JP2015512284A - 磁気共鳴撮像を用いた補間３次元温熱量の推定 - Google Patents

Abstract

本発明は、対象物(418)から磁気共鳴温度測定データ(442)を取得するための磁気共鳴撮像システム(402)を有する医療装置(400,500,600,700,800)を供する。当該磁気共鳴撮像システムは、撮像領域(408)を備える磁石(404)を有する。当該医療装置は、機械が実行可能な命令(460,462,464,466,10,660)を格納するメモリ(432)をさらに有する。当該医療装置は、当該医療装置を制御するプロセッサ(426)をさらに有する。前記機械が実行可能な命令を実行することで、前記プロセッサは、当該磁気共鳴撮像システムを制御することによって前記撮像領域内で複数のスライス(421,421’,421’’)から前記磁気共鳴温度測定データを取得し、かつ、前記磁気共鳴温度測定データに従って3次元温熱量の推定(444)を補間する。

Description

本発明は、磁気共鳴撮像に関し、より具体的には、3次元温熱量を推定するための磁気共鳴撮像の使用に関する。

温熱量は、アレニウスの式に基づく熱による組織の損傷の指標であり、もともとは1984にセパレト(Separeto)及びデューイ(Dewey)によって導入され、次式で与えられる。

ここでRは、T≦43の場合には0.25で、T>43の場合は0.5で、かつ、Tは温度である。その単位は一般的には、43℃での等価分で与えられる。（43℃よりも高い場合）1℃の増大は、温熱量を2倍にする。この指標は、いつ適切な熱による損傷が温熱療法において得られたのかを推定する指標として、現在最もよく用いられている。筋肉組織及び子宮筋腫におけるネクロシスについて従来用いられてきた制限は、43℃で240等価分である。とはいえこの制限は、組織に依存することがわかってきた。組織の中には、他の組織よりも温度上昇に対してより敏感であるためである。熱による損傷を推定する他の指標も存在する。たとえば最大温度（急速加熱の温熱量と非常に似ている）及びアレニウスの式自身である。温熱量は一般的に高強度集束超音波(HIFU)処置において用いられる。他方たとえばレーザーアブレーションは通常、アレニウスの式本来の形式を採用して熱による損傷を評価する。

如何なる指標であれ、測定した温度しか用いないという点は共通している。温度は、熱電対、US温度測定、熱音響センシング等によって測定されて良い。温度を測定するこれらの手段は、複数の地点（サーモセンサ）又は複数の面（温度測定イメージング、熱音響センシング）でしか温度を測定しない点は共通している。測定はまた、たとえば3D MRイメージングのように3Dであって良い。しかしその場合、分解能は一般的に、リアルタイムでの取得を行うには低くて異方的である。

たとえば磁気共鳴温度測定は、使用される方法に依存して、体積の絶対温度又は温度変化のいずれかを決定するのに用いられて良い。絶対温度を測定するため、複数の磁気共鳴ピークが、スペクトルイメージング法によって測定されて良い。温度変化を測定する方法は一般的に迅速で、かつ、温熱処理をどのようにおこなうのかを示すための温度測定を行うのに用いられてきた。たとえばプロトン共鳴周波数シフトに基づくMR温度測定は、加熱過程のリアルタイムフィードバック制御のため、アブレーション処理中、水内部での温度マップを供するのに用いられて良い。

高強度集束超音波(HIFU)治療法では、たとえば磁気共鳴撮像(MRI)を用いた信頼性のあるリアルタイム温度監視が、過剰な加熱と周囲の健康な組織の損傷を回避しながら、標的への十分な熱による壊死を保証するのに必要である。十分な時間分解能及び空間分解能を実現するため、信頼性のある温度測定の再構築のために十分なSNRを維持しながら、高い空間分解能での迅速なイメージングが求められることが好ましい。

本発明は、独立請求項において医療装置、コンピュータプログラム、及び方法を供する。実施例は従属請求項において与えられる。

生じる恐れのある課題は、取得時間について課せられた制約のため、特に磁気共鳴撮像によって取得される熱データ又は画像は、限られた体積から得られること、又は、限られた空間分解能しか有していないことである。温熱治療中、対象物の限られた体積からしか熱磁気共鳴データが得られないことは珍しくない。本発明の実施例は、前記温熱データが取得された領域の外部の領域での温熱量の推定を与える手段を供して良い。さらに他の実施例は、前記温熱データが取得された際の分解能よりも高い分解能で前記温熱量を推定する手段を供して良い。

上述したように、前記温熱量は、温熱療法において前記標的組織に与えられた前記熱による損傷を推定するのに用いられる指標である。前記温熱量は、温度履歴しか利用せず、かつ、温度情報が入手可能である限り決定可能な非侵襲の指標である。前記温熱量は、たとえば高強度集束超音波(HIFU)のような温熱療法における診療上の終点として広く用いられ、かつ、処置が十分ではない領域へのフィードバックを供するのに用いられて良い。磁気共鳴(MR)によりどのように行うのかが示されるHIFUでは、前記温度情報がMRスライス画像中で得られ、かつ、前記温度画像は、MR特性変化を温度変化に変換する標準的な方法のうちの1つを用いて得られる。このため、前記温熱量は、MR撮像用に前記スライス内で推定されて良い。これは、前記画像が追加のソニケーションのために再度位置設定される場合には問題となり得る。累積的な温熱量を知ることができないためである。これを防止するため、意図した加熱の対称性及び温度分布の自然な状態での滑らかさを利用することが可能で、熱拡散は、特別に局在化した温度ピークを平滑化し、かつ、3D空間を補間する。ここでは、すべてのソニケーションから蓄積される前記温熱量が加えられて良い。そのようにすることによって、従来の多面再構成(MPR)法を用いることによって任意の面内で可視化可能な処置全体の累積的な温熱量を3次元的に推定することが可能となる。たとえ前記補間が複数の仮定を有し、かつ、完全ではないかもしれないにしても、それでもなお、この方法は、前記処置が完了しているのか否かを判断するのを助けることで、より正確な終点を供する。

「コンピュータ可読記憶媒体」は、本願では、計算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任意の有形記憶媒体をも含む。コンピュータ可読記憶媒体は、コンピュータ可読持続的記憶媒体とも呼ばれ得る。コンピュータ可読記憶媒体はまた、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るアクセス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、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。コンピュータ可読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得され得る。

「コンピュータメモリ」又は「メモリ」はコンピュータ可読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、ＲＡＭメモリ、レジスタ、及びレジスタファイルを含むが、これらの限定されるわけではない。

「コンピュータストレージ」又は「ストレージ」はコンピュータ可読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可読記憶媒体である。コンピュータストレージの例は、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、及び固体ハードドライブを含むが、これらに限定される訳ではない。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。

「プロセッサ」は、本願では、プログラム又は機械により実行可能な命令を実行することができる電子部品を含む。「プロセッサ」を有する計算装置とは、２つ以上のプロセッサ又は処理コアを含むもの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であって良い。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。計算装置なる用語も、各々が１つ以上のプロセッサを有する複数の計算装置の集合又はネットワークをも意味し得るとして解釈されるべきである。多くのプログラムは、同一の計算装置内とし得る複数のプロセッサ、又は複数の計算装置にわた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」とは、本願では、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相互作用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、かつ／又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表示する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、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部品の例である。

「ハードウエアインタフェース」は、本願では、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／又は機器と相互作用する、ある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含む。ハードウエ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。ハードウエアインタフェースはまた、プロセッサが外部計算装置及び／又は機器とデータを交換することを可能にし得る。ハードウエアインタフェースの例は、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が、これらに限定される訳ではない。

「ディスプレイ」又は「表示装置」は、本願では、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含む。ディスプレイは、画像データ、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、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が、これらに限定されるわけではない。

