JP6158842B2 - Ｂ１磁場マッピングを用いた温度測定 - Google Patents

Ｂ１磁場マッピングを用いた温度測定 Download PDF

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Description

本発明は、磁気共鳴画像法を用いる温度の測定に関し、より具体的には、温度測定のためにＢ１磁場の測定を使用することに関する。
磁気共鳴温度測定は、使用される技術に応じて、体積の絶対温度又は温度の変化のいずれかを決定するのに使用されることがある。絶対温度を決定するために、典型的には幾つかの磁気共鳴ピークを測定する。温度の変化を測定する方法は、典型的に高速であり、熱処理をガイドするために温度測定を行うのに使用されている。例えばＭＲ温度測定に基づくプロトン共振周波数シフトを用いて、加熱工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の組織内部の水の温度マップを提供することがある。
国際第２００７／０１７７７９号パンフレット
Ｔ．Ｖｏｉｇｔ他著，「In vivo quantitative conductivity imaging based on B1 phase information」，In Proceedings of the 18th Annual Meeting of ISMRM，２０１０年，ｐ．２８６５ Ｋａｔｓｃｈｅｒ他著，「Permittivity determination via phantom and in vivo B1 mapping」，In Proceedings of the 18th Annual Meeting of ISMRM，２０１０年，ｐ．２３９ Ａ． Ｓｔｏｇｒｙｎ著「Equations for calculating the dielectric constant of saline water」，IEEE Trans. Microwave Theory Tech.，MTT-19，733-736，1971
高密度焦点式超音波（ＨＩＦＵ：high-intensity focused ultrasound）治療において、例えば磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）を使用する信頼性のあるリアルタイム温度モニタリングは、周囲の健康な組織の過度な加熱及びダメージを避けつつ、ターゲットに対する十分な熱によるネクローシスを確実にする必要がある。十分な時間及び空間分解能を達成するために、おそらくは、信頼性のある温度測定の再構築のための十分なＳＮＲを保持しつつ、高い空間分解能を有する素早い画像化が必要とされる。
ＰＣＴ出願に係る国際第２００７／０１７７７９号Ａ２パンフレット（特許文献１）では、誘電率（conductivity）及び／又は導電率（permittivity）の分布が、磁気誘導の磁界強度を使用して計算されるシステムが説明されている。
本発明は、独立請求項において、医療機器、医療機器の作動方法及びコンピュータプログラム製品を提供する。諸実施形態は従属請求項において与えられる。
本発明の実施形態は、磁気共鳴画像法を使用して温度を測定するための高速かつ正確な手段を提供し得る。本方法は電気特性サーモグラフィを使用し、温度分布を、ローカルの誘電率及び／又は導電率のようなローカルの電気特性から導出する。誘電率及び／導電率は温度に依存し得る。
本発明の実施形態は、ＭＲ画像ガイドによる温熱治療法又は低体温治療法についてのフィードバック制御に適した非侵襲的温度測定方法を提供し得る。
組織の導電率は、適用される周波数及び温度に依存する。ＲＦエネルギによる治療中における病巣の導電率の相対的な変化は、生化学的変化と組織温度に依存する。温度依存の導電率及び誘電率の変化を使用して、ＭＲＩによる組織の温度を決定してもよい。
温度エネルギは、肝臓及び腎臓のような臓器内の腫瘍を治療するのに使用されることがある。高周波（ＲＦ）アブレーション、マイクロ波アブレーション及び温熱治療は、組織の導電率に依存する電磁波の透過と吸収を使用する。組織の導電率及び／又は誘電率は、周波数と温度に依存する。ＲＦエネルギによる治療中における病巣の導電率の相対的な変化は、生化学的変化と組織温度に依存する。組織の導電率は、ローカルのＲＦエネルギ吸収を使用するオンライン治療中の重要なパラメータである。周波数に応じた導電率は、良好に記録され、治療中の導電率の温度効率は、ＭＲベースの電気特性トモグラフィ（ＥＰＴ：Electric Properties Tomography）を使用して測定され得る。ＥＰＴは、導電率のような電気的組織特性を評価する非侵襲的手段を提供する。これは、ＲＦ励起場（Ｂ１）の複雑なアクティブコンポーネントの測定及び後処理に基づく。
本明細書で使用されるとき、「コンピュータ読取可能記憶媒体」は、コンピューティングデバイスのプロセッサによって実行可能な命令を格納し得る、任意の有形の記憶媒体を包含する。コンピュータ読取可能記憶媒体は、コンピュータ読取可能な非一時的記憶媒体と呼ばれることがある。コンピュータ読取可能記憶媒体は、有形のコンピュータ読取可能媒体と呼ばれることもある。一部の実施形態において、コンピュータ読取可能記憶媒体は、コンピューティングデバイスのプロセッサによってアクセスすることができるデータを格納することもできる。コンピュータ読取可能記憶媒体の例には、限定ではないが、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、半導体ハードディスク、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）、読取専用メモリ（ＲＯＭ）、光ディスク、磁気光ディスク及びプロセッサのレジスタファイルが含まれる。光ディスクの例には、コンパクトディスク（ＣＤ）及びデジタル多用途ディスク（ＤＶＤ）、例えばＣＤ−ＲＯＭ、ＣＤ−ＲＷ、ＣＤ−Ｒ、ＤＶＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ−ＲＷ又はＤＶＤ−Ｒディスクが含まれる。コンピュータ読取可能記憶媒体という用語は、ネットワーク又は通信リンクを介してコンピューティングデバイスによってアクセスすることが可能な様々なタイプの記憶媒体も指す。例えばデータは、モデムを介して、インターネットを介して又はローカルエリアネットワークを介して取り出されることがある。
「コンピュータメモリ」又は「メモリ」は、コンピュータ読取可能記憶媒体の例である。コンピュータメモリは、プロセッサから直接アクセス可能な任意のメモリである。コンピュータメモリの例には、ＲＡＭメモリ、レジスタ又はレジスタファイルが含まれるが、これらに限定されない。
「コンピュータストレージ」又は「ストレージ」は、コンピュータ読取可能記憶媒体の例である。コンピュータストレージは、任意の非揮発性のコンピュータ読取可能記憶媒体である。コンピュータストレージの例には、ハードディスクドライブ、ＵＳＢサムドライブ、フロッピー（登録商標）ドライブ、スマートカード、ＤＶＤ、ＣＤ−ＲＯＭ及び半導体ハードドライブが含まれるが、これらに限定されない。一部の実施形態において、コンピュータストレージがコンピュータメモリであってもよく、またその逆でもよい。
本明細書で使用されるとき、「プロセッサ」は、プログラム又は機械実行可能な命令を実行することができる電気的コンポーネントを包含する。「プロセッサ」を備えるコンピューティングデバイスへの言及は、１つより多くのプロセッサ又はプロセッシングコアを潜在的に含む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よい。プロセッサは、単一のコンピューティングシステム内又は複数のコンピュータシステム間に分散されるプロセッサの集合を指すこともある。また、コンピューティングデバイスという用語は、各コンピューティングデバイスが１つ又は複数のプロセッサを備える、コンピューティングデバイスの集合又はネットワークを潜在的に指すように解釈されるべきである。多くのプログラムは、複数のプロセッサによって実行される命令を有し、そのような複数のプロセッサは、同じコンピューティングシステム内であってよく、あるいは複数のコンピューティングデバイスにわたって分散されてもよい。
