JP6448905B2 - 適応高周波アブレーションのための温度フィードバックのためのシステム及び方法 - Google Patents

Description

本開示は医療技術に関し、より具体的にはアブレーション手術を計画するために温度フィードバックを利用するためのシステムと方法に関する。

高周波アブレーション（ＲＦＡ）などのアブレーション手術はより侵襲的な外科手術の代替案として近年ますます実行されてきている。ＲＦＡ中、非絶縁先端を持つ電極が、超音波、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）若しくは磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）ガイド下で除去されるべき腫瘍若しくは病変の中に挿入される。電極が配置されると、高周波電流が先端に印加され、これは６０℃を超える組織加熱と細胞死を生じる。

針先端周辺の体積よりも大きい腫瘍を破壊するには、針先端が腫瘍の異なる部分を除去するように繰り返し再配置される必要があり、処置された体積は部分的に互いに重なっている。このプロセスは"複合アブレーション"ともよばれるアブレーションのセットによって腫瘍全体がカバーされるまで繰り返される必要がある。

現在、こうした複合アブレーションは超音波（ＵＳ）若しくはＣＴからの基本イメージングガイド下で、ただし通常はナビゲーション支援なしに、定量的な若しくはコンピュータ化された計画なしに、実行される。手術の結果は医師の直観と経験に大きく依存する。複合アブレーション計画及び実行のプロセスは難しく、（より小さい）個別アブレーションでの計画標的体積（ＰＴＶ）の完全カバーは一般に驚くほど多数のアブレーションを要することが指摘されている。

従って、"頭の中で計画された"複合アブレーションがＰＴＶを実際に完全にカバーする、又はこれがＰＴＶを最適な方法で、すなわち最低限のアブレーションで（各アブレーションは１２乃至２０分かかる）カバーするという保証はない。また、"頭の中の計画"に従ってアブレーションプローブを実行若しくは配置する不正確さのために、実際に得られるＰＴＶカバー範囲は腫瘍を根絶するには不十分であり、局所腫瘍再発につながり得る。

腫瘍周辺の健常組織に過度の損傷を生じることなく、腫瘍周辺に０．５‐１．０ｃｍの追加安全マージンを加えた全腫瘍体積（この複合体積が計画標的体積（ＰＴＶ）とよばれる）をカバーするために、最適数を（典型的には可能な限り少なく）計算して複数の重複するアブレーションを実施する上での問題に対処するＲＦＡ計画システムが開発されている。計画システムは腫瘍カバー範囲に対する計画されたアブレーションの影響を臨床医が視覚化して定量的に評価することを可能にする。

ＲＦＡ電極先端及び超音波振動子プローブ位置及び方向の空間追跡の一形態（例えば電磁／光学手段）を利用するナビゲーションシステムもまた、例えば事前に収集された医用画像（例えばＣＴスキャン）の三次元座標を直接ＲＦＡ電極位置の基準とすることによって、従来の画像ガイドを改良するために開発されている。しかしながら、これらのナビゲーションシステムは計画システムとは独立して存在し、従って手術計画を実行する若しくは反復的に改良するには有用でない。

高周波アブレーション（ＲＦＡ）手術中に実際に得られるアブレーションのサイズ若しくは形状は腫瘍体積に隣接する血管内の血流の存在によって影響される。アブレーション付近の血流の冷却効果は"ヒートシンク"効果とよばれる。ヒートシンク効果はアブレーション全体の形状を変えることであり、不完全な治療を生じ得る。これは腫瘍の再発につながる可能性がある。完全な治療を確実にするために、得られるアブレーション形状はＰＴＶ全体をカバーする必要がある。残存（未除去）ＰＴＶ領域は通常は術中に造影ＣＴ若しくは造影ＵＳを実行することによって発見される。しかしながら、造影剤の使用は一部の患者によっては示されず若しくはあまり耐えられない可能性がある。従って、造影若しくは特殊ＣＴスキャンの使用を伴わない完全治療を確実にするために、得られるアブレーションの形状／サイズの有意義な指標が必要とされる。

