被検体の実際の組織タイプまたは内部構造が考慮されるので有益でありうる。例えば、いくつかの実施形態では、これは、医用画像データを治療計画にレジストレーションすることができ、かつ保護ゾーンの位置を特定できるので有益でありうる。こうすることにより、トランスデューサ素子の正しいオン、オフの切換えを可能にすることができる。他の実施形態では、こうすることにより、コヒーレンス係数をより正確に計算できるようになる。

別の実施形態では、命令の実行は、プロセッサにさらに、医用画像データを用いて画像のセグメンテーションを計算させる。画像のセグメンテーションは、被検体内の組織タイプを識別する。命令の実行は、プロセッサにさらに、画像セグメンテーションを少なくとも部分的に用いてコヒーレンス係数を計算させる。これは、異なる組織タイプ内で超音波は異なる速度で進行し得るので有益でありうる。こうすることにより、コヒーレンス係数のより正確な計算を行うことができる。

いくつかの実施形態では、画像セグメンテーションの計算および／またはトランスデューサ制御パラメータのどの組を指定するかは共に、例えば、ユーザから受け取った入力を用いて変更することができる。これは、ユーザインタフェースを介して、または異なるコンピュータプログラムから受け取ることができる。

別の実施形態では、医用撮像システムは、コンピュータ断層撮影システムである。

別の実施形態では、医用撮像システムは、磁気共鳴撮像システムである。

別の実施形態では、医用撮像システムは、診断用超音波システムである。

別の実施形態では、コヒーレンス係数は、複数のトランスデューサ素子の各々により生成される超音波圧力のコヒーレントな総和を少なくとも部分的に用いて計算される。この実施形態では、位相を考慮した圧力が、各位置またはボクセルもしくはセルに対して加算され、次いで、２乗して強度を得る。こうすることは、計算されたコヒーレンス係数が、複数のトランスデューサ素子の各々からの超音波の個々の成分の位相を考慮に入れているという利点を有する。こうすることにより、より正確なコヒーレンス係数が得られる可能性がある。

別の実施形態では、超音波トランスデューサは、電子的に調整可能な焦点を有する。高密度焦点式超音波システムは、複数のトランスデューサ素子の各々への電力の位相を制御することにより、電子的に調整可能な焦点を制御するように動作可能である。ターゲットゾーンは経路である。電子的に調整可能な焦点は、超音波エネルギーをターゲットゾーンに集束させるために使用される。経路は、ここでは、順次音波処理される集まり、または一組の音波処理位置のことである。命令の実行は、プロセッサにさらに、一組の時間依存の制御位相を計算させる。時間依存の制御位相は、電子的に調整可能な焦点が経路をたどるように、複数のトランスデューサ素子の各々に印加される電力の位相を時間の関数として指定する。言い換えると、超音波は、時間の関数として、経路に沿った様々な位置に集束される。

命令の実行は、プロセッサにさらに、一組の時間依存の制御位相を少なくとも部分的に用いてコヒーレントな総和を計算させる。これは、或る特定の軌道が超音波トランスデューサの焦点でたどられる場合に、複数のトランスデューサ素子の相対的な位相が、すべての可能な値を取らないことがあるため有益でありうる。こうすることにより、コヒーレンス係数、特に空間依存性のあるコヒーレンス係数のより正確な計算が可能になる。

別の実施形態では、一組のトランスデューサ制御パラメータは、以下のいずれか１つをさらに有する。すなわち、複数のトランスデューサ素子の各々に供給される電力の位相、複数のトランスデューサ素子の各々に供給される電力の振幅、複数のトランスデューサ素子の各々に供給される電力の電力レベル、複数のトランスデューサ素子の各々への電力の交番周波数、複数のトランスデューサ素子の各々に供給される電力の持続期間、音波処理軌道、およびこれらの組合せである。いくつかの実施形態では、これらのパラメータの１つまたは複数のものを、個々に、またはグループで制御することができる。いくつかが個々に制御され、いくつかがグループで制御されてもよい。高密度焦点式超音波システムは、これらのさらなるパラメータのそれぞれを制御するように動作可能にすることができる。さらに、トランスデューサ制御パラメータのいくつか、またはそのすべては、時間依存性のものでありうる。すなわち、トランスデューサ制御パラメータの値は、時間の関数として変化してもよい。

別の実施形態では、一組のトランスデューサ素子パラメータは、複数のトランスデューサ素子の組合せのオンとオフの切換えをシミュレートすることにより計算される。ターゲットゾーンを最も効率的に加熱し、さらに保護ゾーンを保護するためにどれを使用できるかを調べるために、アクティブまたは非アクティブ化されるトランスデューサ素子の様々な組合せを試みることができる。例えば、反復アルゴリズムを用いてオフすべきチャネルを選択することが可能である。さらなる素子をオフすべきであるかどうかを判断するために、かつ／あるいはコヒーレンス係数をアップロードするために対応するシミュレーションが行われた後、非コヒーレントな総和に基づいて、オフすべき１つまたはいくつかの素子を選択することができる。

別の実施形態では、一組の位相は、組合せ最適化問題を解くことにより計算される。

別の実施形態では、命令の実行は、プロセッサにさらに、少なくとも保護ゾーンを複数の領域としてモデル化させる。一組のトランスデューサ素子状態が、複数の領域に対する線形計画問題を用いて解かれる。本質的に、保護ゾーンは、個々のセルまたはボクセルへと分割することができ、またコヒーレンス係数などの様々なパラメータの様々な値は、その個々のセルまたはボクセルに対して計算または推定することができる。線形計画を使用することは、非コヒーレントな総和を非常に迅速に解くことが可能になるため、有益でありうる。こうすることは、例えば、被検体の解剖学的構造の外的または内的な動きが存在するときに、保護ゾーンにおける音波強度の推定値を実時間で計算することを可能にしうる。

別の実施形態では、アクティブなトランスデューサ素子の選択は、リニアプログラムとして知られる一般的な数学的定式化を用いて処理することができる。影響を受けやすい領域は、十分に小さなサブ領域に分割される。影響を受けやすい各サブ領域に対して、単位電力で駆動される各トランスデューサ素子により生じる音響強度照射を推定し、かつ記憶する。各サブ領域に対する推定された合計の強度照射は、線形の式で表すことができる、ただし、素子パワーは未知であり、単位電力に対する照射は係数として現れる。各サブ領域に対する強度照射が対応する安全限度未満に留まることを要求することで、連立線形不等式を有することになる。