磁気共鳴（ＭＲ）データは、本願では、磁気共鳴撮像走査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、本願では、磁気共鳴撮像データ内に含まれる解剖学的データを再構成した１次元、２次元又は３次元可視化として定義される。この可視化は、プロセッサ又はコンピュータを用いて実行されることができる。

磁気共鳴データは、磁気共鳴撮像走査の期間内において原子スピンによって放射される高周波信号を磁気共鳴装置のアンテナによって測定した測定結果を含んで良い。前記高周波信号は、磁気共鳴温度測定のために使用することが可能な情報を含む。磁気共鳴温度測定は、温度に敏感なパラメータの変化を測定することによって機能する。磁気共鳴温度測定中に測定されうるパラメータの具体例としては、プロトン共鳴周波数シフト、拡散係数、又は、磁気共鳴を使用して温度を測定するのに用いられ得るT1緩和時間及び/若しくはT2緩和時間の変化である。プロトン共鳴周波数シフトは、温度に依存している。何故なら、個々のプロトン−水素原子−が経験する磁場は、周囲の分子構造に依存しているからである。温度の上昇分は、前記温度が水素原子間の結合に影響を与えることに起因して、分子スクリーニングを減少させる。このため、プロトン共鳴周波数が温度依存することになる。

プロトン密度は、平衡磁化に対して一次関数的に依存している。従って、プロトン密度により重み付けされた画像を用いることによって温度変化を判定することが可能である。

緩和時間T1、T2及びT1スター（よくT2^＊とも表記される）もまた温度に依存している。従って、T1、T2及びT2スターの重み付け画像の再構成は、熱マップまたは温度マップを構成するために使用されうる。

温度はまた、水溶液内の分子のブラウン運動に対しても影響を与える。従って、たとえばパルス状拡散勾配スピン・エコーのような拡散係数を測定することが可能なパルスシーケンスが、温度を測定するために使用され得る。

磁気共鳴を利用して温度を測定するための最も有用な手法の一つは、水のプロトンのプロトン共鳴周波数（ＰＲＦ）シフトを測定することによるものである。プロトンの共鳴周波数は温度に依存している。１ボクセル内での温度が変化するにつれて、周波数シフトは、水のプロトンの測定された位相を変化させる。これにより、２枚の位相画像の間での温度変化を決定することが可能である。この温度を決定する方法は、他の方法と比較して相対的に高速であるという利点を有する。本明細書中において、ＰＲＦ法は、他の方法よりも詳述される。しかしながら、本明細書中で検討されている方法と技術内容は、他の磁気共鳴撮像法による温度測定を実行する方法に対しても適用可能である。

分光学的磁気共鳴データとは、本願においては、磁気共鳴撮像走査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って放射される高周波信号の測定結果として定義される。前記高周波信号は複数の共鳴ピークを表す情報を含む。

分光学的磁気共鳴データはたとえば、絶対スケールでの温度マップを生成することが可能なプロトン分光学(PS)撮像データ撮像に基づく温度マッピング法を実行するのに用いられて良い。従ってこの絶対スケール温度マップは、温度校正を実行するのに用いられて良い。この方法は、プロトン共鳴周波数法として水のプロトン共鳴シフト温度依存の物理的原理に依拠するが、取得方法は異なる。周波数シフトは磁気共鳴スペクトルから計算される。そのシフトは、水と参照用プロトンピークの位置の差から計算される。水のプロトンピークが温度に対して一次関数的な依存性を有する一方で、プロトンの共鳴周波数は温度にほとんど独立していることが知られているため、脂質中のプロトンはたとえば参照用に用いられ得る。これは、2種類の細胞組織が存在するボクセル内において実行されて良い。水と脂質が同一のボクセル内に存在しない場合、脂質以外の種類の細胞組織を参照用に用いようとして良い。うまく行かない場合、参照用ピーク−ひいては温度データ−が利用できないボクセルが存在すると考えられる。体温は通常、明らかな例外である温熱療法によって一般的に引き起こされる非常に局所的な温度上昇によって空間的に急激に変化するとは考えられないため、補間及び/又は温度フィルタリングは、これらの状況を助けるのに用いられ得る。参照用ピークを利用することで、当該方法は、場のドリフト又は走査間での運動に対して相対的に独立となる。走査は、現在の方法では少なくとも分のオーダーの時間を要するので、PS法は、走査中での運動又は温度変化の影響を受けやすい。温度が一定又は温度変化が時間的にも空間的にも小さい場合では、当該方法は有用な情報を生成することができる。たとえば磁気共鳴によってどのように行うのかが示される高強度集束超音波(MR-HIFU)によって、PS法は、温度計プローブによって測定される身体中心部の温度として得られる空間的に均一な開始温度を用いるのとは対照的に、MR-HIFU又は他の温熱治療開始前の実際の体温分布を供するのに用いられ得る。あるいはその代わりにPS法は、処置領域外部での複数回の加熱の間での累積温度の妥当性チェックとして用いられて良い。

本明細書中において使用される用語「超音波窓」は、超音波の波またはエネルギーを透過することが可能な窓を含む。典型的には薄膜又はメンブレンが超音波窓として使用される。例えば、超音波窓は、２軸延伸ポリエチレン−テレフタル酸エステル（ＢｏＰＥＴ：Biaxially-oriented polyethylene terephthalate）製の薄膜で作られることが可能である。

一の態様では、本発明は、対象物から磁気共鳴温度測定データを取得するための磁気共鳴撮像システムを有する医療装置を供する。当該磁気共鳴撮像システムは、撮像領域を備える磁石を有する。前記磁気共鳴温度測定データは前記撮像領域から取得される。当該医療装置は、機械が実行可能な命令を格納するメモリをさらに有する。当該医療装置は、当該医療装置を制御するプロセッサをさらに有する。前記機械が実行可能な命令を実行することで、前記プロセッサは、当該磁気共鳴撮像システムを制御することによって前記撮像領域内で複数のスライスから前記磁気共鳴温度測定データを取得する。

磁気共鳴データ又は磁気共鳴温度測定データは一般的に、ボクセルと呼ばれる体積又はスライスと呼ばれるスラブ状の体積から取得される。特定のスライスからの磁気共鳴温度測定データは一般的に、2次元グラフ又は場として表される。さらに前記機械が実行可能な命令を実行することで、前記プロセッサは、前記磁気共鳴温度測定データに従って3次元温熱量の推定を補間する。これはつまり、前記複数のスライスからの磁気共鳴温度測定データは、3次元温熱量の推定を補間するのに用いられる。この実施例は有利となり得る。なぜならこれにより、磁気共鳴データが得られなかった領域内での温熱量の推定が可能となるからである。

一の実施例では、前記温熱量はアレニウスの式の簡略化であって良く、かつ、純粋に温度の時間間隔に基づいて前記組織の損傷が推定されて良い。

他の実施例では、さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、前記複数のスライスの各々について2次元温熱量を計算する。前記3次元温熱量の推定は、前記複数のスライスの各々について計算された前記2次元温熱量を用いて補間される。この実施例では、様々な時間間隔で複数のスライスについて磁気共鳴温度測定データが取得される。様々な時間間隔での温度を知ることによって、前記スライスの各々の内部での温熱量を計算することができる。その後前記複数のスライスの温熱量は、3次元空間内での温熱量の推定を補間するのに用いられる。

他の実施例では、さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、複数の期間で前記複数のスライスから磁気共鳴温度測定データを取得する。さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、前記複数の期間の各々について補間された3次元温度マップを計算する。前記3次元温熱量の推定は、各補間された3次元温度マップを用いることによって計算される。この実施例では、前記磁気共鳴温度測定データは、複数の時間間隔又は期間で複数のスライスから再度取得される。しかしこの実施例では、各期間について、3次元温度マップが作られる。その後前記3次元温度マップは、前記3次元温熱量の推定を直接構築するのに用いられる。

