JP5887137B2 - エネルギーを投与する治療システム - Google Patents

Description

本発明は、標的区域にエネルギーを投与する治療システムに関する。

上記のようなシステムは非特許文献１から知られている。この文献においては、組織（tissue）のアブレーションをモニタするシステムが調査される生体内実験が述べられている。この既知のシステムはアブレーション過程をモニタし、組織への熱損傷が監視される。アブレーションをモニタするこの既知のシステムは、例えば磁気共鳴画像に基づいて、モニタリングを実行している。また、この文献は、集束された超音波の形態でエネルギーが超音波処理（ソニケーション）として届けられ得ることを述べている。さらに、ソニケーション間遅延によって離隔された、狭い間隔の複数のソニケーションが供給されることで、熱集積が最小化されることが述べられている。すなわち、一連のエネルギー投与が冷却期間によって時間的に離隔されている。このソニケーション間遅延を最小化するためには、処置中に温度集積が測定されるべきである。この温度情報はソニケーション間遅延を制御するために使用される。

逐次のエネルギー投与間の冷却期間は、エネルギーが直接投与される焦点領域の周囲の領域において温度が低下することを可能にする。故に、焦点領域の周囲の領域における温度集積、すなわち、所謂“オフフォーカス（焦点外）温度集積”が抑制される。従って、焦点領域の外側の健常組織への熱損傷のリスクが低減される。

この既知の治療システムは、測定領域内の温度を測定するため、ＭＲイメージャの形態の検温モジュールを備えている。一般に、測定領域は、エネルギーが直接的に投与される焦点領域を包含している。逐次のエネルギー投与の間の冷却期間の持続時間は、測定された温度に基づいて制御される。斯くして、オフフォーカス温度集積を回避しながら、一連のエネルギー投与に要する時間が必要以上に長くなることが回避される。

N.J.McDannold等、「Determination of the optimal delay between sonications during focused ultrasound surgery in rabbits by using MR imaging to monitor thermal build-up in vivo」、1999年、Radiology、第211号、pp.419-426

本発明は、より正確に標的区域にエネルギーを印加すること、特に、より正確に冷却期間を設定することが可能な治療システムを提供することを目的とする。

上記課題を達成するため、本発明に係る治療システムは、
− 標的区域に逐次のエネルギー投与を実行する治療モジュール、及び
− 前記治療モジュールを制御する制御モジュール
を有し、
− 制御モジュールは、エネルギー投与に先立って、誘起される加熱の事前見積もりを生成するように構成さる。

本発明によれば、治療モジュールの起動が安全かどうかを確立し得るように、誘起される加熱が治療モジュールの起動前に形成される。とりわけ、投与されるエネルギー量及び位置が決定されたときに、各エネルギー投与の安全性が推測的に評価される。誘起される加熱は、治療モジュールのパラメータ設定と組織モデルとに基づいて見積もられることができる。あるいは、誘起される加熱は、標的領域の温度測定から見積もられることができる。エネルギーは直接的に所謂焦点領域に投与される。所望の治療パラメータを用いるときの、焦点領域の周囲、すなわち、所謂オフフォーカス（焦点外）領域、での誘起される加熱の見積もりが所定の指標により過度であることが見出された場合、この計画されたエネルギー投与の治療は禁止され、見積もられるオフフォーカス加熱が許容可能なものになるまで再計画される必要がある。故に、計画されたエネルギー投与により誘起される加熱を先ず見積もることによって、安全でないエネルギー投与を実行してしまう虞が低減される。また、標的区域から周囲領域への熱の輸送が考慮されることにより、オフフォーカス温度集積の虞が一層正確に見積もられる。誘起されるオフフォーカス加熱は、オフフォーカス加熱における温度集積に相当する。故に、不安全なエネルギー投与を実行してしまう虞が低減される。この事前見積もりは、特定の標的区域及びその周囲に対して正確に定められる。