本発明の原理によれば、アブレーションプローブを用いて標的を除去すること、及び標的周辺の温度情報を収集することを含む、アブレーションのためのシステムと方法が提供される。アブレーション体積の形状は温度情報に基づいて決定される。形状は標的の画像に対してディスプレイ上に表示される。

一実施形態において、アブレーションシステムはアブレーションプローブと、プローブを励起するためにプローブに結合し、標的体積周辺組織から温度情報を収集するように構成される高周波発生器とを含む。温度情報が収集される位置が決定されることができるようにイメージングモダリティに基準位置を提供するためにマーカがプローブ上に取り付けられる。モジュールは温度情報に基づいてアブレーション体積の形状を決定し、標的体積の画像に対してディスプレイ上に形状を表示するように構成される。

別の実施形態において、ワークステーションはプロセッサとプロセッサに結合するメモリを含む。メモリはプロセッサとともに、アブレーションプロセス中に測定される温度情報に基づいてアブレーション体積の形状を決定し、標的体積の画像に対してディスプレイ上に形状を表示するモジュールを記憶し実行するように構成される。

本開示のこれらの及び他の目的、特徴及び利点は、添付の図面と関連して読まれるその実施形態例の以下の詳細な説明から明らかとなる。

本開示は以下の図面を参照して好適な実施形態の以下の説明を詳細に提示する。

一実施形態例にかかる温度フィードバックを利用するアブレーションシステムを示すブロック図である。 一実施形態例にかかる、マーカを特定タインに位置合わせしてＲＦＡプローブが展開された複数のアブレーションによるアブレーション手術を示す図である。 一実施形態例にかかる、新たなアブレーション形状を計算する際に利用されるべきアブレーション直径と温度の関係を示すプロットである。 一実施形態例にかかる、曲線を形成するように補間されたＲＦＡプローブに埋め込まれた五つの温度センサの各々に対する測定温度を示すチャートとプロットである。 アブレーションの公称若しくは予想形状に一致する各センサ上の等しい温度を示す円形コンター（等値線）と図４の曲線を示すプロットである。 本発明の原理にかかるアブレーション形状を調節するためのスプラインによって計算される調節されたコンターと図４の曲線を示すプロットである。 一実施形態例にかかる温度フィードバックを利用するアブレーション法を示すフロー図である。 本発明の原理にかかる、さらなるアブレーション計画が実行されることができるように複数のアブレーション形状を標的領域上に重ね合わせた、計画治療体積（ＰＴＶ）を伴う画像を例示的に示す図である。

本開示は複数の正確に配置される高周波アブレーション（ＲＦＡ）で最適腫瘍カバー範囲を計画するためのシステムと方法を記載する。市販のＲＦＡ電極で作られるアブレーション体積は製造業者によって所定直径の球形若しくは楕円形と名目上定義される。しかしながら、実際の手術では、得られるアブレーション形状／サイズは患者によって異なり、腫瘍の局所環境、例えば血管に近いこと、こうした血管におけるサイズ若しくは血流速度などのヒートシンク効果に依存する。

本発明の原理によれば、ＲＦＡ電極はアブレーション中に得られる温度を観察するための温度センサを埋め込み得る。この温度情報はアブレーションプロセスを調節するために電極を駆動するＲＦ発生器によって使用される。温度はアブレーションプロセスの安全性、有効性、完了などを評価するために臨床医によって定性的にも観察される。一実施形態において、温度測定は単一アブレーションの完了時に得られるアブレーション形状／サイズを推定する定量的方法に組み込まれる。この情報は残存腫瘍体積を計算するために使用され、更新される計画が残存腫瘍を最適にカバーするために必要なアブレーションの数と配置を計算することを可能にする。本発明の原理によれば、ＲＦＡ電極からの温度測定はフィードバックシステムとして使用されるべく得られるアブレーションサイズ／形状を推定するために利用される。