別の実施形態では、個々のトランスデューサ素子の出力パワーは、ゼロと何らかの最大値との間の範囲に留まる。

別の実施形態では、合計の出力パワーは固定されており、我々は良好に定義されたリニアプログラムを有している。リニアプログラムを解くためのよく知られたアルゴリズムが多く存在している。個々のトランスデューサ素子パワーはまた、別々の変数として処理することもでき、素子はオフに切り換えられるか、あるいは固定の出力パワーを有する。この場合、上記の定式化は、組合せ最適化問題となる。

ここで使用される‘コヒーレントな総和’は、特定の位相（または複素数として）ですべての圧力を加算して合計の圧力場を得て、その後、この合計の圧力場の平方絶対値を取ること強度圧力（実際に達成されたもの）を得ることを含む。

しかし、各トランスデューサ素子に適用される位相は、特に電子的に焦点を移動させるために、変化されることができる。したがって、最大強度のコヒーレントな総和は、（位相を有する複素数としての圧力ではなく）各素子からの圧力の絶対値を加算し、この総和の２乗を取ることにより計算される。それは、焦点をすべての方向に沿って移動させたとき（またはすべてのチャネルに対してすべての可能な位相を用いたとき）達成可能な最大の強度分布に対応する。この最大の強度コヒーレントでの最大値は、最終的に、コヒーレントな総和と非コヒーレントな総和との間の差を評価するために有用でありうる。それは、すべての可能な焦点操舵を考慮する利点を提供する。代替的に、フィリップス社のＭＲ−ＨＩＦＵ Ｓｏｎａｌｌｅｖｅシステムで実行される典型的なボリューム音波処理など、事前定義の軌道に沿って焦点を移動させるときに達成される最大強度分布だけを処理することにより、最大強度コヒーレントな総和を考えることもできる。

別の実施形態では、保護ゾーンは、複数の分離されたボリュームを有する。これは、偶発的な、または意図していない音波処理から保護すべき複数の臓器または被検体の領域が存在する可能性があるので有益でありうる。これは、被検体に対する内部損傷を低減する利益を有することができる。

別の一態様において、本発明は、医療機器を制御するプロセッサにより実行される機械実行可能命令を有するコンピュータプログラムを提供する。医療機器は、超音波トランスデューサを備える高密度焦点式超音波システムを有する。超音波トランスデューサは、複数のトランスデューサ素子を有する。高密度焦点式超音波システムは、複数のトランスデューサ素子の各々への電力の供給をオンとオフに切換えるように動作可能である。命令の実行は、プロセッサに、被検体内の保護ゾーンを指定する治療計画を受け取らせる。命令の実行は、プロセッサにさらに、治療計画を用いて一組のトランスデューサ制御パラメータを計算させる。一組のトランスデューサ素子状態は、複数のトランスデューサ素子の各々への電力の切換えを指定する。超音波強度推定値が、この段階で計算され得る。保護ゾーンにおける超音波強度推定値は、所定の閾値未満である。超音波強度推定値は、複数のトランスデューサ素子の各々により生成される超音波圧力の非コヒーレントな総和を用いて計算される。こうすることの利点は、前に論じている。

別の一態様において、本発明は、超音波トランスデューサを備える高密度焦点式超音波システムを有する医療機器の作動方法を提供する。超音波トランスデューサは、複数のトランスデューサ素子を有する。高密度焦点式超音波システムは、複数のトランスデューサ素子の各々への電力の供給をオンとオフに切換えるように動作可能である。当該方法は、被検体内の保護ゾーンを指定する治療計画を受け取るステップを含む。鴎外方法はさらに、治療計画を用いて一組のトランスデューサ制御パラメータを計算するステップを含む。一組のトランスデューサ素子状態は、複数のトランスデューサ素子の各々への電力の切換えを指定する。保護ゾーンにおける超音波強度推定値は、所定の閾値未満である。超音波強度推定値は、複数のトランスデューサ素子の各々により生成される超音波圧力の非コヒーレントな総和を用いて計算される。こうすることの利点は、前に論じている。

以下、以下の図を含む図面を参照して、単なる例として、本発明の好適実施形態を説明する。

本発明の実施形態による方法として示されたフロー図である。 本発明のさらなる実施形態による方法として示されたフロー図である。 本発明の実施形態による医療機器を示す図である。 超音波トランスデューサおよび被検体を示す詳細図である。 本発明のさらなる実施形態による医療機器を示す図である。 本発明のさらなる実施形態による医療機器を示す図である。 水槽中の単一のトランスデューサ素子からのシミュレートされた対数音響強度を示す図である。 水槽中の複数のトランスデューサ素子からのシミュレートされた対数音響強度を示す図である。 図８で示されたものと同じ計算に対する個々のトランスデューサ素子からの素子パワーの非コヒーレントな総和を示す図である。 図８および図９からの対数音響強度と非コヒーレントなパワー総和の比を示す図である。

これらの図で同様に番号が付された要素は、等価な要素であるか、あるいは同じ機能を果たす。前に論じた要素は、機能が等価なものであれば、必ずしも後の図で論ずることはない。

図１は、本発明の実施形態による方法として示されたフロー図である。ステップ１００で、治療計画が受け取られる。治療計画は、被検体内の保護ゾーンを指定する。最後にステップ１０２で、一組のトランスデューサ制御パラメータが、治療計画を用いて計算される。一組のトランスデューサ制御パラメータは、複数のトランスデューサ素子のそれぞれに対する電力の切換えを指定する。このステップで超音波強度推定値が計算され得る。保護ゾーンにおける超音波強度推定値は、所定の閾値未満である。超音波強度推定値は、複数のトランスデューサ素子のそれぞれにより生成される超音波圧力の非コヒーレントな総和を用いて計算される。

図２は、本発明のさらなる実施形態を示すフロー図である。ステップ２００で、被検体内の保護ゾーンを指定する治療計画が受け取られる。次にステップ２０２で、医用画像データが、医用撮像システムを用いて取得される。次にステップ２０４で、被検体内の様々な組織タイプまたは領域を識別するために、医用画像データがセグメント化される。次にステップ２０６で、コヒーレンス係数が、セグメント化された医用画像およびトランスデューサのモデルを用いて計算される。次いで最後にステップ２０８で、一組のトランスデューサ制御パラメータが、治療計画およびコヒーレンス係数を用いて計算される。特にこの実施形態におけるコヒーレンス係数は、空間依存性のものとすることができる。