本明細書で使用されるとき、「ユーザインタフェース」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対話できるようにするインタフェースである。ユーザインタフェースは、「ヒューマンインタフェースデバイス」と呼ばれることもある。ユーザインタフェースは、情報若しくはデータをオペレータに提供し、及び／又は情報若しくはデータをオペレータから受信することがある。ユーザインタフェースは、オペレータからの入力をコンピュータによって受け取ることを可能にし、出力をコンピュータからユーザに提供することがある。言い換えると、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又は操作できるようにし、またこのインタフェースは、コンピュータがオペレータの制御又は操作の効果を示すことができるようにすることがある。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のデータ又は情報の表示は、情報をオペレータに提供する例である。データの受信用のキーボード、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、ウェブカメラ、ヘッドセット、ギアスティック、ハンドル、ペダル、有線のグローブ（wired glove）、ダンスパッド、リモートコントロール及び加速度計は全て、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。
本明細書で使用されるとき、「ハードウェアインタフェース」は、コンピュータシステムのプロセッサが、外部コンピューティングデバイス及び／又は機器と対話するか、及び／又はこれらを制御するのを可能にするインタフェースを包含する。ハードウェアインタフェースにより、プロセッサは、制御信号又は命令を外部コンピューティングデバイス及び／又は装置に送信することができる。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デバイス及び／又は装置とデータを交換することも可能にする。ハードウェアインタフェースの例には、これらに限られないが、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、シリアルポート、ＲＳ−２３２ポート、ＩＥＥＥ−４８８ポート、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（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、Ｅｔｈｅｒｎｅｔ（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が含まれる。
本明細書で使用されるとき、「ディスプレイ」又は「ディスプレイデバイス」は、画像又はデータを表示するために適合された出力デバイス又はユーザインタフェースを包含する。ディスプレイは、ビジュアル、オーディオ及び／又は触覚データを出力し得る。ディスプレイの例には、これらに限られないが、コンピュータモニタ、テレビ画面、タッチスクリーン、触覚電子ディスプレイ、点字画面、ブラウン管（ＣＲＴ）、蓄積管、双安定型ディスプレイ、電子ペーパー、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（ＶＦ）ディスプレイ、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ＥＬディスプレイ（ＯＬＥＤ）、プロジェクタ及びヘッドマウントディスプレイが含まれる。
磁気共鳴（ＭＲ：Magnetic Resonance）データは、本明細書において、磁気共鳴画像スキャン中に磁気共鳴装置のアンテナによる原子スピンによって放射される高周波信号の記録された測定値として定義される。磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）の画像は、本明細書において、磁気共鳴画像データ内に含まれる解剖学的データの再構築された２次元又は３次元の可視化として定義される。この可視化を、コンピュータを使用して実行することができる。
磁気共鳴データは、磁気共鳴画像スキャン中に、磁気共鳴温度測定に使用され得る情報を含む磁気共鳴機器のアンテナによる原子スピンによって放射される、高周波信号の測定値を備えることがある。磁気共鳴温度測定は、温度感知パラメータにおける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得るパラメータの例は、プロトン共振周波数シフト、拡散係数、あるいは磁気共鳴を使用して温度を測定するのに使用され得るＴ１及び／又はＴ２の緩和時間における変化である。プロトン共振周波数シフトは温度依存であるが、これは、個々のプロトン、水素原子が経験する磁場が、周囲の分子構造に依存するためである。温度は水素結合に作用するので、温度の上昇は分子のスクリーニングを低減する。これにより、プロトン共振周波数の温度依存が生じる。
プロトン密度は、平衡磁化に線形的に依存する。したがって、温度の変化を、プロトン密度強調画像を使用して決定することが可能である。
緩和時間Ｔ１、Ｔ２及びＴ２スター（Ｔ２＊と書くこともある）も温度依存である。したがって、Ｔ１強調画像、Ｔ２強調画像及びＴ２スター強調画像を使用して熱又は温度マップを構築することができる。
温度は、水溶液内の分子のブラウン運動にも作用する。したがって、パルス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できるパルスシーケンスを使用して、温度を測定してもよい。
磁気共鳴を使用して温度を測定する最も有益な方法の１つは、水プロトンのプロトン共振周波数（ＰＲＦ：proton resonance frequency）シフトを測定することによるものである。プロトンの共振周波数は温度依存である。温度がボクセル内で変化すると、周波数シフトにより、水プロトンの測定された位相に変化が生じることになる。したがって、２つの位相画像間の温度変化を決定することができる。温度を決定するこの方法は、他の方法と比べて比較的早いという利点を有する。本明細書では、ＰＲＦ方法を他の方法よりも詳細に検討する。しかしながら、本明細書で検討される方法及び技術は、磁気共鳴画像法を用いた温度測定を実行する他の方法にも適用可能である。
分光磁気共鳴データは、本明細書において、磁気共鳴画像スキャン中に、複数の共鳴ピークを記述する情報を含む、磁気共鳴装置のアンテナによるアトミックスピンによって放射される、高周波信号の記録された測定値であるとして定義される。
分光磁気共鳴データを使用して、例えば絶対スケール上で温度マップを生成することができる温度マッピング方法に基づくプロトン分光（ＰＳ：proton spectroscopic）イメージングを実行してもよい。したがって、この絶対スケール温度マップを使用して温度校正を実行してもよい。この方法は、プロトン共振周波数方法として、水プロトンの共鳴シフトの温度依存という物理的原理に依拠するが、取得方法は異なり、周波数シフトは、磁気共鳴スペクトルから計算される。シフトは、水と基準プロトンピークの位置の相違から計算される。水プロトンのピークは温度に対して線形の依存性を有するが、脂質のプロトンの共振周波数は温度とほぼ独立であることが知られているので、脂質内のプロトンは、例えば基準として使用されることがある。これを、双方の組織型が存在するボクセルで行うことができる。水と脂質が同じボクセル内に存在しない場合、脂質ではなく何らかの他の組織型を基準として使用することを試してもよい。成功しない場合は、基準のピーク、従って温度データが利用可能でない幾つかのボクセルが存在し得る。体温は通常、急速に空間的に変化することは予想されず、典型的に温熱治療によって起こる非常に局所的な温度上昇は明らかな例外であるので、補間及び／又は温度フィルタリングを使用してこれらの状況を助けてもよい。基準ピークの利用により、方法は、磁界ドリフト又は内部スキャンの動きとは比較的独立になる。スキャンには、現在の方法では、少なくともおよそ１分程度の時間がかかるので、ＰＳ方法は内部スキャンの動き又はスキャン中の温度変化の影響を受けやすい。温度が一定であるか、時間と空間の双方において温度変化が小さい場合、この方法は有益な情報を作り出すことができる。例えば磁気共鳴ガイド高密度焦点式超音波（ＭＲ−ＨＩＦＵ）により、ＰＳ方法を使用して、温度計プローブにより測定される中核体温とされる空間的に均一な開始温度を使用することとは対照的に、ＭＲ−ＨＩＦＵ又は他の温度治療の開始前に実際の体温分布を提供することができる。あるいは、ＰＳ方法を、治療部位の外側にある加熱処理間の累積した温度について、サニティチェックとして使用することができる。
本明細書で使用されるとき、「超音波ウィンドウ」は超音波又はそのエネルギを送信することができるウィンドウを包含する。典型的に薄膜（thin film）又は膜（membrane）は超音波ウィンドウとして使用される。超音波ウィンドウは、例えばＢｏＰＥＴ（Biaxially-oriented polyethylene terephthalate）の薄膜から作成されることがある。