他の実施例では、前記3次元温熱量の推定は、前記磁気共鳴温度測定データよりも高い空間分解能を有する。一部の実施例では、前記磁気共鳴温度測定データは、より迅速に取得され得るように、非常に粗い分解能を用いて取得されて良い。一部の実施例では、前記磁気共鳴温度測定データが取得された空間分解能よりも高い空間分解能で前記温熱量を知るか、又は少なくとも予測したいという欲求が存在する。この実施例は、熱磁気共鳴データの基本分解能よりも高い分解能で前記温熱量の推定を補間することによって前記温熱量の妥当な推定値を計算することを可能にする。

他の実施例では、さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、前記磁気共鳴温度測定データを複数回取得し、かつ、前記3次元温熱量の推定を複数回補間する。さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、前記複数の3次元温熱量の推定を合計することによって累積的温熱量の推定を計算する。これはたとえば、温度処理システム−たとえば高強度集束超音波システム−が、対象物の標的領域を繰り返し処置すなわち加熱又は冷却するのに用いられるときに有用となり得る。前記温熱量は、各加熱又は冷却期間について決定され、その後合計されることで、累積的3次元温熱量の推定が行われる。

期間全体での高強度集束超音波の場合の各独立するソニケーションの3次元温熱量の推定が加えられて良い。これは、特定のソニケーションについての3次元累積的温熱量の推定を供し得る。これは、医療者又は医師が、特定のソニケーション又は加熱若しくは冷却処置の効果を評価するのに有用となり得る。累積的3次元温熱量の推定の利点は、処置期間の実行中、熱によって損傷したと推定される領域の3次元像が与えられることで、非常に有用な診療上の終点が与えられるからである。

他の実施例では、当該医療装置は、前記撮像領域内部に位置する標的領域内の温度を制御するように動作可能な温度制御システムをさらに有する。さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは処置計画を受け取る。本願において用いられているように処置計画は、前記温度制御システムの制御にとって有用な構成を構築するのに用いられ得る命令又はデータを含む。たとえば処置計画では、医師は、温度処置を行いたい対象物の領域の外形を描くことができる。さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、前記処置計画に従って前記温度制御システムを制御することで、前記標的領域内の温度を制御する。前記命令によって、前記プロセッサは、前記温度制御システムを制御するとき、磁気共鳴温度測定データの少なくとも一部を取得する。前記温度制御システムは、前記標的領域を制御可能に加熱するため、制御可能な加熱領域又は焦点を有して良い。この実施例は、前記温度制御システムが前記標的領域を加熱又は冷却するときに、前記温熱量を決定することが可能となるので、有利となり得る。

他の実施例では、さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、前記3次元温熱量の推定に従って前記処置計画を修正する。この実施例は有利となりうる。その理由は、前記温度制御システムは、繰り返される温度制御期間中、前記標的領域の加熱又は冷却を行い得るからである。前記3次元温熱量の推定を利用可能にすることで、処置されることを望まない温度処置領域の回避、又は、前記温度制御システムの制御を調節することで、前記標的領域をより正確に加熱若しくは冷却することが可能となる。

他の実施例では、さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、前記3次元温熱量の推定及び前記処置計画を利用することによって終点条件を検出する。さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、前記終点条件が検出された場合に、中止命令を前記温度制御システムへ送ることによって前記標的領域の温度制御の少なくとも一部を中止する。この実施例は有利となり得る。その理由は、前記3次元温熱量の推定は、当該磁気共鳴撮像システムによる熱磁気共鳴データによって測定されない領域での前記温熱量を予測するのに用いられ得るからである。これにより、前記標的領域を必要以上に加熱又は冷却するのが防止され得る。一部の実施例では、前記3次元温熱量の推定もまた、複数の3次元温熱量の推定を合計することによって構築される累積的3次元温熱量の推定であって良い。

他の実施例では、前記標的領域は境界を有する。さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、前記境界の少なくとも一部から所定の距離内での境界温熱量を計算する。この実施例は、前記処置計画において加熱又は冷却されることが意図されない領域の冷却の困難さを回避するのを容易にし得るため有利となり得る。

他の実施例では、前記3次元温熱量の推定は、所定の補間体積内で計算されて良い。前記補間体積は前記処置領域を含む。この実施例は有利となり得る。その理由は、前記所定の補間体積の領域は、前記3次元温熱量の推定が、より正確又は十分正確に予測され得る領域であって良い。

前記所定の補間体積は、被加熱領域又は該被加熱領域に隣接する領域を見るマスクとして用いられて良い。これもまた、前記3次元温熱量の推定の計算を速くし得る。

他の実施例では、さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、前記処置計画を用いることによって質量の加熱中心を決定する。前記の補間された3次元温熱量の推定は、少なくとも部分的に前記質量の加熱中心を用いることによって補間される。各加熱期間での前記質量の加熱中心が、一度決定されて良い。

一部の実施例では、部分体積効果が、加熱の質量中心が存在する場所を見ることによって考慮されて良い。質量の加熱中心の決定は、前記加熱が最も対称的になりそうであるという知見を利用することによって前記部分体積効果に対抗する手段を供して良い。従って質量中心と加熱対称性を考慮することで、必ずとは言えないが、部分体積効果の原因の特定を容易にし、かつ、より正確な温熱量の補間を行うことが可能となる。たとえば他の方法−たとえば組織の不均質分布及び/又は温熱量分布のシミュレーション並びに知見−も存在し得る。この情報を補間アルゴリズムへ挿入することによって、補間結果は、場合によっては、わずかに改善し得る。たとえばこれは、高分解能で補間された空間内で空間座標を固定することで、マスクの中心を一致させて良い。しかし前記質量の加熱中心を取り囲む様々な組織の種類の伝熱特性の局所的変化は、前記対称性を変化すなわち歪めてしまうことで、場合によってはこの方法の精度が落ちる恐れがある。

他の実施例では、さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、前記処置計画を用いることによって加熱軌跡を決定する。本願において用いられているように加熱軌跡とは、前記加熱制御システムが前記対象物を加熱又は冷却する一連の位置又は体積である。前記3次元温熱量の推定は、前記加熱軌跡を用いることによって少なくとも部分的に補間される。

一部の実施例では、前記3次元温熱量の推定の忠実度を後処理することは有利となり得る。たとえば前記加熱軌跡がある直径の円である場合、多くの場合では、円形状から極端に大きくずれる恐れがあるし、このようなことは、低信号対雑音比の領域で起こる。それらのボクセルは除去されなければならない。なぜならそのようなボクセルは雑音に起因する誤りとなりがちだからである。

他の実施例では、許容可能なアブレーションの意図した領域からのずれがどの程度大きいのかの閾値が設定されて良い。前記領域の信号対雑音比があるレベル未満である場合、前記温熱量が雑音に起因するという相当な信頼性を以て主張することができる。

他の実施例では、前記温度制御システムは高強度集束超音波システムである。

他の実施例では、前記温度制御システムは高周波温度制御システムである。

他の実施例では、前記温度制御システムはマイクロ波アブレーションシステムである。

他の実施例では、前記温度制御システムは温熱療法システムである。温熱療法システムでは、外部加熱源及び/又は内部加熱源が、前記対象物を加熱するように前記対象物上にもうけされるか、かつ/又は、前記対象物内に挿入される。

他の実施例では、前記温度制御システムはレーザーアブレーションシステムである。

他の実施例では、前記温度制御システムは赤外アブレーションシステムである。

他の実施例では、前記温度制御システムは凍結アブレーションシステムである。本願において用いられているように凍結アブレーションシステムは、対象物の組織の温度を減少させるか、又は、対象物の組織を凍結させるのに用いることのできるシステムを含む。