図３は、本発明の実施形態による医療機器３００を示す。そのコンポーネントに加えて、図３で示す実施形態は、被検体３０１を音波処理するための高密度焦点式超音波システム３０２である温度治療システムを備える。高密度焦点式超音波システムは、被検体支持台３０３の下に取り付けられる。被検体３０１は、被検体支持台３０３上で静止している。高密度焦点式超音波システムは、液で満たされたチャンバ３０４を備える。液で満たされたチャンバ３０４内に超音波トランスデューサ３０６がある。この図では示されていないが、超音波トランスデューサ３０６は、超音波の個々のビームをそれぞれが生成できる複数の超音波トランスデューサ素子を備えることができる。これは、超音波トランスデューサ素子のそれぞれに対して供給される交流電流の位相および／または振幅を制御することにより電子的に、音波処理点（ソニケーションポイント）３１８の位置を操舵するために使用することができる。

超音波トランスデューサ３０６は、超音波トランスデューサ３０６の位置を機械的に変えることのできる機構３０８に接続される。機構３０８は、機構３０８を作動させるように適応された機械的なアクチュエータ３１０に接続される。機械的アクチュエータ３１０はまた、超音波トランスデューサ３０６に電力を供給するための電源を表す。いくつかの実施形態では、電源は、個々の超音波トランスデューサ素子への電力の位相および／または振幅を制御することができる。超音波トランスデューサ３０６は、経路３１２をたどるものとして示された超音波を生成する。超音波３１２は、液で満たされたチャンバ３０４を通過し、かつ超音波窓３１４を通過する。この実施形態では、超音波は、次いで、ゲルパッド３１６を通過する。ゲルパッドは、すべての実施形態で必ずしも存在するものではないが、この実施形態では、被検体支持台３０３に、ゲルパッド３１６を受け入れるための凹部がある。ゲルパッド３１６は、トランスデューサ３０６と被検体３０１との間で超音波パワーを結合するのを助ける。ゲルパッド３１６を通過した後、超音波３１２は、被検体３０１を通過し、かつ音波処理点３１８へと集束される。音波処理点は、超音波を集束させる有限のボリューム、または局所化されたボリュームであると理解される。音波処理点３１８は、ターゲットゾーン３２０内でフォーカシングされている。

音波処理点３１８は、ターゲットゾーン３２０内に位置するものと見ることができる。ターゲットゾーン３２０は、順次の時間インターバルで音波処理される音波処理点の集まりとすることができる。音波処理点３１８と超音波トランスデューサ３０６との間には、保護ゾーン３２２がある。これは、超音波により音波処理あるいは損傷されることから保護されることが望ましい被検体３０１の一部である。

高密度焦点式超音波システム３０２は、コンピュータ３２４のハードウェアインタフェース３２６に接続されて示されている。ハードウェアインタフェース３２６は、プロセッサ３２８に接続される。ハードウェアインタフェース３２６は、プロセッサ３２８が、医療機器３００のオペレーションおよび機能を制御するためのデータおよびコマンドを送り、かつ受け取ることを可能にする。プロセッサ３２８は、ユーザインタフェース３３０、コンピュータストレージ３３２、およびコンピュータメモリ３３４にさらに接続される。

コンピュータストレージ３３２は、治療計画３４０を含むものとして示されている。コンピュータストレージ３３２は、一組のトランスデューサ制御パラメータ３４２を含むものとしてさらに示されている。トランスデューサ制御パラメータ３４２は、ターゲットゾーン３２０の音波処理中に、複数のトランスデューサ素子のどれをオンおよびオフすべきかの指定を少なくとも含む。音波処理点に応じて、どのトランスデューサをオン、オフするかの指定は異なるものとなり得る。コンピュータストレージ３３２は、音波処理制御コマンド３４４を含むものとしてさらに示されている。音波処理制御コマンド３４４は、高密度焦点式超音波システム３０２に、ターゲットゾーン３２０を音波処理させるコマンドである。

コンピュータメモリ３３４は、制御モジュール３５０を含むものとして示されている。制御モジュール３５０は、プロセッサ３２８が、医療機器３００のオペレーションおよび機能を制御できるようにするコンピュータで実行可能なコードを含む。コンピュータメモリ３３４は、トランスデューサ制御パラメータ生成モジュール３５２を含むものとしてさらに示されている。トランスデューサ制御パラメータ生成モジュール３５２は、プロセッサ３２８が、少なくとも治療計画３４０を用いてトランスデューサ制御パラメータを計算できるようにするコンピュータ実行可能命令を含む。他の実施形態では、医用画像データおよび／またはコヒーレンス係数もまた、トランスデューサ制御パラメータを計算するために使用することができる。

コンピュータストレージ３３２は、保護ゾーン３２２内で許容される最大の超音波強度の所定の閾値３４６を含むものとしてさらに示されている。いくつかの実施形態では、所定の閾値３４６は、空間依存性のものである。

コンピュータメモリ３３４は、音波処理制御コマンド生成モジュール３５４を含むものとしてさらに示されている。音波処理制御コマンド生成モジュール３５４は、プロセッサ３２８が、少なくともトランスデューサ制御パラメータ３４２と、場合により治療計画３４０を用いて、音波処理制御コマンド３４４を計算できるようにするコンピュータ実行可能命令を含む。

コンピュータメモリはまた、超音波モデル化モジュール３５６を含むことができる。超音波モデル化モジュールは、超音波トランスデューサ３０６をモデル化するためのコンピュータ実行可能命令を含む。制御パラメータ生成モジュール３５２および／または音波処理制御コマンド生成モジュール３５４は、超音波モデル化モジュールを使用することができる。いくつかの実施形態では、超音波モデル化モジュール３５６は、トランスデューサ３０６の幾何形状、各トランスデューサ素子の位置、トランスデューサ素子の形状（すなわち、円形素子に対する直径）、トランスデューサの焦点距離、および動作周波数などのものをモデル化することができる。

いくつかの実施形態では、超音波モデル化モジュールは、超音波エネルギーをターゲットゾーンに集束させるように電子的に調整可能な焦点をモデル化するために、かつ焦点を調整するために必要な制御パラメータをモデル化するために使用することができる。例えば、いくつかの実施形態で、モジュールを使用して、電子的に調整可能な焦点が経路をたどるように、一組の時間依存の制御位相を計算することができる。これは、次いで、一組の時間依存の制御位相を少なくとも部分的に用いて、コヒーレントな総和を計算するために使用することができる。

いくつかの実施形態では、超音波モデル化モジュール３５６、制御パラメータ生成モジュール３５２、および／または音波処理制御コマンド生成モジュール３５４は、複数のトランスデューサ素子のそれぞれに供給される電力の位相、複数のトランスデューサ素子のそれぞれに供給される電力の振幅、複数のトランスデューサ素子のそれぞれに供給される電力の電力レベル、複数のトランスデューサ素子のそれぞれへの電力の交番周波数、複数のトランスデューサ素子のそれぞれに供給される電力の持続期間、および／または超音波トランスデューサの焦点の音波処理軌道などのさらなるパラメータを求めるために使用することができる。