一態様において、本発明は、磁石の撮像ゾーン内において被検体（subject）から磁気共鳴データを取得する磁気共鳴画像システムを備える医療機器を提供する。磁気共鳴画像システムは磁石を備え、該磁石は撮像ゾーンを有する。この医療機器は更に、該医療機器を制御するためのプロセッサを備える。すなわち、プロセッサは、磁気共鳴画像システムを制御する能力を有する。命令の実行により、プロセッサに、磁気共鳴画像システムを使用してＢ１磁場マップ磁気共鳴データを取得させる。Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データは、Ｂ１磁場マップを構築するのに使用され得るデータ又は情報を備える。Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データは、様々な方法で取得され得る。
Ｂ１磁場振幅マップ（Ｂ１ field amplitude map）を取得する方法はよく知られており、これらの方法のいずれかが使用され得る。Ｂ１磁場振幅マップを取得する例には、これらに限られないが、磁化プリパレーション・ターボフラッシュ・シーケンスに基づく方法、異なるフリップ角で取得される２つの画像の比を使用する倍角方法、ターボフィールドエコー（ＴＦＥ：turbo field echo）パルスシーケンスのサチュエーション・プリパルスによって生じる効果の測定、Ｂ１振幅及びＴ１マップの同時のインビボ定量（in vivo quantitation）のためのＴＥＳＳＡ（Transition from Equilibrium into Steady State Acquisition）原理に基づく方法が含まれる。
Ｂ１磁場位相マップ（Ｂ１ field phase map）を取得する幾つかの方法が発表されており、これらの方法のいずれかが使用され得る。Ｂ１磁場位相マップは、標準のＭＲ画像の位相マップに基づくが、好ましくは、Ｂ０不均一性及び磁化率（サセプタビリティ）のようなオフレゾナンス効果からの寄与は含まない。したがって、例えば次の磁気共鳴シーケンスタイプのうちの１つ、すなわち、スピンエコー、高速スピンエコー（turbo spin echo）、バランス高速フィールドエコー（balanced fast filed echo）、定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ：steady state free precession）のうちの１つの位相マップを使用することが推奨される。これらの位相マップは、Ｂ１磁場（すなわちＲＦ送信）とＲＦ受信の双方からの寄与を含み、したがって、これらは典型的に送受信位相マップ（transceive phase map）と呼ばれる。典型的に、これらの２つの寄与は同じサイズであることが想定されるので、Ｂ１磁場位相マップの推定は、送受信位相マップを２つに分割することによって得ることが可能である。
命令の実行は更に、プロセッサに、Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データを使用して温度マップを決定させる。この実施形態は、取得されるＢ１磁場マップデータを、使用されるか表示されて医師の役に立つ温度を決定するのに使用することが可能であるので有益なものである。温度マップを使用して加熱システムを制御してもよい。
一部の実施形態において、温度マップ及びいずれかのＢ１磁場マップ磁気共鳴マッピングは空間的に依存し得る。
一部の実施形態において、温度マップは、最初の測定からの温度変化を計算することによって決定されてもよい。他の実施形態において、ルックアップテーブルを、Ｂ１磁場マップから計算される導電率及び／又は誘電率のために使用してもよい。
別の実施形態において、命令の実行は更に、プロセッサに、Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データを使用してＢ１磁場位相マップを決定させる。本明細書で使用されるとき、Ｂ１磁場位相マップは、単にＢ１磁場マッピング又はマップの位相コンポーネントである。命令の実行は更に、プロセッサに、Ｂ１磁場位相マップから導電率マップを計算させる。温度マップは少なくとも部分的に導電率マップを使用して決定される。この実施形態において、導電率は、Ｂ１磁場マップの位相コンポーネントのみを使用することによって近似され得る。近似の導電率マップの計算は、近似の温度マップの計算を可能にする。Ｂ１磁場位相マップのみを決定することは、Ｂ１磁場位相と振幅の双方を決定することよりも早いので、この実施形態は有利である。これは、より高速な温度の決定につながり得る。
Ｂ１位相情報を使用して近似の導電率マップを決定する方法は、Ｔ．Ｖｏｉｇｔ他著，「In vivo quantitative conductivity imaging based on B1 phase information」，In Proceedings of the 18th Annual Meeting of ISMRM，２０１０年，ｐ．２８６５（非特許文献１）に説明されている。
一部の実施形態において、導電率マップ及び結果として得られる温度マップは、空間的に依存し得る。Ｂ１磁場位相マップを決定することは、単に磁場マップの位相を取ることを含み得る。
別の実施形態において、命令の実行は更に、プロセッサに、Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データからＢ１磁場振幅マップを決定させる。命令の実行は更に、プロセッサに、Ｂ１磁場振幅マップから誘電率マップを計算させる。温度マップは少なくとも部分的に誘電率マップを使用して決定される。この実施形態はまた、誘電率を計算するのにＢ１マップの振幅のみを使用するので有利である。この誘電率マップは、近似の温度マップの計算を可能にする近似の誘電率マップである。これは、温度マップのより高速な決定を可能にし得る。一部の実施形態において、誘電率マップ及び結果として得られる温度マップは、空間的に依存し得る。
Ｂ１振幅情報を使用して近似の誘電率マップを決定する方法は、Ｋａｔｓｃｈｅｒ他著，「Permittivity determination via phantom and in vivo B1 mapping」，In Proceedings of the 18th Annual Meeting of ISMRM，２０１０年，ｐ．２３９（非特許文献２）に説明されている。
別の実施形態において、命令の実行は更に、プロセッサに、Ｂ１振幅マップとＢ１位相マップとを、Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データを使用して決定させる。Ｂ１振幅マップとＢ１位相マップとの組み合わせは、完全なＢ１磁場マッピング又はマップである。命令の実行は更に、プロセッサに、Ｂ１磁場位相マップ及びＢ１磁場振幅マップから導電率マップを計算させる。命令の実行は更に、プロセッサに、Ｂ１磁場位相マップ及びＢ１磁場振幅マップから誘電率マップを計算させる。温度マップは、少なくとも部分的に導電率マップ又は誘電率マップを使用して決定される。この実施形態では、導電率は、位相と振幅の双方から決定される。また、誘電率も位相と振幅の双方から決定される。導電率と誘電率との双方がより正確に決定される。導電率と誘電率の双方を使用する組み合わせは、温度マップのより正確な決定を可能にし得る。
一部の実施形態において、温度マップは、Ｂ１磁場位相マップ及びＢ１磁場振幅マップから計算される導電率マップのみを使用して決定される。
別の実施形態において、温度マップは、Ｂ１磁場位相マップ及びＢ１磁場振幅マップから計算される誘電率マップのみを使用して決定される。
別の実施形態において、命令の実行は更に、プロセッサに、磁気共鳴画像システムを使用して磁気共鳴データを取得させる。命令の実行は更に、プロセッサに、画像データを磁気共鳴データから再構築させる。一部の例において、磁気共鳴データは、Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データと同一であってよい。すなわち、これらは同一であるか、同時に取得され得る。この実施形態は、温度が決定されると同時に画像データを取得する点で有利であるので利点がある。