他の態様では、本発明は、当該医療装置を制御するプロセッサによる実行のための機械が実行可能な命令を含むコンピュータプログラムを供する。当該医療装置は、対象物から磁気共鳴温度測定データを取得する磁気共鳴撮像システムを有する。当該磁気共鳴撮像システムは、撮像領域を備える磁石を有する。前記機械が実行可能な命令を実行することで、前記プロセッサは、当該磁気共鳴撮像システムを制御することによって前記撮像領域内部の複数のスライスから前記磁気共鳴温度測定データを取得する。さらに前記機械が実行可能な命令を実行することで、前記プロセッサは、前記磁気共鳴温度測定データに従って3次元温熱量の推定を補間する。

他の態様では、本発明は医療装置の制御方法を供する。当該医療装置は、対象物からの磁気共鳴温度測定データを取得する磁気共鳴撮像システムを有する。当該磁気共鳴撮像システムは、撮像領域を備える磁石を有する。当該方法は、当該磁気共鳴撮像システムを制御することによって前記撮像領域内部の複数のスライスから前記磁気共鳴温度測定データを取得する段階を有する。当該方法は、前記磁気共鳴温度測定データに従って3次元温熱量の推定を補間する段階をさらに有する。

本発明の実施例による方法を表す流れ図を示している。 本発明の他の実施例による方法を表す流れ図を示している。 本発明の他の実施例による方法を表す流れ図を示している。 本発明の実施例による医療装置を表している。 本発明の他の実施例による医療装置を表している。 本発明の他の実施例による医療装置を表している。 本発明の他の実施例による医療装置を表している。 本発明の他の実施例による医療装置を表している。 ソニケーション後でのHIFUビームに対して垂直な3つの生体内温熱量画像を示している。 図9に示された画像に基づいて補間された温熱量画像を示している。 図9,10に示されたソニケーションと同一のソニケーションについての、温度に基づく補間と、続いて行われるより高分解能での温熱量計算を示している。 図11に示された温度に基づく補間と図10の下の列でのベキ乗の温熱量に基づく補間との間でとられた差分画像である。

以降では、本発明の好適実施例が、単なる例示としての図面を参照することによって説明される。

図中の同様の番号が付された構成要素は、等価な構成要素であるか、又は、同一の機能を実行する。機能が等価である場合、これまでに論じられた構成要素は、以降の図では必ずしも論じられない。

図1は、本発明の実施例による方法を表す流れ図を示している。段階100では、磁気共鳴温度測定データが複数のスライスから取得される。次の段階102では、3次元温熱量の推定が、磁気共鳴温度測定データを用いて補間される。

図2は、本発明の他の実施例による方法を表す流れ図を示している。段階200では、磁気共鳴温度測定データが複数のスライスから取得される。次の段階202では、複数の期間での各スライスの温熱量の推定が計算される。次の204では、3次元温熱量の推定が、複数の期間での各スライスの2次元温熱量を用いて補間される。

図3は、本発明の他の実施例による方法を表す流れ図を示している。最初に段階300では、磁気共鳴温度測定データが、複数の期間で複数のスライスから取得される。次の段階302では、複数の期間のうちの各々についての3次元温度マップが補間される。次の段階304では、3次元温熱量の推定が、複数の期間の各々についての3次元温度マップを用いることによって計算される。

図4は、本発明の実施例による医療装置400を表している。医療装置400は磁気共鳴撮像システム402を含んでいる。磁気共鳴撮像システム402は、磁石404を有するものとして図示されている。磁石404は、該磁石の中心を貫通するボア406を備える円筒型超伝導磁石である。磁石404は、超伝導コイルを備える液体ヘリウム冷却されるクライオスタットを有する。永久磁石又は抵抗磁石を使用することも可能である。様々な種類の磁石の使用も可能であり、例えば、分割円筒磁石と所謂オープンマグネットとの両方を使用することも可能である。分割円筒磁石は、標準的な円筒磁石と同様である。ただし磁石の等角面(iso-plane)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く。このような磁石は例えば荷電粒子ビーム療法とともに使用され得る。オープンマグネットは2つの磁石部分を有する。前記2つの磁石部分のうちの一は他の上方に位置する。一の磁石部分と他の磁石部分との間の空間は、対象物を受け入れるのに十分な広さである。これら２つの部分領域の配置はヘルムホルツコイルの配置と同様である。オープンマグネットは、対象物の閉じ込められ具合が小さいので人気がある。円筒磁石のクライオスタットの内部に、超伝導コイルの集合体が存在する。円筒磁石のボア内に撮像領域408が存在する。撮像領域408において、磁場は、磁気共鳴撮像を実行するのに十分な程度に強くて均一である。

磁石のボア内にはまた、磁石の撮像領域内の磁気スピンを空間的に符号化するのに使用される磁場勾配コイル410が存在する。磁場勾配コイル410は磁場勾配コイル電源412に接続される。磁場勾配コイルは代表例である。磁場勾配コイルは典型的には、3つの直交する空間方向での空間符号化のための３つの別個のコイルの組を含む。磁場勾配コイル電源は磁場勾配コイルに電流を供給する。磁場勾配コイルに供給される電流は、時間の関数として制御され、傾斜状及び/又はパルス状であって良い。

高周波コイル414が撮像領域408に隣接される。高周波コイル414は高周波トランシーバ416に接続される。また磁石404のボア内部には、対象物支持体420上に横たわっていて、部分的に撮像領域408内に位置する対象物418が存在する。

撮像領域408に隣接して、撮像領域408内の磁気スピンの向きを操作するとともに、撮像領域408内のスピンからの無線送信を受信する高周波コイル414が存在する。高周波コイル414は複数のコイル素子を含み得る。高周波コイル414は、チャンネル又はアンテナと呼ばれることもある。高周波コイル414は高周波トランシーバ416に接続される。高周波コイル414及び高周波トランシーバ416は、別々の送信コイル及び受信コイル並びに別々の送信器及び受信器によって置き換えられてもよい。高周波コイル414及び高周波トランシーバ416は代表例であることに留意して欲しい。高周波コイル414はまた、専用送信アンテナと専用受信アンテナとを表すこともある。同様に、トランシーバ416は別々の送信器と受信器とを表すこともある。

撮像領域408内には、3つのスライス421,421’,421’’が示されている。これら3つのスライスは、3次元空間内の様々な位置において変化するものとして図示されている。スライス421’’は磁石404の対称軸に対して垂直である。スライス421と421’は、互いに垂直で、かつ、磁石404の対称軸と平行であるか、又は、磁石404の対称軸と同一面内に属する。これらのスライス421,421’,421’’の位置は代表例であることが意図されている。

磁場勾配コイル電源412及び高周波送信器416はコンピュータシステム422のハードウエアインターフェース424に接続される。コンピュータシステム422はプロセッサ426をさらに有する。プロセッサ426はハードウエアインターフェース424に接続される。ハードウエアインターフェース424によって、プロセッサ426は、磁気共鳴撮像システム402に対するデータと命令の送受信を行うことが可能となる。コンピュータシステム422は、ユーザーインターフェース428、コンピュータストレージ430、及びコンピュータメモリ432をさらに有する。

コンピュータストレージ430は、スライス421,421’,421’’からの磁気共鳴温度測定データ442の取得を可能にするパルス列440を含むものとして図示されている。磁気共鳴温度測定データ442は、コンピュータストレージ430内に格納されるものとして図示されている。コンピュータストレージ430はさらに、磁気共鳴温度測定データ442を用いて計算された3次元温熱量の推定444を含むものとして示されている。