本発明のこれら及びその他の態様を、従属請求項に規定される実施形態を参照して更に詳細に説明する。

本発明の一態様によれば、エネルギー投与に先立って、冷却期間の事前見積もりが行われる。具体的には、次のエネルギー投与により誘起される加熱の見積もりに基づいて、冷却期間が見積もられる。代替例として、誘起される加熱が、例えばＭＲ温度測定又はＭＲサーモグラフィなどによる測定に基づいて見積もられる。第１のエネルギー投与同士の間の第１の冷却期間は既に正確である。また、それに続くエネルギー投与同士の間の冷却期間には、比較的小さい調整のみが必要とされる。冷却期間の持続時間が一層正確に設定されるので、温度が十分に低下すると直ちに次のエネルギー投与を開始することができ、それにより、オフフォーカス温度集積の虞を低く留めることができる。誘起される加熱の事前見積もりは、測定された熱的挙動に基づいて高精度化されてもよい。故に、冷却期間の持続時間が第１のエネルギー投与に対して前もって正確に設定され、オフフォーカス温度集積の虞が十分に低くなった直後に次のエネルギー投与が行われる。他の例では、冷却期間の事前見積もりは、エネルギー投与に先立つ標的区域及びその周囲の温度測定に基づいて行われ得る。これらの測定はまた、処置される個々の患者、及び標的区域が位置する生体構造の特定の部分、の組織モデルのパラメータを正確に設定するために用いられてもよい。

具体的には、ＭＲ温度測定が採用されるとき、特に標的区域及びオフフォーカス領域の相対的な温度測定結果が取得される。すなわち、個々のエネルギー投与の開始時に、基準値に対する温度が正確に取得される。逐次のエネルギー投与の間の冷却期間が第１のエネルギー投与から前もって正確に設定されるので、信頼できる相等しい基準温度が後続のエネルギー投与に適用される。

本発明の更なる一態様によれば、誘起される加熱、オフフォーカス領域、標的領域、及び／又は冷却期間に関する事前見積もりは、熱的な組織モデルに基づいて行われる。熱的組織モデルは、組織中での熱のかん流及び拡散すなわち熱の輸送を表現する。シミュレーションに用いられる熱的組織モデルは、Ｐｅｎｎｅｓ生体熱方程式又はその他の同様なモデルに基づき得る。これらは全て、入力として、その他の熱的なパラメータに加えて、強度分布を必要とする。そして、強度分布は、例えば光線追跡（レイトレーシング）法若しくはＷａｖｅｌｌｅｒアルゴリズムを用いる多層（マルチレイヤ）組織モデルに基づいて、あるいは単純化された手法であるＲａｌｅｉｇｈ積分にて計算され得る。そして、セグメント化された処置計画画像に基づいて、層状組織モデルが取得され得る。音響パラメータ及び熱パラメータが、予備知識に基づいて、あるいはシーンヒーティング（seen heating）に基づいての何れかで、各レイヤに対して決定され、それにより、見積もりの精度が更に高められる。シミュレーションはまた、熱投与を開始する前に焦点領域を見積もることにも有利に利用され得る。

本発明の更なる一態様によれば、エネルギー投与の開始に先立って、組織の具体的な３Ｄ幾何学形状を用いる熱−音響シミュレーションにより、オフフォーカス最高温度見積もりの精度を高めることができる。３Ｄ幾何学形状が用いられ、エネルギー投与の方向及びそれを横切る方向の双方での熱伝導が考慮に入れられる。とりわけ、集束超音波が用いられるとき、熱的組織モデルは、超音波ビームの経路に沿う方向及びそれを横切る方向での熱伝導を説明する。また、例えば標的区域内あるいはそれに隣接する幾つかのスライス（断層）内で、温度が測定される。実際、６個のスライスが用いられるとき、良好な結果が得られている。このようなシミュレーションは、計画されたエネルギー投与の各々の前に実行されることができ、それにより、処置の安全性及び効率が更に向上される。特に、組織の３Ｄ幾何学形状を用いる熱−音響シミュレーションは、熱的組織モデルによって提供される冷却見積もりの精度を高めることができる。このようなシミュレーションは、冷却見積もりの精度を更に高めるために、計画されたエネルギー投与の各々の前、又は冷却中のシーンヒーティングの後に実行されることができ、それにより、処置の安全性及び効率が更に向上される。