別の実施形態において、命令の実行は更に、プロセッサに、画像データをセグメント化させる。プロセッサは、標準的な画像セグメント化モジュール又は技術を使用して、画像をセグメント化することがある。本明細書で使用されるとき、画像データをセグメント化することは、画像を、異なる領域の組織型又は臓器へ分割することを包含する。命令の実行は更に、プロセッサに、セグメント化された画像データを使用して組織型マップを決定させる。温度マップの決定は、少なくとも部分的に組織型マップを使用して校正される。この実施形態は、組織型が認識されると、その後特定の型の導電率及び／又は誘電率が、認識された温度の依存性を有することがあるので有利であり得る。これは、Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データを使用して温度マップを決定する絶対校正方法を可能にし得る。
画像のセグメント化は、画像セグメント化モジュールを使用して行うことができる。画像のセグメント化は空間的に依存し得る。
別の実施形態において、医療機器はディスプレイを更に備える。方法は、温度マップ及び画像データをディスプレイ上に表示するステップを更に備える。この実施形態は、温度マップ及び画像データをディスプレイ上に表示することにより、温度マップ及び／又は画像データのより正確な又はより良い解釈が可能になり得るので有利であり得る。一部の実施形態において、温度マップを、画像データ上に重ね合せてもよく、これにより温度マップ及び／又は画像データのより良い解釈が可能になり得る。
別の実施形態において、命令の実行は更に、プロセッサに、温度マップを使用する磁気共鳴データの取得によって生じる電磁エネルギの比吸収率（specific absorption ratio）を推定させる。比吸収率は、磁気共鳴画像スキャンを被検体に行うときに有益であり得る。磁気共鳴画像化を行うとき、磁気共鳴画像化を行う処理中に、アンテナ又はコイルを使用してＢ１磁場又は励起場を生成する。これらのラジオは又はＢ１磁場は、被検体の一部の高周波加熱を引き起こすことがある。特に、磁場強度が上がると、Ｂ１磁場の周波数も上がる。強すぎるパワーが励起場に使用される場合、これは、被検体の一部に対して有害な又は危険な可能性のある加熱につながることがある。比吸収率を推定することは、磁気共鳴データのより安全な取得を可能にし得る。
別の実施形態において、命令の実行は更に、プロセッサに、分光磁気共鳴データを取得させる。命令の実行は更に、プロセッサに、分光磁気共鳴データを使用して校正熱マップ（calibration thermal map）を計算させる。温度マップの決定は少なくとも部分的に校正熱マップを使用して校正される。この実施形態は、分光磁気共鳴データを取得することにより温度の絶対的な決定が可能になり得るので、特に有利であり得る。校正熱マップは基準(baseline)として使用されてよく、Ｂ１磁場マップの磁気共鳴データを使用して温度マップを決定する方法は、校正熱マップに関する温度変化を測定するのに使用され得る。これは、被検体内の温度の正確な決定を可能にし得る。
別の実施形態において、温度マップの計算は、少なくとも部分的に、仮定の校正熱マップを使用して校正される。任意の種類の磁気共鳴画像データ又は被検体の加熱若しくは冷却を行う前に、被検体の温度を仮定することによって適切な校正を生成することが可能であり得る。これは、被検体内の均一な温度を仮定することによって、あるいは通常の生理機能を表す被検体内の温度分布のわずかな変化を使用することによって実行され得る。
別の実施形態において、医療機器は加熱システムを更に備える。本明細書で使用されるとき、加熱システムは、被検体の一部を局所的に加熱するシステムを包含する。プロセッサは、加熱システムも制御するのに使用されることもある。命令の実行は更に、プロセッサに、被検体内のターゲットゾーンの加熱を説明する治療計画を受信させる。本明細書で使用されるとき、治療計画は、医師又は他の医療専門家によって展開される計画又は機械の制御を包含する。この計画又は機械の制御は、そのような制御を生成して、被検体内のターゲットゾーンを加熱する加熱システムを制御するのに用いることができる制御を説明するものである。
命令の実行は更に、プロセッサに、加熱システムを使用してターゲットゾーンを加熱させる。加熱システムは、治療計画及び温度マップに従って制御される。温度マップは、治療計画に従うように使用される制御を生成するのを助けるのに使用される可能性がある。温度マップは、ターゲットゾーンに近接する可能性のある被検体の重要なゾーンを守るのを助けるのに使用する、すなわち、気づかずに加熱システムによって加熱されないようにする可能性がある。例えばターゲットゾーンが加熱されるとき、ターゲットゾーンの周囲の組織を所定の温度以下に保つことが望ましいことがある。温度マップは、ターゲットゾーンの加熱の処理をモニタリングして、加熱システムが、隣接領域を加熱するのを防ぐのに使用され得る。近くのフィールドの高密度焦点式超音波の部分を実行することにより、不注意で加熱されるとき、温度マップを使用して、確実に被検体の領域が意図せずに加熱されないようにすることが可能である。
別の実施形態において、命令の実行は更に、プロセッサに、繰り返しＢ１磁場マップ磁気共鳴データを再獲得させ、温度マップを再計算させる。命令の実行は更に、プロセッサに、再計算された温度マップを使用してターゲットゾーンの加熱を調整させる。この実施形態は、温度マップを使用して加熱システムをより正確に制御するための制御ループが形成されるので有利であり得る。
この実施形態は、Ｂ１磁場振幅マップ及び／又は位相マップを繰り返し決定することを含むことも可能である。
別の実施形態において、加熱システムは高密度焦点式超音波システムである。
別の実施形態において、加熱システムは高周波加熱システムである。
別の実施形態において、加熱システムはマイクロ波アブレーションシステムである。
別の実施形態において、加熱システムは温熱治療システムである。
別の実施形態において、加熱システムはレーザーアブレーションシステムである。
別の実施形態において、加熱システムは赤外アブレーションシステムである。
別の態様において、本発明は、温度マップ（６４６）を決定する方法を提供する。本方法は、磁気共鳴画像システムを使用して、Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データ（６４２）を取得するステップ（１００、２００、３００、４００、５０６）を含む。本方法は、Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データを使用して温度マップ（６４６）を決定するステップ（１０２、２０６、３０６、４０８、５１２）を含む。
別の態様において、本発明は、磁気共鳴画像システムを備える医療機器の作動方法を提供する。磁気共鳴画像システムは、磁気共鳴データを撮像ゾーン内に被検体から取得するための撮像ゾーンを有する磁石を備える。本方法は、磁気共鳴画像システムを使用してＢ１磁場マップ磁気共鳴データを取得するステップを備える。この方法は更に、Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データを使用して温度マップを決定するステップを備える。
別の態様において、本発明は、医療機器を制御するプロセッサによる実行のためのコンピュータ実行可能コードを含むコンピュータプログラム製品を提供する。コンピュータプログラム製品は、例えば非一時的なコンピュータ読取可能媒体上に格納され得る。医療機器は、磁気共鳴画像システムを備える。磁気共鳴画像システムは、磁気共鳴データを被検体から取得するための撮像ゾーンを有する磁石を備える。命令の実行は、プロセッサに、磁気共鳴画像システムを使用してＢ１磁場マップ磁気共鳴データを取得させる。命令の実行は更に、プロセッサに、Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データを使用して温度マップを決定させる。
以下では、本発明の好適な実施形態が、単に例として図面を参照しながら説明される。
本発明の一実施形態に係る方法を示すフロー図である。 本発明の更なる実施形態に係る方法を示すフロー図である。 本発明の更なる実施形態に係る方法を示すフロー図である。 本発明の更なる実施形態に係る方法を示すフロー図である。 本発明の更なる実施形態に係る方法を示すフロー図である。 本発明の一実施形態に係る医療機器を示す図である。 本発明の一実施形態に係る医療機器を示す図である。 本発明の一実施形態に係る医療機器を示す図である。 本発明の一実施形態に係る医療機器を示す図である。 本発明の一実施形態に係る医療機器を示す図である。 電気特性トモグラフィを使用して測定される様々な異なるサンプルの正規化された導電率に対する、温度のプロットを示す図である。 電気特性トモグラフィを使用して測定される様々な異なるサンプルの正規化された誘電率に対する、温度のプロットを示す図である。