コンピュータメモリ432は、制御モジュール460を含むものとして図示されている。制御モジュール460は、プロセッサ426に医療装置400の動作と機能を制御させることを可能にするコンピュータが実行可能なコードを含む。コンピュータメモリ432はさらに、磁気共鳴データ画像再構成モジュール462を含むものとして図示されている。磁気共鳴データ画像再構成モジュール462は、プロセッサ426に、磁気共鳴データ及び/若しくは磁気共鳴温度測定データ442から画像並びに/又は温度マップを再構成させることを可能にするコンピュータが実行可能なコードを含む。コンピュータメモリ432はさらに、補間モジュール464及び温熱量計算モジュール466を含むものとして示されている。補間モジュール464及び温熱量計算モジュール466は、3次元温熱量の推定444を計算するのに用いられた。

図5は本発明の他の実施例による医療装置500を表す。図5に図示された実施例は図4に図示された実施例と似ている。この実施例では、コンピュータストレージ430はさらに、熱磁気共鳴データ442のスライスについて計算された任意の2次元温熱量を含むものとして図示されている。コンピュータストレージ430はさらに、補間された3次元温度マップ504を含むものとして図示されている。3次元温熱量の推定444は、2次元温熱量の推定502又は補間された3次元温度マップ504を用いて計算されて良い。構成要素502又は504は様々な実施例において存在しても良いし、又は、存在しなくても良い。コンピュータストレージ430は、第2の3次元温熱量の推定506を含むものとして示されている。たとえば温熱量は、様々な回数計算されて良いし、又は、様々な時間間隔の周期若しくは回数にわたって取得された磁気共鳴データから計算されて良い。コンピュータストレージ430は、累積的3次元温熱量の推定508を含むものとして示されている。累積的温熱量の推定508は、第2の3次元温熱量の推定506を有する3次元温熱量の推定444である。

コンピュータメモリ432はさらに、温熱量推定合計モジュール510を含むものとして図示されている。温熱量推定合計モジュール510は、プロセッサに、第2の3次元温熱量の推定506と3次元温熱量の推定444を合計させることで累積的3次元温熱量の推定508を得ることを可能にするコンピュータが実行可能なコードを含む。

図6は本発明による医療装置600の他の実施例を表す。この実施例では、医療装置600は、図4,5に図示された医療装置と似ている。しかしこの場合、温度制御システム602は医療装置600内に組み込まれた。温度制御システムは、対象物の一部を制御可能なように加熱又は冷却するように動作可能なシステムであって良い。

温度制御システム602は、コンピュータシステム422のハードウエアインターフェース424に接続され、かつ、プロセッサ426によって制御されるように動作し得る。温度制御システム602は、この実施例では、汎用であることが意図され、かつ、対象物の一部を加熱するのに用いられる任意のシステムを表して良い。温度制御システムはたとえば、高強度集束超音波システム、高周波温度制御システム、マイクロ波アブレーションシステム、温熱療法システム、レーザーアブレーションシステム、凍結アブレーションシステム、及び赤外アブレーションシステムであって良いが、これらに限定されるわけではない。対象物418の一部は標的領域604として示されている。温度制御システム602は、標的領域604を制御可能なように加熱することができる。コンピュータストレージ430は、処置計画640を含むものとして示されている。処置計画640は、対象物418の内部構造を表し、かつ、標的領域604の識別又は特定を可能にするデータを含んで良い。コンピュータストレージ430は、処置計画640を用いて生成された温度制御システム制御命令642の組をさらに含む。温度制御システム制御命令642は、プロセッサ426に、温度制御システム602の動作及び機能を制御させることを可能にする命令を含む。

コンピュータメモリ432はさらに、温度制御システム制御生成モジュール660を含むものとして示されている。温度制御システム制御生成モジュール660は、プロセッサ426に、処置計画640及び/又は温熱量の推定444から温度制御システム制御命令642を生成させることを可能にするコンピュータが実行可能なコードを含む。温熱量の推定444を利用することで、プロセッサ426は、温度制御システム602の動作及び機能を制御する閉制御ループを生成することが可能となる。

図7は本発明による医療装置700の他の実施例を表す。この実施例では、温度制御システムは高強度集束超音波システム702である。高強度集束超音波システムは、流体が充填されたチャンバ704を有する。流体が充填されたチャンバ704内には超音波トランスデューサ706が存在する。この図には示されていないが、超音波トランスデューサ706は、各々が各独立する超音波ビームを発生させることのできる複数の超音波トランスデューサ素子を有して良い。これは、超音波トランスデューサ素子の各々に供給される交流電流の位相及び/又は振幅を制御することによってソニケーション地点718を電子的に操作するのに用いられて良い。ソニケーション地点718は、標的領域604に超音波処理を行うように制御するように動作しうる。

超音波トランスデューサ706は、超音波トランスデューサ706が機械的な再度の位置設定を行うことを可能にする機構708に接続される。機構708は、機構708を作動させるように構成される機械的アクチュエータ710に接続される。機械的アクチュエータ710はまた、超音波トランスデューサ706に電力を供給する電源をも表す。一部の実施例では、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及び/又は振幅を制御して良い。一部の実施例では、機械的アクチュエータ/電源710は、磁石404のボア406の外部に設けられる。

超音波トランスデューサ706は、経路712として示される超音波を生成する。超音波712は、流体が充填されたチャンバ704と超音波窓714を通り抜ける。この実施例では、超音波はゲルパッド716を通過する。ゲルパッドは、すべての実施例において必ず存在するわけではないが、この実施例では、ゲルパッド716を受ける対象物支持体420内に凹部が存在する。ゲルパッド716は、トランスデューサ706と対象物418との間での超音波出力の結合を容易にする。ゲルパッド716の通過後、超音波712は、対象物418を通過し、かつ、ソニケーション地点718へ集束される。ソニケーション地点718は標的領域604内で集束される。ソニケーション地点718は、超音波トランスデューサ706の機械的位置設定とソニケーション地点718のの位置の電子的操作を組み合わせることによって移動されることによって、標的領域604の全体が処置されうる。

高強度集束超音波システム702もまた、コンピュータシステム422のハードウエアインターフェース424に接続される。コンピュータシステム422並びにストレージ430及びメモリ432の内容は、図6に図示されたものと等価である。

図8は本発明の他の実施例による医療装置800を表す。この実施例では、温度制御システムは高周波温度制御システム801である。図8に図示された実施例は図6に図示された実施例と似ている。図8のコンピュータシステム422は図6のコンピュータシステム422と等価である。コンピュータストレージ430及びコンピュータメモリ432の内容もまた、図6に図示されたコンピュータストレージ430及びコンピュータメモリ432の内容と等価である。図8に図示された実施例では、高周波温度制御システム801は、温度制御システムとして用いられる。高周波温度制御システム801はアンテナ802と高周波トランスミッタ804を有する。アンテナ802は標的領域604付近に存在する。トランスミッタ804によって生成されてアンテナ802によって放射される高周波エネルギーは、標的領域604を選択的に加熱するのに用いられる。この実施例では、高周波トランスミッタ1004は、ハードウエアインターフェース424に接続されたものとして図示されている。プロセッサ426並びにコンピュータストレージ430及びコンピュータメモリ432の内容は、図7の高強度集束超音波システムがプロセッサ426によって制御されるとの同じように高周波トランスミッタ804を制御するのに用いられる。

図9は、3つの並列するコロナのスライス900,902,904における対象となるソニケーションからの3つの生体内温熱量画像を示している。スライス902はスライス900とスライス904との間に存在する。これらの図では、白=子宮筋腫アブレーションにおけるネクロシスとして通常採用される240EMの温熱量である。図10の背景の黒では温熱量が0である。スライス900,902,904の間にはギャップは存在しない。