本発明の他の一態様によれば、制御モジュールは、見積もられた誘起される加熱を安全値と比較する。計画された次のエネルギー投与に関して事前見積もりされた誘起される加熱が、許容できないほどのリスクを患者にもたらす場合、制御モジュールは、見積もられた誘起される加熱に対応する設定で治療モジュールが起動されることを禁止する。誘起される加熱は、例えば、見積もられた最も高い温度及び／又は最も大きい熱投与量によって表され得る。以前の経験に基づいて、あるいはモデル計算に基づいて、安全限度が事前設定される。安全限界の値は、例えば年齢、体調、性別など、処置される患者の性質に依存し得る。

本発明の他の一態様によれば、冷却期間は、先立つエネルギー投与における最高温度に基づいて設定される。これは、比較的単純な最高温度の測定を伴う。本発明に係る洞察の１つは、焦点領域の外側の組織の温度集積は投与されたエネルギー密度に依存するということである。とりわけ、これは、集束超音波ビームの形態でのエネルギー投与の場合に当てはまる。所与の位置における投与エネルギー密度は、熱投与のパラメータに基づいて正確に計算されることができる。特に、ビーム（例えば、集束超音波ビーム）によって投与される投与エネルギー密度は、ビームパワー、ビームの伝播方向、皮膚から標的区域までの深さ、及びビームの幾何学形状に基づいて正確に計算される。このエネルギー密度は、オフフォーカス領域内の最高温度を見積もるために使用されることが可能である。オフフォーカス領域内の最高温度は、オフフォーカス領域に投与される投与エネルギー密度すなわち超音波エネルギー密度に、ほぼ線形依存する。オフフォーカス領域は、ビーム経路を横断する断面によって形成される。加熱中に焦点外の円錐状の超音波の中央部で熱拡散による温度低下を無視することができるとき、この線形依存は妥当であると思われる。エネルギー密度に基づく、この最高温度見積もりは、それ自体、不所望のオフフォーカス領域内での過度の加熱を誘起する虞を低減するために使用され得る。一実施形態において、制御モジュールは、先行する加熱及び冷却期間の間に測定且つ／或いは見積もられた温度に基づいて、オフフォーカス・オーバーラップひいては熱集積の虞を低減するための次の熱投与の位置を推薦するように構成される。

本発明の更なる一態様によれば、冷却期間の持続時間の比較的単純な近似は、先立つエネルギー投与においてオフフォーカス領域が到達した最高温度の二乗に比例する。最高温度に対する冷却期間のこの依存性は、（例えば、ビーム経路が円錐形状を有する場合のように）エネルギー投与のビーム経路の断面が円形であるときに非常によく当てはまる。その他の場合には、この二乗関係は僅かに崩されるが、如何なるビーム経路断面であっても正確な関係を再計算することができる。

本発明の特定の一実施形態において、治療モジュールは高密度焦点式（集束）超音波放射体（エミッタ）である。この実施形態において、エネルギー投与は、高密度焦点式超音波（high-intensity focused ultrasound；ＨＩＦＵ）ビームで標的区域を照射することによって実行される。これは、しばしば、‘ソニケーション’と称される。ＨＩＦＵビームは、主に焦点領域内で組織の局所加熱を生じさせ、焦点領域内で熱的なアブレーションを起こさせる。ＨＩＦＵビーム内のその他の領域の僅かな加熱も発生する。