図４は、超音波トランスデューサ３０６および被検体３０１を示すより詳細な図面を示している。この図では、超音波トランスデューサ３０６は、５個の超音波トランスデューサ素子４００、４０２、４０４、４０６、４０８を備えて示されている。第１のトランスデューサ素子４００が示され、第２のトランスデューサ素子４０２が示され、第３のトランスデューサ素子４０４が示され、第４トランスデューサ素子４０６が示され、かつ第５のトランスデューサ素子４０８が示されている。この図は非常に理想化されたものであり、通常、数百のトランスデューサ素子が、超音波トランスデューサ３０６の表面に存在し得る。

トランスデューサ素子４００、４０２、４０４、４０６、４０８と当接する長方形４１０、４１２、４１４、４１６、４１８は、トランスデューサ素子４００、４０２、４０４、４０６、４０８のそれぞれから到来する超音波エネルギーを表すように理想化されている。これらの長方形の目的は、個々のトランスデューサ素子４００、４０２、４０４、４０６、４０８により生成された超音波の大部分が進行する可能性のある場所を示すことである。長方形４１０は、第１のトランスデューサ素子４００からの超音波である。長方形４１２は、第２のトランスデューサ素子４０２からの超音波である。長方形４１４は、第３のトランスデューサ素子４０４からの超音波を表す。長方形４１６は、第４のトランスデューサ素子４０６からの超音波を表す。長方形４１８は、第５のトランスデューサ素子４０８からの超音波を表す。図を調べると、長方形４１０および４１６は、保護ゾーン３２２と接触することが分かる。この理想化した状況において、保護ゾーン３２２を加熱する可能性を低減するために、第１のトランスデューサ素子４００および第４のトランスデューサ素子４０６に供給される電力をオフに切り換えることができる。

図５は、本発明のさらなる実施形態による医療機器５００を示す。図５で示す実施形態は、医用撮像システム５０２がこの実施形態で追加されていることを除いて、図３で示された実施形態と同様のものである。医用撮像システムは、様々な医用撮像システムを表すことができる。医用撮像システムは、以下に限られないが、コンピュータ断層撮影システム、磁気共鳴撮像システム、および診断用超音波システムとすることができる。この理想化された医用撮像システム５０２では、医用画像データ５１０が取得され得る撮像ゾーン５０４がある。コンピュータストレージ３３２は、医用撮像システム５０２を用いて取得される医用画像データ５１０を示している。コンピュータストレージ３３２は、医用画像データ５１０から再構成された医用画像５１２を含むものとしてさらに示されている。コンピュータストレージ３３２は、医用画像５１２から計算された画像セグメンテーション５１４を含むものとしてさらに示されている。画像セグメンテーション５１４は、被検体３０１内の様々な組織タイプを識別するために、また治療計画３４０を被検体３０１の解剖学的構造にレジストレーションするために使用することができる。コンピュータストレージ３３２は、画像セグメンテーション５１４を用いて計算されたコヒーレンス係数５１６をさらに示している。

コンピュータメモリ３３４は、画像再構成モジュール５２０を含むものとしてさらに示されている。画像再構成モジュール５２０は、プロセッサ３２８が、医用画像データ５１０から医用画像５１２を再構成することを可能にするコンピュータ実行可能命令を含む。コンピュータメモリ３３４は、プロセッサ３２８が、医用画像５１２から画像セグメンテーション５１４を作成することを可能にするコンピュータ実行可能コードを含む画像セグメンテーションモジュール５２２を含むものとしてさらに示されている。コンピュータメモリ３３４は、コヒーレンス係数計算モジュール５２４をさらに含むものとして示されている。コヒーレンス係数計算モジュール５２４は、画像セグメンテーション５１４から空間依存性のあるコヒーレンス係数５１６を作成するために使用することができる。

図６は、本発明のさらなる実施形態による医療機器６００を示す。図６で示す医療機器６００は、図３で示す医療機器３００と同様のものである。医療機器６００は、磁気共鳴撮像システム６０２を備える。磁気共鳴撮像システムは磁石６０４を備える。磁石６０４は、その中心を貫くボア６０６を備えた円筒型の超伝導磁石である。磁石は、超伝導コイルを備えた液体ヘリウム冷却されるクライオスタット（低温保持装置）を有する。永久磁石または常伝導磁石を使用することも可能である。複数の異なる種類の磁石を使用することも可能であり、例えば、分割円筒磁石と、いわゆるオープンマグネットを共に使用することも可能である。分割円筒磁石は、磁石のアイソプレーンへのアクセスを可能にするようにクライオスタットが２つの部分に分割されていることを除き、標準の円筒磁石と同様のものであり、このような磁石は、例えば、荷電粒子ビーム治療に関連して使用することができる。オープンマグネットは、被検体を受け入れるのに十分な大きさの空間を間に有するように互いに上下に配置される２つの磁石部分を有する。これら２つの部分の構成は、ヘルムホルツコイルの構成と同様である。オープンマグネットは、被検体の閉じ込め度合いが低いので好まれている。円筒磁石のクライオスタットの内部に、一群の超伝導コイルが存在する。円筒磁石のボア６０６内に、磁気共鳴撮像を行うのに十分なように磁場が強く且つ均一にされる撮像ゾーン５０４がある。

磁石のボア６０６内にはまた、磁気共鳴データの収集に使用される一組の傾斜磁場コイル６１０がある。傾斜磁場コイル６１０は、磁石６０４の撮像ゾーン５０４内の磁気スピンを空間エンコードする。傾斜磁場コイル６１０は傾斜磁場コイル電源６１２に接続されている。傾斜磁場コイル６１０は代表的な例を意図したものである。典型的に、傾斜磁場コイルは、３つの直交する空間方向での空間エンコーディングのために、３つの別々のコイルセットを含む。傾斜磁場コイル電源６１２は、傾斜磁場コイル６１０に電流を供給する。傾斜磁場コイルに供給される電流は、時間の関数として制御され、傾斜（ランプ）あるいはパルス化され得る。