図10は、図9に図示された画像900,902,904に基づく補間された温熱量の画像を示している。図10では、10の異なる画像が図示されている。画像1000,1002,1004,1006,1008は、線形補間を含んでいる。線形補間では、温熱量はかなり大きく見えて、かつ、ボクセルサイズの鋭い隅部が見える。画像1010,1012,1014,1016,1018は、より自然でかつ滑らかに見えるベキ乗補間された画像を含む。補間された分解能は、スライス内では1×1mm²で、スライス外では3.5mmである。基本的には、図9に図示された本来のスライス900,902,904の各々の間には1つのスライスが追加される。画像900は画像1000と画像1010に相当する。画像902は画像1004と画像1014に相当する。画像904は画像1008と画像1018に相当する。画像1002は画像902と画像904との間のスライスである。画像1012は、画像900と画像902との間の補間された画像である。画像1016は、画像902と画像904との間の補間された画像である。

図11は、図9,10に示されたソニケーションと同一のソニケーションについての、温度に基づく補間と、続いて行われるより高分解能での温熱量計算を示している。繰り返しになるが、ここでもこの一連の画像中には、5つの画像が存在する。画像1100は、図9の画像900に相当する。画像1104は画像902に相当する。画像1108は画像904に相当する。画像1102は、画像900と画像902との間である。画像1106は、画像902と画像904との間である。補間された分解能は、スライス内では1×1mm²で、スライス外では3.5mmである。基本的には前述したように、本来のスライスの各々同士の間には1つの追加スライスが存在する。これらの図では、左から右への順序は、患者の腹部から背部−所謂前方から後方−となる。視覚的には図11と図10との間の差異は小さい。しかし図11に図示された補間は、図10に図示された2つの補間よりも正確であると予想される。

図12は、図11に図示された温度に基づく補間と、図10の右の列のベキ乗に基づく補間との間でとられた差分画像を示している。画像1200は、画像1100と画像1010との間の差分画像である。画像1202は、画像1102と画像1012との間の差分画像である。画像1204は、画像1104と画像1014との間の差分画像である。画像1206は、画像1106と画像1016との間の差分画像である。画像1208は、画像1108と画像1018との間の差分画像である。これらの図における縮尺は-50〜+50EMである。グレーは0である。白は+50EMで、黒は-50EMである。温熱量が240EMを超える領域内では、簡明を期すためにマスクがかけられている。この領域内での厳密な温熱量の値は特別な関心の対象ではないからである。温度に基づく補間は、240EMの領域内でも境界上でもより高い温熱量の値を与えると十分に言える。温熱量に基づく補間が、より高い値を与える画素は数画素しか存在しない。これらは、差分の大きさを表す暗さのレベルを有する暗いグレーのボクセルである。

図10の左側の列−画像1000〜画像1008−の1Dでの線形温熱量補間は以下のようにして行われる。
D_int=D₀*(1-x)+D₁*x [1]
ここで、D₀とD₁は2点での温熱量で、xはD₁から補間点D_intまでの規格化された座標における距離で、温度から得られる温熱量は次式で表される。

ここで、添え字jは、簡明を期すために付され、かつ、式1,3における添え字0又は1に相当する。

図10の右側の列−画像1010〜画像1018−におけるベキ乗温熱量補間は、小さな距離での2点間での温度が滑らかな傾向を示すので、線形補間が良好な近似となり、かつ、温熱量がベキ乗で表される温度の指数式である（以下で証明する）。上と同様の種類の補間は次式を用いることによって行われる。
D_int=[D₀]^1-x*[D₁]^x [3]
図11での温熱量補間のより高い分解能は、温度の補間を用い、その後この補間された温度に基づいて温熱量を計算することによって得られる。よって第1段階では、温度画像が、上の式1での温熱量と同じようにして取得されたとき、補間された温度画像は、各時間点での線形補間によって計算される。第2段階では、この補間された温度は、保管された温熱量を計算するのに用いられる。その式は次式で表される。

所与のソニケーションについて温度監視の終了時に得られた温熱量マップ（図10のような）に基づく温熱量の直接補間は、各動的レベルでの温度画像の補間よりも計算機資源上の負担が小さい。計算負荷における差は大きくない。線形補間は非常に簡単だからである。

ここで補間法について詳述する。温熱量は次式によって計算される。

第1補間法は単純な線形補間である。
D_int=D₀*(1-x)+D₁*x [6]
ここで、D₀とD₁はそれぞれ、0と1での温熱量である。D₀とD₁との間には、保管された点が、0点から規格化された距離xに設けられている。第2補間はベキ乗補間である。
D_int=[D₀]^1-x*[D₁]^x [7]
この背景にある理由は、ボクセル温度を、実際の温度をまばらにサンプリングしたものだと見なし得る場合には、すべての高次の揺らぎは拡散によってなくなるので、これらのまばらにサンプリングされた点間での温度は、十分な精度を有する線形補間と推定し得ることである。これは当然のこととして、拡散とボクセル分解能との比が、永続的な高次の温度のばらつきが不可能である程度に十分大きいことを仮定している。これが当てはまる場合、温熱量は次式によって計算することができる。

しかしこれは式7とは同一ではない。式7のように合計をベキ乗補間する代わりに、式8でのベキ乗補間は、瞬間での補間であり、その後合計される。

温熱量を推定するとき、かなりの高分解能で3Dでの温熱量を推定することは有利となり得る。しかも2回以上の加熱が実行される場合、好適には各独立する加熱により与えられる熱による損傷は、同一の参照フレームに加えられるべきである。それにより全加熱又は冷却期間に与えられるすべての熱による損傷を3Dにおいて容易に評価することができる。この推定は、たとえば解剖学上の3D磁気共鳴(MR)画像上に重ね合わせられ、その後、標的領域内での温熱量が十分なレベルに到達したときを単純に推定することによって終了点を与えるのに用いられて良い。しかもこれは、感受性構造付近又は標的領域の境界付近での温熱量の推定に用いられて良い。

一旦3D温熱量が決定及び更新されると、MPRは、視覚化のために任意の面内で有利に用いられ得る。その結果計算負荷は低くなる。しかも撮像面は平坦である必要はなく、感受性構造の境界−たとえば肺HIFU治療における皮膚−を追跡するように曲面を有しても良い。

温度測定が利用可能である場合、問題は、どのようにして2D面内で得られた温度データが、信頼性があり、かつ、典型的な方法で共通の参照3D体積に変換されるのかである。以降の説明は、外部に設けられたHIFUトランスデューサによって印加される加熱に焦点を当てる。とはいえたとえばいくつかの自明な修正によって、他のHIFUトランスデューサ−たとえば前立腺HIFU用の経尿道カテーテル−にも適用されて良い。温度監視下で他の温熱療法のために複数の加熱事象が様々な位置で実行される場合、ここでも同一の解決法が適用され得る。

一般的に、温度マップを含む2D撮像面は、十分迅速にMR温度マップを取得するのに必要とされるかなり低い分解能（たとえばSonalleve子宮筋腫用では2.5×2.5×7mm³）を有する。温熱量の推定を含む3D体積は、複数の加熱事象を参照フレーム内で正しく表すため、より高い分解能である必要がある。温度の滑らかさは、この目的に利用され得る。なぜなら任意の鋭い隅部は、固有の熱拡散によって滑らかにされるからである。

本発明の実施例は、基本となる組織の熱による損傷の推定を表す3D温熱量の推定を得る手段を供して良い。一の特徴は、任意の所与の加熱事象について、信頼できる方法で温度測定から得られた温度情報を、より高い分解能に補間し、かつ、既知又は推定可能な加熱形状を用いて、加熱された3D体積の温熱量をより高い分解能で推定する手段であって良い。その後高分解能で補間されたすべての加熱事象の3D温熱量は、同一の3D高分解能の参照フレームに加えられて良い。これにより、全期間の3Dでの熱による損傷のすべてを推定することが可能となる。その結果、温熱量を与え得る臨床医が温熱量の推定が、より正確な治療上の終点となるような視覚化の改善を行うことが可能となる。