ＲＦＡプローブは除去されている組織の温度を感知する針電極先端（若しくは個別タイン）に埋め込まれる温度センサを含み得る。マルチタインＲＦＡプローブ（例えばＡｎｇｉｏｄｙｎａｍｉｃｓ（登録商標）のＳｔａｒｂｕｒｓｔ（登録商標）ＸＬ／ＸＬｉ ＲＦＡ電極）の場合、ＲＦＡプローブを駆動するＲＦ発生器はアブレーション完了の基準を用いる。そうした基準の一つは、複数センサにわたる平均温度の測定が予め規定される時間にわたってユーザ指定標的温度よりも高いことである。

特に有用な一実施形態において、アブレーションの終わりに各タインで測定される温度は近くの血管内の血流の存在に起因する熱損失を感知するために使用され得る。大きな血管の近くのタインはいかなる血管からもさらに遠いタインと比較してより低い組織内の達成温度を記録すると考えられる。この温度測定はアブレーション中に組織に挿入されるＲＦＡプローブに電力を供給するＲＦ発生器上で連続的に表示され得る。温度測定は、対応するＲＦ発生器によって駆動される特定ＲＦＡ電極に対して製造業者によって規定される公称若しくは所定形状／サイズからの形状の起こり得る変化を推定するために、アブレーション中若しくはアブレーションの完了時に有利に利用される。

本発明は医療機器、特にアブレーション機器に関して記載されるが、本発明の教示はもっと広く、冷凍アブレーション及び同様のものなど、熱若しくは熱発生技術若しくは冷却技術を用いて組織を破壊するのに利用されるいかなる機器にも適用できることが理解されるべきである。特に、本発明の原理は肺、胃腸管、排出器官、血管などといった身体の全領域における手術に適用可能である。図面に描かれる要素はハードウェア及びソフトウェアの様々な組み合わせで実現され、単一要素若しくは複数要素に組み合わされ得る機能を提供し得る。

図面に図示される様々な要素の機能は専用ハードウェア並びに適切なソフトウェアと関連してソフトウェアを実行することができるハードウェアの使用を通して提供されることができる。プロセッサによって提供されるとき、機能は単一専用プロセッサによって、単一共有プロセッサによって、若しくは一部が共有されることができる複数の個別プロセッサによって、提供されることができる。さらに、"プロセッサ"若しくは"コントローラ"という語の明示的使用はソフトウェアを実行できるハードウェアを排他的にあらわすものと解釈されてはならず、限定されることなく、デジタル信号プロセッサ（"ＤＳＰ"）ハードウェア、ソフトウェアを記憶するためのリードオンリーメモリ（"ＲＯＭ"）、ランダムアクセスメモリ（"ＲＡＭ"）、不揮発性記憶装置などを非明示的に含むことができる。

さらに、本発明の原理、態様、実施形態並びにその特定の実施例を列挙する本明細書の全記載は、その構造的及び機能的均等物の両方を包含することが意図される。加えて、かかる均等物は現在既知の均等物並びに将来開発される均等物（すなわち構造にかかわらず同じ機能を実行する開発される任意の要素）の両方を含むことが意図される。従って、例えば、本明細書に提示されるブロック図は本発明の原理を具体化する例示的なシステムコンポーネント及び／又は回路の概念図をあらわすことが当業者によって理解される。同様に、任意のフローチャート、フロー図及び同様のものは、実質的にコンピュータ可読記憶媒体であらわされ、コンピュータ若しくはプロセッサによってそのように実行され得る様々なプロセスを、かかるコンピュータ若しくはプロセッサが明示的に示されるか否かを問わず、あらわすことが理解される。