撮像ゾーン５０４に隣接して、撮像ゾーン５０４内の磁気スピンの向きを操作し且つ撮像ゾーン内のスピンからの無線送信を受信する無線周波数コイル６１４がある。無線周波数コイルは複数のコイル素子を含み得る。無線周波数コイルはまた、チャンネル若しくはアンテナとも呼ばれ得る。無線周波数コイル６１４は無線周波数トランシーバ６１６に接続されている。無線周波数コイル６１４及び無線周波数トランシーバ６１６は、別々の送信コイルと受信コイル、及び別々の送信器と受信器で置き換えられてもよい。理解されるように、無線周波数コイル６１４及び無線周波数トランシーバ６１６は代表的なものである。無線周波数アンテナは専用送信アンテナ及び専用受信アンテナをも表すことが意図される。同様に、トランシーバ６１６はまた、別々の送信器及び受信器をも表し得る。

コンピュータストレージ３３２は、パルスシーケンス６２０をさらに含むものとして示されている。本明細書で使用されるパルスシーケンスは、この実施形態では磁気共鳴データである医用画像データ５１０を取得するためにプロセッサ３２８が磁気共鳴撮像システム４０２を制御することを可能にする一組の命令を含む。

高密度焦点式超音波（ＨＩＦＵ）治療では、集束する超音波ビームは、患者の内側の組織を選択的に加熱するために使用される。治療中に、ビーム経路上に位置する傷あと、腸、または骨などの影響を受けやすい臓器の望ましくない加熱を回避するように注意することが有益となり得る。望ましくない超音波照射は、トランスデューサ素子を選択的にオフすることにより低減できることが例証されている。本発明は、患者の安全を損なうことなく、厳密に管理された方法で、アクティブ素子を選択するためのアルゴリズムを述べる。本発明によれば、影響を受けやすい領域が特定され、かつマーク付けされ、安全レベルが、各影響を受けやすい領域に関連付けられる。各影響を受けやすい領域に対する強度照射は、トランスデューサ素子からの推定強度の非コヒーレントな総和、および最大にコヒーレントな総和に基づいて推定される。推定された超音波照射がすべての影響を受けやすい領域で安全レベル未満になるまで、素子がオフされる。

上述のように、集束超音波ビームは、患者の内側の組織を選択的に加熱するために、ＨＩＦＵ治療で使用される。フォーカシング超音波トランスデューサが、ビームを生成するために使用される。ビーム形状は円錐に類似しており、トランスデューサが円錐の底面を形成する。ビームは、円錐の頂点を形成する焦点に向けて集束する。焦点において、トランスデューサで生成された圧力波がコヒーレントに足し合わさって、音響強度が非常に高い尖鋭な点を生ずる。吸収は強度に比例するため、非常に局所化された加熱が行われる。操舵可能とするために、トランスデューサ表面は、独立したトランスデューサ素子へと分割することができる。焦点の位置は、トランスデューサ素子の位相を電気的に調整することによりシフトすることができる。

ビーム経路上に位置する組織もまた加熱される。しかし、到来する超音波ビームは、皮膚の広い面積にわたり分散される。さらに、焦点から離れると、個々のトランスデューサ素子からのビームは非コヒーレントである。したがって、通常、望ましくない加熱は限定的であり、臨床的に無害のものである。しかし、傷あと、腸、および骨などのいくつかの解剖学的領域は、超音波に対して非常に影響を受けやすい。これらの領域の超音波照射を回避することに注意を払う必要がある。現在、これは、治療プランニング（計画作成）ソフトウェアにおいて手動で行われている。影響を受けやすい領域は、ＭＲＩ画像から特定され、またトランスデューサは、円錐として視覚化される超音波ビームが、影響を受けやすい領域に当たらないように手動で位置決めされる。子宮筋腫の治療では、こうすることは、アクセス可能な治療ボリュームを大幅に限定するおそれがある。肝臓がんの治療など、いくつかの将来可能性のある用途において、この手法は、肋骨が存在することに起因して極度に限定される。

トランスデューサ素子を選択的にオフすることにより音響強度を局所的に抑制することは、最近多くの関心を呼んでいる。“幾何的”手法に基づくアルゴリズムでは、トランスデューサ表面の一部は、焦点から見たとき、影響を受けやすい領域の陰になると見なされる。陰にあるトランスデューサ素子はオフされる。“回折”手法に基づくアルゴリズムでは、焦点はソースとして扱われる。焦点からトランスデューサに向かう音響場の伝播がモデル化される。影響を受けやすい領域は、音響場の一部を除去する空間マスクとして適用することができる。トランスデューサに達する波動場は、アクティブトランスデューサ素子、およびアクティブ素子の位相を選択するために使用される。

指定された影響を受けやすい領域（典型的に、肋骨）が、アクティブ素子の構成へとマッピングされ、影響を受けやすい領域に対する音響照射の低減を予測することができるが、その低減は定量化されない。その後に照射量を推定することもできるが、素子の選択には利用されない。

本発明の実施形態では、各影響を受けやすい領域に対して、定量的な安全限度が指定される。定量的な限度は、ユーザによる定量的な分類、および計画された音波処理に基づくことができる。アルゴリズムは、各領域に対する照射量を推定し、かつ安全限度に従うようなアクティブ素子の構成を見出すように試みる。このような解決策が見つからない場合、音波処理は、実行が困難であると見なされる。

提案のアルゴリズムは、同様に他の利点を有することもできる。例えば、超音波ビームは、音響経路上の組織および物質の特性により影響される。特に、物質境界面における屈折、および組織中の音響的減衰は、音響強度の大きさおよび空間分布にとって重要である。このような因子を幾何的手法に含めることは困難である。提案のアルゴリズムは、利用可能な場合、セグメント化された患者モデル、および適切なシミュレーションエンジンを使用できるようになる。

現在の手法は、個々の素子からのビームを考慮することなく、音響場全体をモデル化する。したがって、近接場における音響場は適正に記述されない。極端な場合、サイドローブであっても、患者の安全に影響を有する可能性もある。このような極端な場合は、治療に関しておそらく実行可能ではないが、患者の安全のために、それらを認識することが重要である。提案のアルゴリズムでは、近接場構造の適正な記述が元々備わっている。

ここで述べるすべての論題は、好ましくは関連する完全にセグメント化した患者モデルを用いて、全波シミュレーションを用いるアルゴリズムによっても解決することができる。しかし、このようなアルゴリズムにより設定される計算的な（かつ他の）要求は過度のものとなり、臨床用途に対してその手法を実行するのが困難になり得る。本発明の実施形態の計算的な要求は適度なものであり、調整可能なものでありうる。

別の実施形態では、ビーム経路上に位置する機械的構造からの反射が最小化され、かつ／あるいは低減される。例えば、いくつかの場合、機械的な支持構造が音響窓に部分的に重なるようにトランスデューサを配置することが必要になることがある。このような構造に当たると音響ビームの一部が反射され得る。運の悪い状況では、反射されたビームが、トランスデューサ表面上に集束されるようになることがあり、トランスデューサを加熱し、素子を破壊するおそれもある。このような構造に対する音響強度の入射を抑制することは、この危険性を低下させる。