3D温熱量を計算するときに、温度画像が利用可能である場合、温度画像をより高い分解能に補間することは1つの方法である。あるいはその代わりに、低分解能で取得された温熱量をより高い分解能である共通参照にベキ乗補間することも考えられる。一部の実施例では、これは、加熱中でのさらなる計算ではなく各加熱事象の終了時での一段階での計算を必要とすると考えられる。これは、加熱中での計算負荷を減少させるでの有利となり得る。しかしこの代替手法は、正確さに欠ける傾向がある。生体内での質量中心を計算し、かつ、その質量中心をより高い分解能の中心点として利用することで、実際の基本となる温熱量をより良く表す温熱量が与えられる。これは少なくとも人体模型実験には当てはまる。また本来の空間分解能が高ければ高いほど、補間は良好となる。しかもあるボクセルの縮尺上小さな領域しか加熱しない加熱事象については、補間は正確ではない。

3Dでの推定を得るため、複数の撮像面が必要となる。前記複数の撮像面は平行であって良いし、又は、平行でなくても良い。サンプリングされた体積が3D温度マップである場合、この段階は当然必要なくなる。温度が離散的な地点でのみ測定される場合、これは必然的に、3D温熱量の推定の信頼性を落としてしまう。温度が測定された被加熱領域が大きければ大きいほど、3D温熱量の推定はより信頼できるものとなる。温度が測定されない領域では、加熱源及び加熱の対称性、並びに/又は、Pennesの生体伝熱方程式が、それらの領域において温度がどのようになっていると考えられるのかを推定するのに利用されて良い。たとえば外部トランスデューサを備えるHIFUソニケーションの場合では、組織が十分に均一である限り、加熱は、超音波強度の形状に起因して軸対称になりやすい。

2回以上の観測が行われた領域が、たとえばコロナMR温度画像とサジタルMR温度画像とが交差する領域内に存在する場合、すべての観測が補間において用いられて良い。

3D内での位置が、すべての面内の各ボクセルに与えられ、前記位置は温度推定されて撮像され、その後、これは、一の段階で1つの高分解能温熱量の推定に補間される。第2実施例では、より高い分解能への補間が最初に、平行する複数のスライスからなる各積層体について各独立に行われる。続いて、加熱形状が利用され、かつ、積層体のとりうる断面が処理される。あるいはその代わりに補間はこの場合、最初は各スライスのみについてで、第2段階前には面内についてであって良い。

最終的に、温度推定の信頼性（たとえばMR温度測定におけるSNR）及び/又は意図した加熱に基づくマスキングが、温熱量の3D推定に生じる雑音を回避するのに有利となりやすい。

一部の実施例では、複数回の温度の観測がまず最初に必要となる。MR温度測定については、このことは一般的に、複数の撮像スライス又は面を意味する。これらは閉子であっても良いし、又は、垂直であっても良い。

すべての利用可能な情報が利用されて良い。つまりは、交差する領域が存在する場合には、これらの領域からのすべての観測は利用されなければならない。可能であれば、加熱源の基本形状が既知である場合、若しくは、信頼性を以て推定できる場合、又は、対称性が利用可能な場合、考えられ得る部分体積効果の原因を明らかにすることが好ましい。これは、音響シミュレーションが適用可能な場合に当てはまり得る。

特に加熱が部分的にしかサンプリングされない領域では、基本となる加熱源、加熱の形状及び/又は対称性が、利用されることが有利となり得る。ソニケーション毎に加熱される領域が大きい場合（所謂大きな処置細胞の場合）、加熱された組織の一部は、コロナスライスの後方でビーム路方向−つまりAP方向−に延び得る。

係る事象では、サジタルスライス内の組織のみが、これらの領域内でサンプリングされる。LR方向においてビーム軸から十分遠く離れた場所に位置する組織はサンプリングされない。しかし温度の滑らかさと相当な回転対称性を有するビーム路を仮定すると、それらの領域内においても根拠のある温度推定を得ることができる。

交差する複数のスライスを組み合わせることの一の問題は、複数のボクセルは、同一の3D座標を有することがめったにないが、部分体積効果及び雑音のため、それぞれ異なる値を有する恐れがあることである。重なっているデータを考慮する一の単純な方法は、この例でのサジタルスライスを、ある程度高いが依然として面内分解能の粗い状態で補間し、かつ、3Dでのコロナ積層体を同一の分解能に補間することである。補間されたコロナ積層体のAP分解能は、補間されたサジタルスライスの面内AP分解能と等しくなければならない。簡明を期すため、分解能は等方的であって良い。よってこのデータ組をより高い分解能に補間することは、交差するデータを十分考慮することになる。このようにして温度データが利用されて良い。温熱量の等高線しか利用されない場合での他の選択肢は、交差する2D面から3D対象物を描く標準的な方法を利用することである。そのような道具は存在し、通常はベジェ曲線の利用に依拠する。

補間を複雑にするアーティファクトと雑音の効果を回避するため、加熱されていないことがわかっているすべての領域のマスキングを行うことが好ましい。これにより、3D温熱量の計算は、迅速となり、かつ、エラーの影響を受けにくくなる。この方法は十分許容できる。その理由は、これは視覚化しか意味しないからである。

一旦温熱量の3D推定が得られると、その推定は、累積的温熱量の推定のため、共通の3D体積に加えられる。この好適である等方的で高分解能の体積は、治療制御ソフトウエアによって迅速克つ容易に評価され得る。温熱量は、たとえばMPRを用いることによって任意の方向において表示され得る。曲面を有するスライスもまた、必要な場合には、危険のある臓器(OAR)の表面−たとえば腸の表面−にて視覚化されて良い。様々な位置でOARと交差する平面スライスにおける温熱量を解釈することは通常は難しい。高分解能の3D累積的温熱量によって可能となる曲面を有するスライスは利点を供し得る。

たとえ本発明が、図及び前述の説明において詳細に説明されているとしても、係る図示及び説明は例示であって限定ではないと解される。本発明は開示された実施例に限定されない。

開示された実施例に対する他の変化型は、図面、開示、及び請求項を検討することで、請求項に係る発明を実施する当業者によって理解及び実行されうる。

単一のプロセッサ又は他のユニットは請求項中に記載された複数の構成要素の機能を満たしうる。ある手段が相互に異なる複数の従属請求項に記載されていることは、これらの手段の組み合わせが利点を生むのに用いられ得ないことを意味しない。

コンピュータプログラムは、一緒に供給されるか又は他のハードウエアの一部として供給される適切な媒体−たとえば光ストレージ又は固体媒体−上に記憶/分配されて良いが、他の形式−たとえばインターネット又は他の有線若しくは無線遠隔通信システムを介して−で分配されても良い。