さらに、本発明の実施形態は、コンピュータ若しくは任意の命令実行システムによる若しくはそれらと関連する使用のためのプログラムコードを提供する、コンピュータ使用可能若しくはコンピュータ可読記憶媒体からアクセス可能なコンピュータプログラム製品の形をとることができる。この説明の目的のために、コンピュータ使用可能若しくはコンピュータ可読記憶媒体は、命令実行システム、装置、若しくはデバイスによる若しくはそれらと関連する使用のためのプログラムを、包含、記憶、通信、伝播、若しくは輸送し得る、任意の装置であることができる。媒体は電子、磁気、光学、電磁、赤外線、若しくは半導体システム（又は装置若しくはデバイス）又は伝播媒体であることができる。コンピュータ可読媒体の例は、半導体若しくは固体メモリ、磁気テープ、リムーバブルコンピュータディスケット、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、リードオンリーメモリ（ＲＯＭ）、固定磁気ディスク、及び光学ディスクを含む。光学ディスクの現在の実施例はコンパクトディスク‐リードオンリーメモリ（ＣＤ‐ＲＯＭ）、コンパクトディスク‐リード／ライト（ＣＤ‐Ｒ／Ｗ）及びＤＶＤを含む。

図面において類似する数字は同じ若しくは同様の要素をあらわし、最初に図１を参照すると、温度フィードバックを用いてアブレーション形状及びサイズの定量的推定を可能にするシステム１００が例示的に図示される。システム１００は一つ以上の埋め込み温度センサ１０４（例えば単一タインに沿って若しくは複数タイン上に取り付けられる）を持つ高周波アブレーション（ＲＦＡ）プローブ１０２（例えば単一タイン若しくはマルチタインプローブ）を含む。温度センサ１０４は好適にはＲＦＡプローブ１０２の上若しくは中に取り付けられるが、温度を測定する他の方法が利用されてもよい。例えば、個別装置（例えば針）が組織温度を測定するために領域内に挿入され得る。

他の装置は接触若しくは間接測定（例えばサーマルイメージング）を通じて温度測定を提供するセンサ若しくは画像機器を持つカテーテル若しくは装置を含み得る。一実施形態において、プローブ１０２は（例えば単針若しくは三重クラスタプローブにおいて）単一温度センサのみを含み得る。ＲＦＡプローブ１０２が埋め込み温度センサ１０４を持たない場合、標的体積の近くに挿入される先端に埋め込み温度センサ１０４を持つファインゲージ針がアブレーション領域周辺の温度分布を決定するために利用され得る。

ＲＦ発生器１０６は例えばディスプレイ１１０を用いてユーザに計画／ナビゲーション／アブレーションフィードバック情報を提供するワークステーション１０８へ温度データを通信する。ワークステーション１０８はコンピュータプロセッサ１１２、ディスプレイ１１０、ユーザインターフェース１１４（例えばマウス、キーボードなど）及びデータとソフトウェアを記憶するためのメモリ１２０を含み得る。メモリ１２０はアブレーション部位周辺のアブレーション体積の最も可能性の高い形状／サイズを決定するために温度フィードバック情報を利用するように構成される温度コンター（等値線）モジュール１２２を含み得るソフトウェアを含む。

モジュール１２２はプローブ１０２上のどこかに固定されるマーカ１２４に対する温度センサ１０４の位置を決定する。このように、温度センサ位置が所与の測定についてマーカ１２４に対してわかる。モジュール１２２は医用イメージングモダリティ１２６（例えばＣＴ、超音波）の使用によって特定アブレーション治療中に展開されるプローブ１０２上の温度センサ１０４並びにマーカ１２４の位置を決定することができる。イメージングモダリティ１２６はスキャナ若しくは他の画像装置（例えばＣＴ、ＵＳ、Ｘ線など）を含む。超音波若しくは（回転）Ｘ線イメージングがスキャンのために（例えばＣＴの代わりに）利用され得る。マルチタインプローブ１０２が利用される場合、タインは温度センサの位置が例えばＥＭ追跡を用いてマーカ１２４に対してわかる場合は、ＣＴデータから個別に抽出される必要がない。