図面において同様の符号が付けられた要素は、等価な要素であるか同じ機能を実行する。先に検討された要素は、その機能が等価である場合、必ずしも後の図面においても検討されるとは限らない。
図１は、本発明の一実施形態に係る方法を示すフロー図を図示している。ステップ１００において、Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データが取得される。次にステップ１０２において、温度マップが、Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データを使用して決定される。
図２は、本発明の更なる実施形態に係る方法を示すフロー図を図示している。ステップ２００において、Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データが、磁気共鳴画像システムを使用して取得される。次にステップ２０２において、Ｂ１位相マップがＢ１磁場マップ磁気共鳴データを使用して決定される。Ｂ１、すなわち励起場は、振幅と位相を示すマッピングによって表されることがある。この場合は、Ｂ１位相マップのみが使用される。次にステップ２０４において、導電率マップがＢ１位相マップから計算される。そして最後に、ステップ２０６において、温度マップが導電率マップを使用して計算される。
図３は、本発明の更なる実施形態に係る方法を示すフロー図を図示している。最初に、ステップ３００において、Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データが取得される。次にステップ３０２において、Ｂ１振幅マップが、Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データを使用して決定される。ステップ３０４において、誘電率マップが、Ｂ１振幅マップから計算される。最後にステップ３０６において、温度マップが誘電率マップを使用して決定される。
図４は、本発明の更なる実施形態に係る方法を示すフロー図を図示している。最初に、ステップ４００において、Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データが取得される。次にステップ４０２において、Ｂ１振幅マップとＢ１位相マップが、Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データを使用して決定される。次いでステップ４０４において、誘電率マップが、Ｂ１振幅マップとＢ１位相マップから計算される。ステップ４０６において、導電率マップが、Ｂ１振幅マップとＢ１位相マップから計算される。ステップ４０４とステップ４０６は、いずれの順序で実行されてもよい。最後にステップ４０８において、温度マップが、誘電率マップと導電率マップとを使用して決定される。この方法の代替的な実施形態も存在する。ステップ４０４又はステップ４０６を省略してもよい。この場合、温度マップは単に、誘電率マップ又は導電率マップから計算される。
図５は、本発明の更なる実施形態に係る方法を示すフロー図を図示している。ステップ５００において、方法が開始する。次にステップ５０２において、治療計画を受信する。次いでステップ５０４において、ターゲットゾーンが加熱システムを使用して加熱される。次にステップ５０６において、Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データが取得される。ステップ５０８において、Ｂ１位相マップが、Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データを使用して決定される。次にステップ５１０において、導電率マップがＢ１位相マップから計算される。その後ステップ５１２において、温度マップが導電率マップを使用して決定される。次いでステップ５１４において、温度マップを使用してターゲットゾーンの加熱が調整される。すなわち、加熱システムを使用してターゲットゾーンをどのように加熱するかを調整するために制御コマンドが調整され得る。ステップ５０６〜ステップ５１４を、ステップ５０４と同時に実行してもよいことに留意されたい。すなわち、ターゲットゾーンが加熱システムによって加熱されている間に、磁気共鳴画像システムは、Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データを取得し、動作中に、その後ターゲットゾーンの加熱を調整するのに使用される温度マップを決定してもよい。ステップ５１６は決定ボックスであり、加熱が終了したか否かの決定を行う。加熱が終了していない場合、次いで方法はステップ５０４に戻り、本方法は閉制御ループを形成する。加熱が終了している場合、次いでステップ５１８が実行される。ステップ５１８において、本方法は終了する。
図６は、本発明の一実施形態に係る医療機器６００を図示している。医療機器６００は、磁気共鳴画像システム６０２を備える。磁気共鳴画像システム６０２は、磁石６０４を備えるように示されている。磁石６０４は、該磁石の中央を通る穴（bore）６０６を有する円筒型の超伝導磁石である。磁石６０４は、超伝導コイルを用いるクリオスタットにより冷却される液体ヘリウムを有する。永久磁石又は抵抗磁石を使用することも可能である。異なるタイプの磁石の使用も可能であり、例えばスプリット円筒磁石（split cylindrical magnet）と、いわゆる開磁石（open magnet）との双方を使用することも可能である。スプリット円筒磁石は、磁石の等角面（iso-plane）へのアクセスが可能になるようにクリオスタットが２つのセクションに分割されていることを除いて、標準的な円筒磁石と同様であり、このような磁石は、例えば荷電粒子ビーム治療とともに用いられることがある。開磁石は、２つの磁石セクションを有し、一方のセクションが他方の上にあり、そのセクション間には、被検体を受けるのに十分に大きい空間がある。２つのセクション領域の配置は、ヘルムホルツコイルのものと同様である。開磁石は、被検体があまり制限されないので、一般的である。円筒磁石のクリオスタットの内部には超伝導コイルの集合がある。円筒磁石の穴内には、磁気共鳴画像法を実行するのに磁場が十分強くかつ均一である、撮像ゾーン６０８が存在する。
また、磁石の穴内には勾配磁場（傾斜磁場）コイル（magnetic field gradient coil）６１０もあり、この勾配磁場コイル６１０は、磁気共鳴データを取得するために使用され、磁石の撮像ゾーン内の磁気スピンを空間的に符号化する。勾配磁場コイル６１０は、勾配磁場コイル電源６１２と接続される。勾配磁場コイルは代表的なものである。典型的に、勾配磁場コイルは、３つの直交空間方向に空間的に符号化するための３つの別個のコイルのセットを含む。勾配磁場コイル電源６１２は、勾配磁場コイルに電流を供給する。勾配磁場コイルに供給された電流は時間に応じて制御され、傾斜が付けられるか及び／又はパルス化されることがある。
撮像ゾーン６０８に隣接して、高周波（ＲＦ）コイル６１４がある。高周波コイル６１４は、高周波（ＲＦ）トランシーバ６１６に接続される。また磁石６０４の穴の内部に被検体６１８があり、被検体６１８は、被検体サポート６２０上で横になり、部分的に撮像ゾーン６０８内に入っている。
撮像ゾーン６０８に隣接して、該撮像ゾーン６０８内の磁気スピンの方法を操作し、さらに撮像ゾーン６０８内においてスピンからの無線伝送を受信するための高周波コイル６１４がある。高周波コイル６１４は、複数のコイル要素を含んでよい。高周波コイル６１４はチャネル又はアンテナとも呼ばれることがある。高周波コイルは、高周波トランシーバ６１６と接続される。高周波コイル６１４と高周波トランシーバ６１６は、別個の送信及び受信コイルと別個の送信機及び受信機によって置き換えられてもよい。高周波コイル６１４と高周波トランシーバ６１６は代表的なものであることを理解されたい。高周波コイル６１４は、専用の送信アンテナ及び専用の受信アンテナも表すように意図される。同様に、トランシーバ６１６も別個の送信機と別個の受信機を表してもよい。
勾配磁場コイル電源６１２と高周波トランシーバ６１６は、コンピュータシステム６２２のハードウェアインタフェース６２４に接続される。コンピュータシステム６２２は更にプロセッサ６２６を備える。プロセッサ６２６はハードウェアインタフェース６２４に接続される。ハードウェアインタフェース６２４は、プロセッサ６２６がデータ及びコマンドを磁気共鳴画像システム６０２へ送受信するのを可能にする。コンピュータシステム６２２は更に、ユーザインタフェース６２８、コンピュータストレージ６３０及びコンピュータメモリ６３２を備える。