本発明の他の一実施形態において、治療モジュールはマイクロ波エミッタである。この実施形態において、エネルギー投与は、マイクロ波照射を用いて標的区域を照射することによって実行される。マイクロ波の放射線は、焦点領域内で熱的なアブレーションを引き起こす組織の局所加熱を生じさせるとともに、オフフォーカス領域内の組織を僅かに加熱する。

本発明の他の一実施形態において、治療モジュールはＲＦアンテナである。この実施形態において、エネルギーは、標的区域に接触するように配置されたアンテナからの熱伝導を介して投与される。ＲＦ加熱は、アンテナの周囲で熱的なアブレーションを引き起こす局所的な温度上昇を生じさせ、最大の温度上昇のエネルギー密度依存性を変化させることによって、上述の態様の全てが用いられ得る。

本発明の他の一実施形態においては、治療のモニタリングのためにＭＲＩ画像、超音波画像又はＣＴ画像が、監視モジュールによって頼りにされる。温度に対して感度を有するその他の撮像モダリティも使用され得る。

本発明は更に、コンピュータプログラムに関する。本発明に係るコンピュータプログラムは、例えばＣＤ−ＲＯＭディスク又はＵＳＢメモリスティックなどのデータ担体上で提供され得る。あるいは、本発明に係るコンピュータプログラムは、例えばワールドワイドウェブなどのデータネットワークからダウンロードされてもよい。治療システムに含まれるコンピュータにインストールされるとき、治療システムは、本発明に従って動作し、より高い使用安全性、及びより正確な冷却期間の設定を達成することが可能にされる。

本発明の上記及びその他の態様は、以下に記載される実施形態及び添付の図面を参照することで明らかになるであろう。

本発明が用いられる治療システムを示す図である。 冷却時間の一例を示す図である。

図１は、本発明が用いられる治療システムを示している。例えば高密度焦点式超音波（ＨＩＦＵ）装置といった治療ユニット１が、集束された超音波ビーム１１の形態にて治療効果を生じさせる。集束された超音波ビーム１１は、実際の標的３を含む標的区域２に正確に向けられる。例えば、標的は、処置される患者の器官（の一部）２内の腫瘍である。ＨＩＦＵ装置１は、集束超音波ビーム１１が標的区域２の体積（ボリューム）上を移動するように操作される。超音波ビーム１１は標的区域内にエネルギーを投与し、特に腫瘍内で温度上昇を引き起こす。斯くして、組織の所望の部分が、組織の壊死が起こるレベルまで温度上昇される。最終的に、所望の熱投与量（thermal dose；ＴＤ）又は温度に到達すると、標的区域内の腫瘍組織及びその周囲で壊死が起こる。具体的には、熱投与量は、

のような単純な近似式にて計算され得る。ここで、Ｔ＜４３℃のときｒ＝０．２５、Ｔ≧４３℃のときｒ＝０．５である。典型的に、４３℃で２４０当量分（equivalent minute）という投与量制限は、壊死を生じさせるのに十分なものである。不確実性の影響を考慮に入れる改良版の等式も存在する。一旦到達するとエネルギー投与が停止されることを確実にするよう、この範囲内で、１つ以上の制限（又は、場合により、下方の制限）をチェックすることができる。温度に従うことは、壊死が非常に起こりやすくなるということを教示するのみであるが、熱投与量はそれを確実にする。

例えば、壊死は、集束超音波ビームの焦点での強度が何十秒というオーダーの時間にわたって約１６００Wｃｍ^−２であるとき達成される。この最大エネルギーレベルでは、キャビテーションの虞なく、効率的な壊死が達成される。超音波ビームはまた、組織温度を非壊死温度レベルまで上昇させることにも使用され得る。このような低めの温度はハイパーサーミア（温熱）型の用途に有用である。