本発明の実施形態は、どのトランスデューサ素子をオフし、どれをオンにするかを選択するためのアルゴリズムとすることができる。臨床的に従来技術と比較して重要な改良は、本アルゴリズムは本質的に定量的であることである。すなわち、安全限度を、影響を受けやすい領域に対して指定し、かつ強制できることである。技術的な見方からすると、本発明を可能にする発見は、音響強度に対する上限推定値を計算する新しい方法である。

本方法の実施形態は、図７から図１０を調べることにより理解することができる。ここで対象とする状況においては、超音波トランスデューサからのビームは、個々のトランスデューサ素子により放射されるビームからなる。

図７は、水槽中の単一のトランスデューサ素子からの対数音響強度を示している。アキシャル面が示されている。画像７００は対数音響強度を示す。ｘ軸７０２はメートル単位である。ｙ軸７０４もメートル単位である。点７０６は、単一のトランスデューサ素子の位置である。強度の変化はスケール７０８で示されており、デシベルの変化強度で測定される。強度は、平方センチメートル当たりのワットで相対的に測定される。図７は、アキシャル面でシミュレートされた単一のトランスデューサ素子からの音響強度を示している。例証を単純化するために、水槽は媒体と見なされる。

図８は、やはりアキシャル面上での水槽中にある複数のトランスデューサ素子からの対数音響強度を示している。画像８００は、アキシャル面における対数音響強度を示しており、またスケール８０８は、強度の変化をデシベルで示している。強度変化は相対的なものであり、かつ平方センチメートル当たりのワットである。図８は、同じ条件下における２５６個のトランスデューサ素子からなるトランスデューサからのシミュレートされた強度を示している。トランスデューサの焦点は、槽の中で１２０ｍｍの深さに位置する。焦点では、個々の素子からのビームが、コヒーレントに足し合わさって、単一の素子と比較して、圧力が２５６倍の増加になり、音響強度が２５６^２＝６５５３６倍の増加（４８ｄＢ）になっている。

トランスデューサ素子をオフすることにより、トランスデューサと焦点との間に位置する影響を受けやすい臓器を保護することを求める。この領域では、超音波場の空間構造が非常に複雑であることが観察される。これは、素子間のランダムに近い干渉に起因している。電気的な偏向を加えることは、場の構造をさらに変化させる。典型的な音波処理は、数十の様々な電気偏向を含む。したがって、網羅的な検索によって、広範囲な３Ｄボリュームにわたりピーク強度を推定することは、非常に労力のいる作業となる。

幸いなことに、安全を考慮する場合、詳細な構造を知る必要はなく、ホットスポットの局所的なレベルを知ることで十分である。こうすることにより、はるかに滑らかな量になることが期待されうる。最悪の場合の推定として、素子が常にコヒーレントであり、単一素子の圧力場の大きさを合計することが考えられる。多くの場合、この手法は、強度レベルを非常に過大評価している。

反対の場合として、素子が非コヒーレントであり、単一素子の強度を合計することが考えられる。この手法は、ホットスポットを過小評価している。しかし、実際的な調査では、その手法は、実際に非常によく働くことが示されている。水槽の例に関する非コヒーレントな総和が図９に示されており、また非コヒーレントな総和による強度の比が図１０で示されている。焦点領域を除いて、比は８未満程度のままである。したがって、強度についての上側推定値は、個々の素子強度を合計し、一定の係数（この場合、例えば、１０）を乗算して得ることができる。

図９は、図８で示されたものと同じ計算に対する個々のトランスデューサ素子からの素子パワーの非コヒーレントな総和を示している。画像９００は、非コヒーレントな対数パワー総和９００を示しており、強度の変化は、スケール９０８にデシベルで示されている。パワーは、平方センチメートル当たりのワットにより計算した。図８および図９を比較すると、図９のホット領域全体が、図８で示すホット領域を包含していることが分かる。これは、非コヒーレントな対数パワー総和９００が、特にコヒーレンス係数で乗算されたとき、いかにして対数音響強度８００を近似するために使用され得るかを示している。

図１０は、対数音響強度と非コヒーレントなパワー総和９００の比を示している。画像１０００はこの比を示し、スケールは１００８で示されている。本質的に、図１０は、コヒーレンス係数を計算するために使用することができるが、あるいは音響強度８００に代えて、非コヒーレントなパワー総和９００の使用を示すために有用でありうる。図８、図９、および図１０で示す例では、保護ゾーンにおける超音波強度推定値を計算するために非コヒーレントな総和の安全な使用を可能にするには、コヒーレンス係数に対する一定値は８で十分となり得る。

患者のセグメント化されたモデルと、場合によってはさらに扱いにくいトランスデューサとを必要とする、より複雑な幾何形状の場合、本手法を多少改良することができる。単一素子の強度マップは、セグメント化された解剖学的構造データに基づいて評価することができる。強度推定値は、非コヒーレントな総和、および最大にコヒーレントな総和を重み付けすることにより得ることができる。重み付けは空間依存性を有することができる。

影響を受けやすい領域は、治療プランニングの一部として特定され、かつセグメント化されることができる。単純な手法は、ユーザが、プランニング用ＭＲＩ画像に基づいて、治療プランニングコンソール上で、手動でそれらをマーキングすることである。代替的には、自動または半自動のセグメント化を使用することもできる。影響を受けやすい領域はまた、治療セッションの前にセグメント化することも可能であり、何らかの種類の画像レジストレーションを、治療の開始時にセグメント化モデルを更新するために使用することができる。

安全レベルを、影響を受けやすい領域に対して指定することができる。例えば、ユーザは、組織タイプに基づいて影響を受けやすい領域を分類する、または領域をいくつかの安全カテゴリへと分類することができる。ソフトウェアは、それに従って安全限度を決めることができる。大抵、安全レベルは、音波処理の長さ、および問題の組織／臓器に依存すべきである。

セグメント化された影響を受けやすい領域は、十分に小さな部分的ボリュームへと分割することができる。アルゴリズムが正しく実装された場合、粗すぎる分割を用いることは、アルゴリズムが、必要以上の素子を遮断する結果になる。影響を受けやすい各サブボリュームに対する各素子からの音響強度の上側推定値を形成する手段を提供することができる。良好な知識がない場合、単純な手法は、伝播経路を均質な媒体として取り扱うことである。セグメント化された患者モデルが利用可能な場合、推定においてそれを使用することは有益なはずである。素子に特有の推定値が記憶される。