コンピュータストレージ６３０は、パルスシーケンス６４０を含むように示されている。パルスシーケンス６４０は、磁気共鳴データを取得することができるように磁気共鳴画像システム６０２を動作させるためのコマンドのセットあるいはコマンドのセットに変換され得るタイムラインを含む。コンピュータストレージ６３０は更に、Ｂ１マップデータ６４４を含むように示されている。Ｂ１マップデータ６４４は、以下のいずれか１つ、すなわち、Ｂ１磁場位相マップと、Ｂ１磁場振幅マップと、Ｂ１磁場位相マップとＢ１磁場振幅マップの組み合わせとのうちのいずれか１つであってよい。Ｂ１マップデータ６４４は、Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データ６４２を使用して決定又は生成されたものである。コンピュータストレージ６３０は更に、温度マップ６４６を含むように示されている。温度マップ６４６はＢ１マップデータ６４４を使用して決定されたものである。
コンピュータメモリ６３２は、制御モジュール６６０を含むように示されている。制御モジュール６６０は、プロセッサ６２６が医療機器６００の動作及び機能を制御するのを可能にする、コンピュータ実行可能なコードを含む。例えば制御モジュール６６０は、パルスシーケンス６４０を使用して磁気共鳴データ６４２を取得することができる。コンピュータメモリ６３２は更に、Ｂ１マップ再構築モジュール６６２を含むように示されている。Ｂ１マップ再構築モジュール６６２は、該Ｂ１マップ再構築モジュール６６２がＢ１マップデータ６４４をＢ１磁場の磁気共鳴データ６４２から生成するのを可能にする、コンピュータ実行可能なコードを含む。コンピュータメモリ６３２は更に、プロセッサ６２６が温度マップ６４２をＢ１マップデータ６４４から構築するのを可能にする、温度マップ再構築モジュール６６４を含む。一部の実施形態において、温度マップ６４６を絶対校正するか、又は温度の変化を決定するのに使用される、キャリブレーション又はキャリブレーションデータが存在してもよい。
図７は、本発明の更なる実施形態に係る医療機器７００を図示している。図７に示される実施形態は、図６に示されるものと類似する。図６に図示された特徴に加えて、図７の医療機器７００は、コンピュータストレージ６３０及びコンピュータメモリ６３２における追加の特徴を示している。コンピュータストレージ６３０は、Ｂ１磁場位相マップ７４０及びＢ１磁場振幅マップ７４２を更に含むように示されている。これらのマップ７４０と７４２のいずれかが存在することもあり、双方が存在することもある。コンピュータストレージ６３０はまた、導電率マップ７４４及び誘電率マップ７４６も含むように示されている。導電率マップ７４４は、Ｂ１磁場位相マップ７４０を使用して近似されてよく、あるいはＢ１磁場位相マップ７４０とＢ１磁場振幅マップ７４２の双方を使用してより正確に計算されてもよい。この実施形態において、導電率マップ７４４及び／又は誘電率マップ７４６が提示され得る。コンピュータストレージ６３０は更に、磁気共鳴データ７４８を含むように示されている。一部の実施形態において、磁気共鳴データ７４８はＢ１磁場の磁気共鳴データ６４２と同一であってよい。コンピュータストレージ６３０は更に、磁気共鳴データ７４８から生成された磁気共鳴画像７５０を含むように示されている。コンピュータストレージ６３０は更に、磁気共鳴画像７５０に対する画像セグメント化から生成された、組織型マップ７５２を含むように示されている。組織型マップ７５２を使用して、Ｂ１磁場温度測定方法の絶対的キャリブレーションを決定してもよい。コンピュータストレージ６３０は更に、比吸収率マップ７５４を含む。比吸収率マップ７５４は、少なくとも部分的に温度マップ６４６を使用して計算されたものである。
コンピュータメモリ６３２は更に、画像再構築モジュール７６０を含むように示されている。画像再構築モジュールは、プロセッサが磁気共鳴画像７５０を磁気共鳴データ７４８から再構築するのを可能にする、コンピュータ実行可能コードを含む。コンピュータメモリ６３２は更に、画像セグメント化モジュール７６２を含むように示されている。画像セグメント化モジュール７６２は、プロセッサ６２６が組織型マップ７５２を磁気共鳴画像７５０から再構築するのを可能にするコンピュータ実行可能コードを含む。コンピュータメモリ６３２は更に、比吸収率マップ計算モジュール７６４を含むように示されている。比吸収率マップ計算モジュール７６４は、比吸収率７５４を温度マップ６４６から生成するために動作する。
図８は、本発明の一実施形態に係る医療機器８００の更なる実施形態を示す。この実施形態において、医療機器８００は図６及び図７に示されるものと類似する。しかしながら、この場合は加熱システム８０２が医療機器８００内に組み込まれている。加熱システム８０２は、コンピュータシステム６２２のハードウェアインタフェース６２４に接続されており、プロセッサ６２６によって制御されるように動作可能である。加熱システム８０２は、この実施形態において、一般的なもの（generic）であるように意図されており、被検体の一部を加熱するために使用される任意のシステムを表すことがある。加熱システム８０２は、例えば高密度焦点式超音波システム、高周波加熱システム、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及び赤外線アブレーションシステムであり得る。被検体６１８の一部がターゲットゾーン８０４として示される。加熱システム８０２は、ターゲットゾーン８０４を制御可能に加熱することができる。コンピュータストレージ６３０は、治療計画８４０を含むように示されている。治療計画８４０は、被検体６１８の内部構造を記述し、ターゲットゾーン８０４の識別又は位置決定を可能にするコマンドを含むことがある。コンピュータストレージ６３０は更に、治療プラン８４０を使用して生成された加熱システム制御コマンド８４２のセットを含む。加熱システム制御コマンド８４２は、プロセッサ６２６が加熱システム８０２の動作及び機能を制御できるようにするコマンドを含む。コンピュータメモリ６３２は更に、加熱システム制御生成モジュール８６０を含むように示されている。加熱システム制御生成モジュール８６０は、プロセッサ６２６が加熱システム制御コマンド８４２を治療計画８４０及び／又は温度マップ６４６から生成できるようにする、コンピュータ実行可能コードを含む。温度マップ６４６を使用することにより、プロセッサ６２６は加熱システム８０２の動作及び機能を制御するための閉制御ループを形成することができる。
図９は、本発明に係る医療機器９００の更なる実施形態を示す。この実施形態において、加熱システムは高密度焦点式超音波システム９０２である。高密度焦点式超音波システムは、液体が充填された室（fluid-filled chamber）９０４を備える。この液体充填室内９０４内にあるのは、超音波トランスデューサ９０６である。この図面には示されていないが、超音波トランスデューサ９０６は、各々が超音波の個々のビームを生成することができる、複数の超音波トランスデューサ要素を備えてもよい。これは、超音波トランスデューサ要素の各々に供給される電流を変更する位相及び／又は振幅を制御することによって、音波処理ポイント９１８の位置を電気的に誘導するのに使用され得る。音波処理ポイント９１８は、ターゲットゾーン８０４を超音波で分解するように制御されるよう動作可能である。
超音波トランスデューサ９０６は、該超音波トランスデューサ９０６が機械的に再配置されるのを可能にする機構９０８に接続される。機構９０８は、該機構９０８を作動させるように適合される機械アクチュエータ９１０に接続される。機械アクチュエータ９１０は、超音波トランスデューサ９０６に電力を供給するための電源も表す。一部の実施形態において、電源は、個々の超音波トランスデューサ要素に対する電力の位相及び／又は振幅を制御してもよい。一部の実施形態において、機械アクチュエータ／電源９１０は、磁石６０４の穴６０６の外側に配置される。
超音波トランスデューサ９０６は、経路９１２に従うように示されている超音波を生成する。超音波９１２は、液体充填室９０４及び超音波ウィンドウ９１４を通り抜ける。この実施形態において、超音波は、次いでジェルパッド９１６を通過する。ジェルパッドは必ずしも全ての実施形態において提示される必要はないが、この実施形態においては、ジェルパッド９１６を受けるために被検体サポート６２０内に凹部がある。ジェルパッド９１６は、トランスデューサ９０６と被検体６１８との間の結合超音波力(ultrasonic power)を助ける。ジェルパッド９１６を通過した後、超音波９１２は被検体６１８を通過して、音波処理ポイント９１８へフォーカスされる。音波処理ポイント９１８はターゲットゾーン８０４内においてフォーカスされる。音波処理ポイント９１８は、ターゲットゾーン８０４全体に対処するため、超音波トランスデューサ９０６を機械的に配置することと、音波処理９１８の位置を電気的に導くこととの組み合わせにより移動されることがある。