測定領域の温度分布は磁気共鳴信号から得られる。この目的のため、患者が磁気共鳴検査システム（図示せず）内に配置され、磁気共鳴信号２２が生成される。磁気共鳴信号は、磁気共鳴検査システムの一部であるＭＲ信号収集システム２１によって受信される。ＭＲ信号収集システムは、ＲＦ受信アンテナ（コイル）と、例えば分光計などの信号処理システムとを含んでいる。収集された磁気共鳴信号は検温モジュール４に与えられ、検温モジュール４は標的区域内の温度分布を取得する。磁気共鳴信号の位相は、その他のパラメータもそうであるように、温度に依存する。磁気共鳴信号は、例えば読み出しエンコーディング勾配及び位相エンコーディング勾配などのエンコーディング磁場勾配によって空間的にエンコードされている。磁気共鳴信号及びそれによる温度分布の空間分解能はミリメートルのスケールにある。区別され得る最小の細部が数十分の１ミリメートルの大きさを有する場合には、サブミリメートルの分解能さえも得ることができる。

例えば、温度をモニタするスタック内に複数のスライス（断層）が存在する場合、焦点軌道がスタックの中央のスライス内のみにあるとしても、使用される測定領域は有利なことに、焦点領域内の全ての平行スライスに投影されることができる。典型的には楕円体である加熱領域の最も幅広で熱い平面は、加熱中にトランスデューサに向かって歩み寄り得るので、ビーム軸から測定して、処置される領域が所望の半径より大きい半径を有する虞が低減される。ビーム軸に沿った測定領域はまた、サジタル（矢状）面の場合に、２４０ＥＭの投与長さが最大長さを超過しないように制御することに適用され得る。それにより、安全性がかなり向上される。

特に関心ある領域、例えば、音響インピーダンスが有意に変化する組織界面、がオフフォーカス加熱されやすいとき、そのような領域にオフフォーカス断層（例えば、２つ）が付加され得る。これらは、単一のエネルギー投与での、これら関心あるオフフォーカス領域における過度の加熱及び／又は熱投与、並びに処置全体での過度の累積加熱及び／又は熱投与を自動的に検出するために使用されることができる。

動き補正が適用されて、動きによる位相寄与が温度変化による位相寄与から分離されるとき、動く組織内でも正確な結果が得られる。動き補正は、磁気共鳴信号、とりわけ、ｋ空間の中心部からの冗長な磁気共鳴信号から導き出され得る。動き補正を導出して磁気共鳴信号に動き補償を適用するために、動き補償（ＭＣ）モジュール２３が設けられる。動き補正された磁気共鳴信号は検温モジュール４に与えられ、検温モジュール４は標的区域３の局所的な温度分布を取得する。他の例では、動き補償モジュール２３が、動きによる磁気共鳴信号の位相への寄与を分離して、温度変化による該位相への寄与を計算するように構成され得る。局所的な温度分布は制御モジュール５に与えられる。制御モジュール５は、次の軌道に沿って集束超音波ビームの焦点を合わせるように治療モジュールすなわちＨＩＦＵユニット１を制御する。処置中に例えばけいれん又は僅かに不均一な熱拡散などによって処置領域（とりわけ、頭部）が僅かに（典型的には、１−２ボクセル又は０．５−５ｍｍ）移動する可能性を考慮して、例えば、同心度の中心が（例えば、ガウシアンフィッティング又は加重平均によって）継続的に評価され得る。

本発明に係る治療システムは、治療モジュール１の起動を遅延させる遅延モジュール６を備えている。この遅延が冷却期間をもたらす。遅延は、測定された温度に基づいて制御ユニットによって設定される。遅延モジュールは、治療モジュールをトリガーするように構成され得る。他の一実施形態においては、治療モジュールは、例えば規則的な超音波パルス（すなわち、ソニケーション）を適用するなど、規則的なエネルギー投与を適用するように構成される。この実施形態においては、遅延モジュールは治療モジュールを妨害するように構成される。実際には、冷却期間を生じさせるように、多数のソニケーションが中断あるいは中止される。