コヒーレンス係数を定めることができる。単純な手法は、トランスデューサ特有の定数を使用することである。上記の例では、例えば、値１０をマージンとして使用することができる。いくつかのトランスデューサの場合、トランスデューサに対する位置に応じて値を定めることが有利となり得る。

実施形態では、影響を受けやすい全ての領域で安全レベルに従うアクティブ素子の構成が見出される。この目標を達成するための代替の戦略を構成することは容易である。例えば、以下のヒューリスティック（発見的）アルゴリズムを適用することもできる。

最初に、すべての素子がアクティブであると仮定し得る。パワーレベルが指定され、素子の間で分割される。影響を受けやすい全ての領域を調べて、音響照射についての上側推定値を形成する。推定値は、コヒーレンス係数で乗算された、素子強度の非コヒーレントな総和として計算される。推定された強度が、影響を受けやすい領域のいずれかに対する安全レベルを超えていた場合、素子は遮断される。例えば、安全レベルの最も大きい違反が生じたサブボリュームを取り上げて、それに最も寄与している素子を遮断することができる。残りのアクティブ素子のパワーは、それに従って増加する。プロセスは、影響を受けやすい全ての領域に対して、推定された強度が安全基準未満になるまで、または音波処理が実行できないと識別されるまで、反復される。

別の実施形態では、２つのコヒーレンス係数を定めることができる。すなわち、一方は非コヒーレントな総和用、他方は最大にコヒーレントな総和用のものであり、これらから強度推定値を形成する。係数のいずれか、または双方が空間依存性を有することができる。

機械的な構造からの反射を回避するために、素子をオフする判断はまた、構造に対するビームの角度に基づくことができる。

別の実施形態では、新しいアクティブ素子構成の実行可能性を、規定された一組のルールを用いて調べることができる。例えば、少なくとも一定数のアクティブ素子が存在するように要求することができる。

図面及び以上の記載にて本発明を詳細に図示して説明したが、これらの図示及び説明は、限定的なものではなく、例示的あるいは典型的なものと見なされるべきであり、本発明は開示した実施形態に限定されるものではない。

図面、明細書及び特許請求の範囲の学習から、請求項に記載の発明を実施しようとする当業者によって、開示した実施形態へのその他の変形が理解・達成され得る。請求項において、用語“有する”はその他の要素又はステップを排除するものではなく、不定冠詞“ａ”若しくは“ａｎ”は複数であることを排除するものではない。単一のプロセッサ又はその他のユニットが、請求項に記載された複数のアイテムの機能を果たしてもよい。特定の複数の手段が相互に異なる従属請求項に記載されているという単なる事実は、それらの手段の組合せが有利に使用され得ない、ということを指し示すものではない。コンピュータプログラムは、他のハードウェアとともに供給されるか、あるいは他のハードウェアの部分として供給されるかする例えば光記憶媒体又は半導体媒体などの好適な媒体上で格納／配信され得るが、例えばインターネット又はその他の有線若しくは無線の遠隔通信システムを介してなど、その他の形態で配信されてもよい。請求項中の参照符号は、範囲を限定するものとして解されるべきでない。

３００ 医療機器
３０１ 被検体
３０２ 高密度焦点式超音波システム
３０３ 被検体支持台
３０４ 液で満たされたチャンバ
３０６ 超音波トランスデューサ
３０８ 機構
３１０ 機械的アクチュエータ／電源
３１２ 超音波の経路
３１４ 超音波窓
３１６ ゲルパッド
３１８ 音波処理点（ソニケーションポイント）
３２０ ターゲットゾーン
３２２ 保護ゾーン
３２４ コンピュータ
３２６ ハードウェアインタフェース
３２８ プロセッサ
３３０ ユーザインタフェース
３３２ コンピュータストレージ
３３４ コンピュータメモリ
３４０ 治療計画
３４２ トランスデューサ制御パラメータ
３４４ 音波処理制御コマンド
３４６ 所定の閾値
３５０ 制御モジュール
３５２ トランスデューサ制御パラメータ生成モジュール
３５４ 音波処理制御コマンド生成モジュール
３５６ 超音波モデル化モジュール
４００ 第１のトランスデューサ素子
４０２ 第２のトランスデューサ素子
４０４ 第３のトランスデューサ素子
４０６ 第４のトランスデューサ素子
４０８ 第５のトランスデューサ素子
４１０ 第１のトランスデューサ素子からの超音波
４１２ 第２のトランスデューサ素子からの超音波
４１４ 第３のトランスデューサ素子からの超音波
４１６ 第４のトランスデューサ素子からの超音波
４１８ 第５のトランスデューサ素子からの超音波
５００ 医療機器
５０２ 医用撮像システム
５０４ 撮像ゾーン
５１０ 医用画像データ
５１２ 医用画像
５１４ 画像セグメンテーション
５１６ コヒーレンス係数
５２０ 画像再構成モジュール
５２２ 画像セグメンテーションモジュール
５２４ コヒーレンス係数計算モジュール
６００ 医療機器
６０２ 磁気共鳴撮像システム
６０４ 磁石
６０６ 磁石のボア
６１０ 傾斜磁場コイル
６１２ 傾斜磁場コイル電源
６１４ 無線周波数コイル
６１６ トランシーバ
６２０ パルスシーケンス
７００ 対数音響強度
７０２ ｘ方向（ｍ）
７０４ ｙ方向（ｍ）
７０６ トランスデューサの位置
７０８ 強度の変化（ｄＢ）
８００ 対数音響強度
８０８ 強度の変化（ｄＢ）
９００ 非コヒーレントな対数パワー総和
９０８ 強度の変化（ｄＢ）
１０００ 強度と非コヒーレントなパワー総和の対数比
１００８ 強度の変化（ｄＢ）

米国特許第７,６９９,７８０Ｂ２号は、ターゲットにおけるエネルギー強度が、所定の治療レベル以上になるように、トランスデューサ素子からターゲット組織に向けて超音波エネルギーを送達する方法を述べている。さらに、超音波エネルギー経路内で保護すべき組織領域のエネルギー強度は、所定の安全レベル以下である。さらに米国特許第７,６９９,７８０号は、保護されるべき組織におけるエネルギー強度が所定の安全レベル未満であるようにしてターゲット組織に向けて超音波エネルギーを送達することを開示している。トランスデューサ素子に対する動作基準が光線モデルによって決定されている。

Claims (15)