マーカ１２４は代替的に（ＲＦＡプローブのＣＴ画像を用いる代わりに）医用画像に対するＲＦＡプローブ位置を決定するために使用されることができる空間追跡システム／装置を含み得る。例えば、６自由度電磁（ＥＭ）追跡センサがマーカ１２４としてＲＦＡプローブ上に配置されることができる。そしてＲＦＡタイン２０３上の温度センサ１０４の位置がこの固定ＥＭ追跡センサに対して識別されることができる（一回限りのキャリブレーション）。これはアブレーション中に温度センサ１０４の位置がわかることを可能にし、温度データがＥＭ追跡センサへの空間的レジストレーションで取得される任意のモダリティ画像上に正確に空間的にレジストレーションされることを可能にする。

モジュール１２２はＲＦ発生器１０６から連続温度データを収集し、ＰＴＶに挿入されたＲＦＡプローブ１０２を示す画像スキャン上に重ね合わされる温度データを表示する。重ね合わされる温度データはＲＦＡプローブ上に配置されるマーカを用いて空間的に正確な位置において示される。温度データは得られたアブレーション形状をあらわすために平行赤道面上の半径方向に沿って推定アブレーション直径に変換されることができる。領域内の特定点における温度データが表示され、アブレーション形状もまたＰＴＶ内部の除去されたボクセルの体積を表示するためにＣＴスキャン及びＰＴＶ上に重ね合わされることができる。ＲＦアブレーションフィードバック法は残存ＰＴＶを計算するために全ＰＴＶからＰＴＶ内部の除去されたボクセルを引く。残存ＰＴＶは未処置領域をあらわし、更新されるＲＦＡ計画計算への入力である。加えて、温度フィードバック若しくは計算されるアブレーション体積は除去された領域を表示するために他の画像情報、例えばリアルタイム超音波エコー輝度を利用し得る。

温度フィードバックに基づいて、モジュール１２２は温度データに基づいて得られたアブレーション形状若しくは治療領域を計算することができる。対象の内部領域のマップ体積若しくは他の画像を用いて、温度データは病変若しくは腫瘍に対する計画標的体積（ＰＴＶ）にわたって温度分布を重ね合わせることによってディスプレイ１１０上に視覚化されることができる。温度データを用いて、モジュール１２２はＲＦＡプローブ１０２によるアブレーションの形状とサイズへの変形を計算する。この変形アブレーション形状は臨床医若しくは医師が病変部位のより正確なバージョンを視覚化することができるようにＰＴＶ上に重ね合わされることができる。

モジュール１２２はさらに、元のＰＴＶ内部にもある変形アブレーション形状内部の全除去ボクセルを引くことによって、残存ＰＴＶが計算され視覚化されることを提供する。アブレーション手術中の残存ＰＴＶの計算はフィードバックのために変形アブレーション形状を用いることによって実行される。

ＲＦＡ計画ツール１３０がメモリ１２０に記憶され、アブレーションが術中に実行される際に全ＰＴＶ若しくは残存ＰＴＶをカバーするアブレーションの最適な数及び配置を計算する。製造業者が規定するＲＦＡ手術を計画するためのアブレーションの理想サイズ及び形状を仮定する。これは未かん流の完全に一様な組織の仮定の下で達成され得るが、この形状はかん流される不均一な組織におけるアブレーションにとっては非現実的である。近くの血管内の血流はアブレーション領域を局所的に冷やすことによってアブレーションの形状を変更する。所定タイン（マルチタインプローブ１０２の場合）においてセンサ１０４によって測定される最高温度が５０℃よりも低い場合、感知領域周辺組織が除去されている可能性は低い。システム１００はプローブが挿入される組織領域にセンサの３Ｄ位置を幾何学的にレジストレーションすることによって各センサ１０４からの温度測定値の相関関係を可能にする。これは温度マップが決定されてアブレーション形状に重ね合わされることを可能にし、その結果製造業者によって規定される所定形状からの形状の起こり得る変化を推定する。