図２は、開始温度の３℃の範囲内に到達するまでの冷却時間の一例を、最高近接領域温度の関数として示している。フィッティングは二乗フィッティングであり、最高温度の二次関数を、３℃を通るようにフィッティングしている。Ｒ値は０．９０である。ここでは、５×５ボクセル（ボクセルサイズは２．５×２．５ｍｍ^２）のメジアンフィルタを用いて温度をフィッティングした。とりわけ、例えばメジアンフィルタによる、測定された温度の空間フィルタリングは、温度測定の信号対雑音比を向上させる。オフフォーカス加熱は一般的に鋭い空間的勾配を持たないため、空間分解能の低下は問題とはならない。このデータは、円形のビーム経路（path）断面を有するＨＩＦＵ治療モジュールに関して収集されたものである。３℃へのフィッティングは、如何なる望ましい所定の基準温度レベルへのものに変更されてもよい。

Claims (11)

1. 標的区域に逐次のエネルギー投与を実行する治療モジュール、
   測定領域内の温度を測定する検温モジュール、及び
   前記治療モジュールを制御する制御モジュール
   を有し、
   前記制御モジュールは、前記エネルギー投与に先立って、熱−音響層状組織モデルに基づいて、誘起される加熱を見積もるように構成され、
   前記逐次のエネルギー投与は冷却期間によって離隔され、
   前記制御モジュールは更に、
   測定された前記温度に応じて前記冷却期間を制御し、且つ
   前記エネルギー投与に先立って、見積もられた誘起される加熱に基づいて、前記冷却期間を見積もって設定する
   ように構成されている、
   治療システム。
2. 前記制御モジュールは、測定された前記温度に基づいて、誘起される加熱を見積もるように構成されている、請求項１に記載の治療システム。
3. 前記熱−音響層状組織モデルは、前記エネルギー投与の方向とそれを横切る方向との双方の熱分布を示す、請求項１に記載の治療システム。
4. 前記制御モジュールは、前記エネルギー投与のパラメータに基づいて計算される局所的な投与エネルギー密度に基づいて、前記標的区域の周囲における加熱を見積もるように構成されている、請求項１に記載の治療システム。
5. 前記制御モジュールは、見積もられた誘起される加熱を安全値と比較し、前記見積もられた誘起される加熱が前記安全値を超えるとき、次のエネルギー投与を禁止するように構成されている、請求項１に記載の治療システム。
6. 前記制御モジュールは、先行するエネルギー投与によって生じた測定された温度に基づいて、冷却期間を見積もるように構成されている、請求項１に記載の治療システム。
7. 前記制御モジュールは熱−音響層状組織モデルに基づいて冷却期間を制御するように構成されている、請求項１に記載の治療システム。
8. 前記制御モジュールは、冷却期間に先立つエネルギー投与中に測定された最高温度に応じて、冷却期間を制御するように構成されている、請求項１に記載の治療システム。
9. 前記制御モジュールは、
   先行する加熱及び冷却期間の間に測定された温度に応じて、空間的な熱の投与を制御する、
   ように構成されている、請求項１に記載の治療システム。
10. 前記治療モジュールは、高密度超音波エミッタ、マイクロ波エミッタ、又はＲＦアンテナである、請求項１に記載の治療システム。
11. 冷却期間によって離隔された逐次のエネルギー投与を標的区域において実行し、
    エネルギー投与に先立って、熱−音響層状組織モデルに基づいて、誘起される加熱の事前見積もりを生成し、
    前記誘起される加熱の事前見積もりに基づいて治療モジュールを制御し、
    測定領域内の温度を測定し、
    測定された前記温度に応じて前記冷却期間を制御し、且つ
    前記エネルギー投与に先立って、前記冷却期間の事前見積もりを生成して前記冷却期間を設定する
    ための命令を含むコンピュータプログラム。

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