高密度焦点式超音波システム９０２は、コンピュータシステム６２２のハードウェアインタフェース６２４にも接続されているように示されている。コンピュータシステム６２２及びそのストレージ６３０とメモリ６３２のコンテンツは、図８に示されているものと等価である。
図１０は、本発明の更なる実施形態に係る医療機器１０００を図示している。この実施形態において、加熱システムは高周波加熱システム１００１である。図１０に示される実施形態は、図８に示されるものと類似である。図１０のコンピュータシステム６２２は、図８に示されるコンピュータシステム６２２と等価である。コンピュータストレージ６３０とコンピュータメモリ６３２のコンテンツも、図８に示されるコンピュータストレージ６３０とコンピュータメモリ６３２のものと等価である。図１０に示される実施形態において、高周波加熱システム１００１は加熱システムとして使用される。高周波加熱システム１００１は、アンテナ１００２と高周波トランスミッタ１００４を備える。アンテナ１００２はターゲットゾーン８０４の近くにある。トランスミッタ１００４によって生成され、アンテナ１００２によって放射される高周波エネルギを使用して、ターゲットゾーン８０４を選択的に加熱する。この実施形態において、高周波トランスミッタ１００４は、ハードウェアインタフェース６２４に接続されているように示されている。プロセッサ６２６及びコンピュータストレージ６３０とコンピュータメモリ６３２のコンテンツを使用して、図９の高密度焦点式超音波システム９０２をプロセッサ６２６により制御する方法と等価な手法により、高周波トランスミッタ１００４を制御する。
図１１は、導電率をどのように使用して温度測定を実行することができるかを示す図である。図１１には、様々な異なるサンプルの正規化された導電率に対する温度１１００のプロットが示されている。これらのサンプルは、電気特性トモグラフィ測定に基づいて磁気共鳴を使用して測定されたものである。導電率の測定値は、摂氏２３℃ごとで導電率を分割することによって正規化される。このプロットから、電気特性トモグラフィによって測定されるような、水１１０６、トマト１１０８、リンゴ１１１０、シュニッツェル１１１２の正規化された導電率は、摂氏０〜８０℃の範囲にわたってほぼ等しいことがわかる。線１１０４は、Ａ． Ｓｔｏｇｒｙｎ著「Equations for calculating the dielectric constant of saline water」，IEEE Trans. Microwave Theory Tech.，MTT-19，733-736，1971（非特許文献３）から取った値を示す。これは、被検体内の導電率を測定することによって、温度の比較的正確な測定を行うことが可能であることを示す。また、正規化されるとき、測定値は本質的に同じである。これは、被検体のある部位の組織又は物質構成が分からないとしても、温度における相対的な変化を、正規化された導電率の変化により決定することができることを示す。しかしながら、被検体の部位の組織又は物質構成が分かれば、その後、校正なしの完全な測定を行うことができる。
図１１に示される測定値は、バードケージヘッドコイルを使用する臨床用の１．５Ｔスキャナ（可能であれば、オランダのフィリップスヘルスケアのものが最善である）を使用して測定されたものである。水ファントム、調理されたトマトピューレ及び調理されていないリンゴピューレ（全て２００ｃｍ３）は、３Ｄ平衡（３Ｄ balanced）ＦＦＥシーケンス（ＴＥ／ＴＲ＝２．３／４．６ｍｓ、アルファ＝４５°、ボクセルサイズ１×１×３ｍｍ３）を使用して測定されたものである。子羊のサンプル（シュニッツェル １ｋｇ）は、３Ｄ ＴＳＥシーケンス（ＴＥ／ＴＲ＝６／４００ｍｓ、ボクセルサイズ１×１×３ｍｍ３）を使用して測定されたものである。異なるプローブの温度は、ＭＲＩ撮像中に光学温度測定を使用して測定されたものである。異なるプローブは、マイクロ波オーブンを使用して最大温度まで加熱された。これらのプローブの後の温度低下の間に、導電率を、ＭＲスキャナで上述のシーケンスを使用して５〜１５分の時間間隔で測定した。追加の一連の測定値は、冷蔵庫で冷却し、続いて室温まで温めた水ファントムを用いて得られたものである。更なる測定は、冷却した未調理の子羊のサンプルで実行される。導電率の再構築は、位相ベースのＥＰＴを使用して行われた。再構築された導電率を、中央の２ＤのＲＯＩ（φ＝２ｃｍ）にわたって平均化した。
図１１は、本方法が、広範な生化学的サンプルに適用可能であり、ＥＰＴを用いて明確に測定可能であることを示している。マイクロ波を介した組織の加熱について調査した例において、この熱効率は、識別することができなかった潜在的な生化学的影響を却下する、
図１２は、電気特性トモグラフィを使用して、どのように誘電率を用いて温度を測定することができるかを示している。図１２では、正規化された誘電率１２０２に対する温度１２００のプロットが示されている。誘電率は、摂氏２５℃の室温で誘電率が８０になるように正規化される。線１２０４は、Ａ． Ｓｔｏｇｒｙｎ著「Equations for calculating the dielectric constant of saline water」，IEEE Trans. Microwave Theory Tech.，MTT-19，733-736，1971（非特許文献３）から取った値を示す。
１２０６とラベル付された十字は、電気特性トモグラフィを使用して異なる温度で水に対して実行された測定値を示す。図１１及び図１２は、導電率及び／又は誘電率を用いて、磁気共鳴画像システムを使用して温度の正確な測定値を取ることが可能であることを示している。
本発明を、図面及び上記の説明で詳細に図示し、説明したが、そのような図示及び説明は、例示又は実施例であって、限定ではないと見なされるべきであり、本発明は開示される実施形態に限定されない。
開示される実施形態に対する他の変形は、当業者が特許請求に係る発明を実践する際に、図面、本開示及び添付の特許請求の範囲の教示から理解され、達成される可能性がある。特許請求の範囲において、「備える（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」という用語は、他の要素又はステップを除外するものではなく、不定冠詞「ある、１つの（ａ、ａｎ）」等は、複数形を除外しない。単一のプロセッサ又は他のユニットは、特許請求の範囲に記載される幾つかのアイテムの機能を満たすことがある。特定の手段が、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、これらの手段の組み合わせを有利に用いることができないことを意味するものではない。コンピュータプログラムを、他のハードウェアとともに又はその一部として提供される光記憶媒体又は半導体媒体のような適切な媒体上に格納／分散させてもよいが、他の形態ではインターネットや他の有線又は無線通信システムを介して分散させてもよい。特許請求の範囲におけるいずれかの参照符号も、その範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。
符号の説明
６００ 医療機器
６０２ 磁気共鳴映像システム
６０４ 磁石
６０６ 磁石の穴
６０８ 撮像ゾーン
６１０ 勾配磁場コイル
６１２ 勾配磁場コイル電源
６１４ 高周波（ＲＦ）コイル
６１６ 高周波（ＲＦ）トランシーバ
６１８ 被検体
６２０ 被検体サポート
６２２ コンピュータシステム
６２４ ハードウェアインタフェース
６２６ プロセッサ
６２８ ユーザインタフェース
６３０ コンピュータストレージ
６３２ コンピュータメモリ
６４０ パルスシーケンス
６４２ Ｂ１磁場磁気共鳴データ
６４４ Ｂ１マップデータ
６４６ 温度マップ
６６０ 制御モジュール
６６２ Ｂ１マップ再構築モジュール
６６４ 温度マップ再構築モジュール
７００ 医療機器
７４０ Ｂ１磁場位相マップ
７４２ Ｂ１磁場振幅マップ
７４４ 導電率マップ
７４６ 誘電率マップ
７４８ 磁気共鳴データ
７５０ 磁気共鳴画像
７５２ 組織型マップ
７５４ 比吸収率マップ
７６０ 画像再構築モジュール
７６２ 画像セグメント化モジュール
７６４ 比吸収率マップ計算モジュール
８００ 医療機器
８０２ 加熱システム
８０４ ターゲットゾーン
８４０ 治療計画