400 医療装置
402 磁気共鳴撮像システム
404 磁石
406 磁石のボア
408 撮像領域
410 磁場勾配コイル
412 磁場勾配コイル電源
414 高周波コイル
416 高周波トランシーバ
418 対象物
420 対象物支持体
421 スライス
421’ スライス
421’’ スライス
422 コンピュータシステム
424 ハードウエアインターフェース
426 プロセッサ
428 ユーザーインターフェース
430 コンピュータストレージ
432 コンピュータメモリ
440 パルス列
442 磁気共鳴温度測定データ
444 3次元温熱量の推定
460 制御モジュール
462 磁気共鳴データ画像再構成モジュール
464 補間モジュール
466 温熱量計算モジュール
500 医療装置
502 2次元温熱量
504 補間された3次元温度マップ
506 第2の3次元温熱量の推定
508 累積的3次元温熱量の推定
510 温熱量推定合計モジュール
600 医療装置
602 温度制御システム
604 標的領域
640 処置計画
642 温度制御システム制御命令
660 温度制御システム制御生成モジュール
700 医療装置
702 高強度集束超音波システム
704 流体が充填されたチャンバ
706 超音波トランスデューサ
708 機構
710 機械的アクチュエータ/電源
712 超音波の経路
714 超音波窓
716 ゲルパッド
718 ソニケーション地点
800 医療装置
801 高周波温度制御システム
802 アンテナ
804 トランスミッタ
900 生体内温熱量画像
902 生体内温熱量画像
904 生体内温熱量画像
1000 線形補間された温熱量画像
1002 線形補間された温熱量画像
1004 線形補間された温熱量画像
1006 線形補間された温熱量画像
1008 線形補間された温熱量画像
1010 ベキ乗補間された温熱量画像
1012 ベキ乗補間された温熱量画像
1014 ベキ乗補間された温熱量画像
1016 ベキ乗補間された温熱量画像
1018 ベキ乗補間された温熱量画像
1100 温度補間から計算された温熱量画像
1102 温度補間から計算された温熱量画像
1104 温度補間から計算された温熱量画像
1106 温度補間から計算された温熱量画像
1108 温度補間から計算された温熱量画像
1200 画像1100と画像1010との間の差分画像
1202 画像1102と画像1012との間の差分画像
1204 画像1104と画像1014との間の差分画像
1206 画像1106と画像1016との間の差分画像
1208 画像1108と画像1018との間の差分画像

たとえば磁気共鳴温度測定は、使用される方法に依存して、体積の絶対温度又は温度変化のいずれかを決定するのに用いられて良い。絶対温度を測定するため、複数の磁気共鳴ピークが、スペクトルイメージング法によって測定されて良い。温度変化を測定する方法は一般的に迅速で、かつ、温熱処理をどのようにおこなうのかを示すための温度測定を行うのに用いられてきた。たとえばプロトン共鳴周波数シフトに基づくMR温度測定は、加熱過程のリアルタイムフィードバック制御のため、アブレーション処理中、水内部での温度マップを供するのに用いられて良い。
非特許文献1は、温熱量による（高強度集束超音波(HIFU)による）体積ソニケーションの効果の定量化について言及している。非特許文献1は、温熱量マップが生成されるスライスに相当する温熱量マップを示している（図2）。
マウジェノット(Mougenot)他、Med. Phys.誌、第38巻、pp.272-282、2011年

Claims (15)

1. 撮像領域を備える磁石を備える、対象物から磁気共鳴温度測定データを取得するための磁気共鳴撮像システム；
   機械が実行可能な命令を格納するメモリ；
   当該医療装置を制御するプロセッサ；
   を有する医療装置であって、
   前記機械が実行可能な命令を実行することで、前記プロセッサは、
   当該磁気共鳴撮像システムを制御することによって前記撮像領域内で複数のスライスから前記磁気共鳴温度測定データを取得し、かつ、
   かつ、前記磁気共鳴温度測定データに従って3次元温熱量の推定を補間する、
   医療装置。
2. さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、複数の期間で前記複数のスライスから磁気共鳴温度測定データを取得し、
   さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、前記複数の期間の各々について計算された2次元温熱量を計算し、
   前記3次元温熱量の推定は、前記複数のスライスの各々について計算された前記2次元温熱量を用いて補間される、
   請求項1に記載の医療装置。
3. さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、複数の期間で前記複数のスライスから磁気共鳴温度測定データを取得し、
   さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、前記複数の期間の各々について補間された3次元温度マップを計算し、
   前記3次元温熱量の推定は、各補間された3次元温度マップを用いることによって計算される、
   請求項1に記載の医療装置。
4. 前記3次元温熱量の推定が、前記磁気共鳴温度測定データよりも高い空間分解能を有する、請求項1乃至3のうちいずれか一項に記載の医療装置。
5. さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、前記磁気共鳴温度測定データを複数回取得し、かつ、前記3次元温熱量の推定を複数回補間し、
   さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、前記複数の3次元温熱量の推定を合計することによって累積的温熱量の推定を計算する、
   請求項1乃至4のうちいずれか一項に記載の医療装置。
6. 前記撮像領域内部に位置する標的領域内の温度を制御するように動作可能な温度制御システムをさらに有する請求項1乃至5のうちいずれか一項に記載の医療装置であって、
   さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、
   処置計画を受け取り、かつ、
   前記処置計画に従って前記温度制御システムを制御することで、前記標的領域内の温度を制御し、
   前記命令によって、前記プロセッサは、前記温度制御システムを制御するとき、磁気共鳴温度測定データの少なくとも一部を取得する、
   医療装置。
7. さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、前記3次元温熱量の推定に従って前記処置計画を修正する、請求項6に記載の医療装置。
8. さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、
   前記3次元温熱量の推定及び前記処置計画を利用することによって終点条件を検出し、かつ、
   前記終点条件が検出された場合に、中止命令を前記温度制御システムへ送ることによって前記標的領域の温度制御の少なくとも一部を中止する、
   請求項6又は7に記載の医療装置。
9. 前記標的領域が境界を有し、
   さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、前記境界の少なくとも一部から所定の距離内での境界温熱量を計算する、
   請求項6乃至8のうちいずれか一項に記載の医療装置。
10. 前記3次元温熱量の推定が、所定の補間体積内でのみ計算され、
    前記補間体積は前記処置領域を含む、
    請求項6乃至9のうちいずれか一項に記載の医療装置。
11. さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、前記処置計画を用いることによって質量の加熱中心を決定し、かつ、
    前記3次元温熱量の推定の補間は、少なくとも部分的に前記質量の加熱中心を用いることによって補間される、
    請求項6乃至10のうちいずれか一項に記載の医療装置。
12. さらに前記命令を実行することで、前記プロセッサは、前記処置計画を用いることによって加熱軌跡を決定し、かつ、
    前記3次元温熱量の推定の補間は、前記加熱軌跡を用いることによって少なくとも部分的に補間される、
    請求項6乃至11のうちいずれか一項に記載の医療装置。
13. 前記温度制御システムが、高強度集束超音波システム、高周波温度制御システム、マイクロ波アブレーションシステム、温熱療法システム、レーザーアブレーションシステム、赤外アブレーションシステム、及び凍結アブレーションシステムのうちの一である、請求項6乃至12のうちいずれか一項に記載の医療装置。
14. 医療装置を制御するプロセッサによる実行のための機械が実行可能な命令を含むコンピュータプログラムであって、
    当該医療装置は、対象物から磁気共鳴温度測定データを取得する磁気共鳴撮像システムを有し、
    当該磁気共鳴撮像システムは、撮像領域を備える磁石を有し、
    前記機械が実行可能な命令を実行することで、前記プロセッサは、
    当該磁気共鳴撮像システムを制御することによって前記撮像領域内部の複数のスライスから前記磁気共鳴温度測定データを取得し、かつ、
    前記磁気共鳴温度測定データに従って3次元温熱量の推定を補間する、
    コンピュータプログラム。
15. 撮像領域を備える磁石を有する、対象物からの磁気共鳴温度測定データを取得する磁気共鳴撮像システムを含む医療装置の制御方法であって、
    当該磁気共鳴撮像システムを制御することによって前記撮像領域内部の複数のスライスから前記磁気共鳴温度測定データを取得する段階；及び、
    前記磁気共鳴温度測定データに従って3次元温熱量の推定を補間する段階；
    を有する方法。

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