1. 医療機器であって、
   超音波トランスデューサを有する高密度焦点式超音波システムであり、前記超音波トランスデューサは、複数のトランスデューサ素子を有し、該高密度焦点式超音波システムは、前記複数のトランスデューサ素子の各々への電力の供給をオンとオフに切換えるように動作可能である、高密度焦点式超音波システムと、
   当該医療機器を制御するプロセッサと、
   機械実行可能命令を格納するメモリと
   を有し、
   前記命令の実行は、前記プロセッサに、
   被検体内の保護ゾーンを指定する治療計画を受け取らせ、且つ
   前記保護ゾーンにおける超音波強度推定値が所定の閾値未満になるように、前記治療計画を用いて一組のトランスデューサ制御パラメータを計算させ、前記一組のトランスデューサ制御パラメータは、前記複数のトランスデューサ素子の各々への電力の前記切換えを指定し、前記超音波強度推定値は、前記複数のトランスデューサ素子の各々により生成される超音波圧力の非コヒーレントな総和を用いて計算される、
   医療機器。
2. 前記複数のトランスデューサ素子の各々により生成される前記超音波圧力の前記非コヒーレントな総和は、前記超音波強度推定値を計算するためにコヒーレンス係数により乗算される、請求項１に記載の医療機器。
3. 前記コヒーレンス係数は空間依存性のものである、請求項２に記載の医療機器。
4. 当該医療機器は更に、撮像ゾーン内の医用画像データを取得する医用撮像システムを有し、前記命令の実行は、前記プロセッサに更に、前記医用画像データを取得させ、前記保護ゾーンは前記撮像ゾーン内にあり、かつ前記一組のトランスデューサ制御パラメータは、前記医用画像データを少なくとも部分的に用いて計算される、請求項３に記載の医療機器。
5. 前記命令の実行は前記プロセッサに更に、
   前記医用画像データを用いて画像セグメンテーションを計算させ、前記画像セグメンテーションは前記被検体内の組織タイプを識別し、かつ
   前記画像セグメンテーションを少なくとも部分的に用いて前記コヒーレンス係数を計算させる、
   請求項４に記載の医療機器。
6. 前記医用撮像システムは、コンピュータ断層撮影システム、磁気共鳴撮像システム、および診断用超音波システムのうちのいずれか１つである、請求項４または５に記載の医療機器。
7. 前記コヒーレンス係数は、前記複数のトランスデューサ素子の各々により生成される前記超音波圧力のコヒーレントな総和を少なくとも部分的に用いて計算される、請求項３乃至６のいずれか一項に記載の医療機器。
8. 前記超音波トランスデューサは、超音波エネルギーをターゲットゾーンへと集束させる電子的に調整可能な焦点を有し、前記高密度焦点式超音波システムは、前記複数のトランスデューサ素子の各々への電力の位相を制御することにより、前記電子的に調整可能な焦点を制御するように動作可能であり、前記ターゲットゾーンは経路であり、前記命令の実行は、前記プロセッサに更に、
   一組の時間依存の制御位相を計算させ、前記時間依存の制御位相は、前記電子的に調整可能な焦点が前記経路をたどるように、前記複数のトランスデューサ素子の各々に供給される電力の前記位相を時間の関数として指定し、かつ
   前記一組の時間依存の制御位相を少なくとも部分的に用いて前記コヒーレントな総和を計算させる、
   請求項７に記載の医療機器。
9. 前記一組のトランスデューサ制御パラメータは更に、前記複数のトランスデューサ素子の各々に供給される電力の位相、前記複数のトランスデューサ素子の各々に供給される電力の振幅、前記複数のトランスデューサ素子の各々に供給される電力の電力レベル、前記複数のトランスデューサ素子の各々への電力の交番周波数、前記複数のトランスデューサ素子の各々に供給される電力の持続期間、音波処理軌道、およびこれらの組合せの、うちのいずれか１つを有する、請求項１乃至８のいずれか一項に記載の医療機器。
10. 前記一組のトランスデューサ素子パラメータは、前記複数のトランスデューサ素子の組合せのオンとオフの切換えをシミュレートすることにより計算される、請求項１乃至９のいずれか一項に記載の医療機器。
11. 組合せ最適化問題を解くことにより一組の位相が計算される、請求項１乃至１０のいずれか一項に記載の医療機器。
12. 前記命令の実行は、前記プロセッサに更に、少なくとも前記保護ゾーンを複数の領域としてモデル化させ、一組のトランスデューサ素子状態が、前記複数の領域に対する線形計画問題を用いて解かれる、請求項１乃至１１のいずれか一項に記載の医療機器。
13. 前記保護ゾーンは、複数の分離したボリュームを有する、請求項１乃至１２のいずれか一項に記載の医療機器。
14. 医療機器を制御するプロセッサにより実行される機械実行可能命令を有するコンピュータプログラムであって、前記医療機器は、超音波トランスデューサを有する高密度焦点式超音波システムを有し、前記超音波トランスデューサは、複数のトランスデューサ素子を有し、前記高密度焦点式超音波システムは、前記複数のトランスデューサ素子の各々への電力の供給をオンとオフに切換えるように動作可能であり、前記命令の実行は、前記プロセッサに、
    被検体内の保護ゾーンを指定する治療計画を受け取らせ、
    前記保護ゾーンにおける超音波強度推定値が所定の閾値未満になるように、前記治療計画を用いて一組のトランスデューサ制御パラメータを計算させ、前記一組のトランスデューサ制御パラメータは、前記複数のトランスデューサ素子の各々への電力の前記切換えを指定し、前記超音波強度推定値は、前記複数のトランスデューサ素子の各々により生成される超音波圧力の非コヒーレントな総和を用いて計算される、
    コンピュータプログラム。
15. 高密度焦点式超音波システムを有する医療機器の作動方法であって、前記高密度焦点式超音波システムは超音波トランスデューサを有し、前記超音波トランスデューサは、複数のトランスデューサ素子を有し、前記高密度焦点式超音波システムは、前記複数のトランスデューサ素子の各々への電力の供給をオンとオフに切換えるように動作可能であり、当該方法は、
    被検体内の保護ゾーンを指定する治療計画を受け取るステップと、
    前記保護ゾーンにおける超音波強度推定値が所定の閾値未満になるように、前記治療計画を用いて一組のトランスデューサ制御パラメータを計算するステップであり、前記一組のトランスデューサ制御パラメータは、前記複数のトランスデューサ素子の各々への電力の前記切換えを指定し、前記超音波強度推定値は、前記複数のトランスデューサ素子の各々により生成される超音波圧力の非コヒーレントな総和を用いて計算される、ステップと
    を有する、方法。

Images