８４２ 加熱システム制御コマンド
８６０ 加熱システム制御生成モジュール
９００ 医療機器
９０２ 高密度焦点式超音波システム
９０４ 液体充填室
９０６ 超音波トランデューサ
９０８ 機構
９１０ 機械アクチュエータ／電源
９１２ 超音波の経路
９１４ 超音波ウィンドウ
９１６ ジェルパッド
９１８ 音波処理ポイント
１０００ 医療機器
１００１ 高周波加熱システム
１００２ アンテナ
１００４ 高周波トランスミッタ
１１００ 温度
１１０２ 正規化された導電率
１１０４ Ｈ２Ｏの文献
１１０６ Ｈ２Ｏの実験
１１０８ トマトの実験
１１１０ リンゴの実験
１１１２ シュニッツェルの実験
１２００ 温度
１２０２ 正規化された誘電率
１２０４ Ｈ２Ｏの文献
１２０６ Ｈ２Ｏの実験

Claims (15)

  1. 医療機器であって、
    撮像ゾーン内の被検体から磁気共鳴データを取得する、撮像ゾーンを有する磁石を備えた磁気共鳴画像システムと；
    機械実行可能な命令を格納するためのメモリと；
    当該医療機器を制御するためのプロセッサと；
    を備え、前記命令の実行により前記プロセッサに、
    前記磁気共鳴画像システムを使用してＢ１磁場マップ磁気共鳴データを取得させ、該Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データは、Ｂ１磁場マップを構築するのに使用され得るデータ又は情報を備えており、
    前記Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データを使用して導電率マップ及び／又は誘電率マップを計算させ、
    少なくとも部分的に前記導電率マップ及び／又は誘電率マップを使用することによって温度マップを決定させる、
    医療機器。
  2. 前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、
    前記Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データを使用してＢ１磁場位相マップを決定させ、
    前記Ｂ１磁場位相マップから導電率マップを計算させ、前記温度マップが、少なくとも部分的に該導電率マップを使用して決定される、
    請求項１に記載の医療機器。
  3. 前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、
    前記Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データを使用してＢ１磁場振幅マップを決定させ、
    前記Ｂ１磁場振幅マップから誘電率マップを計算させ、前記温度マップが、少なくとも部分的に該誘電率マップを使用して決定される、
    請求項１又は２に記載の医療機器。
  4. 前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、
    前記Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データを使用してＢ１磁場振幅マップ及びＢ１磁場位相マップを決定させ、
    前記Ｂ１磁場位相マップ及び前記Ｂ１磁場振幅マップから導電率マップを計算させ、
    前記Ｂ１磁場位相マップ及び前記Ｂ１磁場振幅マップから誘電率マップを計算させ、前記温度マップが、少なくとも部分的に該導電率マップ及び誘電率マップを使用して決定される、
    請求項１に記載の医療機器。
  5. 前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、
    前記磁気共鳴画像システムを使用して磁気共鳴データを取得させ、
    前記磁気共鳴データから画像データを再構築させる、
    請求項１乃至４のいずれかに記載の医療機器。
  6. 前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、
    前記画像データをセグメント化させ、
    前記セグメント化された画像データから組織型マップを決定させ、前記温度マップの決定が、少なくとも部分的に該組織型マップを使用して校正される、
    請求項５に記載の医療機器。
  7. 当該医療機器はディスプレイを更に備え、
    前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、前記温度マップ及び前記画像データを該ディスプレイに表示させる、
    請求項５又は６に記載の医療機器。
  8. 前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、
    前記温度マップを使用する前記磁気共鳴データの取得によって生じる電磁エネルギの比吸収率を推定させる、
    請求項１乃至７のいずれかに記載の医療機器。
  9. 前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、
    分光磁気共鳴データを取得させ、
    前記分光磁気共鳴データを使用して校正熱マップを計算させ、前記温度マップの決定が、少なくとも部分的に該校正熱マップを使用して校正される、
    請求項１乃至８のいずれかに記載の医療機器。
  10. 前記温度マップの計算が、少なくとも部分的に仮定の校正熱マップを使用して校正される、
    請求項１乃至９のいずれかに記載の医療機器。
  11. 当該医療機器は更に加熱システムを備え、前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、
    前記被検体内のターゲットゾーンについての加熱を説明する治療計画を受け取らせ、
    前記加熱システムを使用して前記ターゲットゾーンを加熱させ、前記加熱システムが前記治療計画及び前記温度マップに従って制御される、
    請求項１乃至１０のいずれかに記載の医療機器。
  12. 前記命令の実行は更に、前記プロセッサに、
    繰り返し前記Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データを再取得させ、前記温度マップを再計算させ、
    前記再計算された温度マップを使用して前記ターゲットゾーンへの加熱を調整させる、
    請求項１１に記載の医療機器。
  13. 前記加熱システムは、高密度焦点式超音波システム、高周波加熱システム、マイクロ波アブレーションシステム、温熱治療システム、レーザー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のうちのいずれか１つである、
    請求項１１又は１２に記載の医療機器。
  14. 温度マップを決定する磁気共鳴画像システムの作動方法であって、
    前記磁気共鳴画像システムを使用してＢ１磁場マップ磁気共鳴データを取得するステップであって、該Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データは、Ｂ１磁場マップを構築するのに使用され得るデータ又は情報を備える、ステップと；
    前記Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データを使用して導電率マップ及び／又は誘電率マップを計算するステップと；
    少なくとも部分的に前記導電率マップ及び／又は誘電率マップを使用することによって前記温度マップを決定するステップと；
    を備える、前記磁気共鳴画像システムの作動方法。
  15. 医療機器を制御するプロセッサによる実行のためのコンピュータ実行可能命令を含むコンピュータプログラムであって、前記医療機器は磁気共鳴画像システムを備え、該磁気共鳴画像システムは、磁気共鳴データを撮像ゾーン内の被検体から取得するための撮像ゾーンを有する磁石を備え、前記命令の実行は、前記プロセッサに、
    前記磁気共鳴画像システムを使用してＢ１磁場マップ磁気共鳴データを取得させ、該Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データは、Ｂ１磁場マップを構築するのに使用され得るデータ又は情報を備えており、
    前記Ｂ１磁場マップ磁気共鳴データを使用して導電率マップ及び／又は誘電率マップを計算させ、
    少なくとも部分的に前記導電率マップ及び／又は誘電率マップを使用することにより温度マップを決定させる、
    コンピュータプログラム。
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