フィードバックの手段として温度を用いることは医師が埋め込み温度センサ１０４とともにプローブ１０２若しくはアブレーション装置自体を利用してアブレーション形状１３４を推定することを可能にする。これはアブレーション領域周辺の一つ若しくは複数の画像内の解剖学的特徴に重ね合わされる実際の温度の視覚化を可能にする。アブレーション半径は各温度測定について推定され、その変形アブレーション形状に対応する三次元体積が計算される。これはアブレーションの所定方向に沿った熱損失の影響が推定されるように温度フィードバックを用いて処理されることができ、ＲＦＡプローブ１０２からの温度フィードバックに基づいてアブレーション形状を推定する計算が提供されるので、残存ＰＴＶ１３６を推定するために造影超音波若しくは造影ＣＴスキャンは必要ない。

引き続き図１を参照しながら図２を参照すると、マルチタインプローブ１０２が例示的に図示される。プローブ１０２のタイン２０３は温度センサ１０４を含み得る。温度データはＲＦ発生器１０６からＲＦＡ手術計画、ナビゲーション及びフィードバックを実行する外部コンピュータ（ワークステーション１０８）へ提供される。このデータは例えばＵＳＢ、シリアルポート、パラレルポート、ネットワークインターフェースなどの任意の適切な方法を介して提供されることができる。マルチタインＲＦＡプローブ１０２は円柱状に対称な形状であり得る。温度センサ１０４はこれらのタインの一部の上に配置されるが、どのセンサが特定タイン２０３上の温度を示すかは先験的にわからない。マーカ１２４はＲＦＡプローブ１０２上に配置され、センサから特定タインへ温度を正確に位置合わせする。例えば、マルチタインプローブが＃１，２，３，４，５とマークされる五つの温度センサを持つ場合、マーカ１２４はセンサ＃１上の温度測定値を記録するタイン２０３と共通の方向に配向されるという慣習をたてる。このマーカ１２４は、展開されるタイン（これはＣＴ下で容易に見える）と、それによってその特定タイン２０３の方向に沿った温度測定と関連付けられるべきであるため、例えばＣＴスキャンにおいて容易に識別できる材料で作られるべきである。

マーカ１２４はＲＦＡプローブ１０２の治療機能を妨げることなくＲＦＡプローブ１０２にしっかりと取り付けられるべきである。可能な位置はプローブハンドル又はプローブハンドルに最も近い絶縁シャフト上であり得る。マーカ１２４は図２において＃１とマークされるタイン２０３と整列するように図示される。

発生器１０６によって駆動されるアブレーションプローブ１０２は規定アブレーション直径を持つ回転楕円体若しくは楕円体形状アブレーションを生じるようにプローブ製造業者によって規定される。楕円形状アブレーションは三つの独立直径を持つ。回転楕円体形状アブレーションは三つの直径を持ちそのうち二つが等しい。実際には、円柱状に対称なアブレーションが回転楕円体として規定される。ＲＦＡプローブ１０２の軸（ハンドルから針先端）に垂直なアブレーション直径は赤道直径であり、ＲＦＡプローブ１０２の軸に平行なアブレーション直径は極直径である。

図２において、第１経路２１９は病変２１０の組織に遠位に進められるアブレーションプローブ１０２を持ち、アブレーション手術はサーマルアブレーション２１２をもたらす。そして、さらに追加アブレーション２１４及び２１６を実行するためにプローブは近位に引っ込められる。手術はアブレーション２１８をもたらす新たな経路２２０を続ける。これは病変２１０が完全に処置されるまで続く。除去される組織は好適には病変２１０を超えて広がるが、不必要に健常組織を破壊することはない。

各アブレーションについて、ＲＦ発生器１０６は通常アブレーション終了法で、例えばプローブによって記録される平均温度が、アブレーションが完了したとみなされる前に所定値を超えるために必要な時間をユーザに規定させる方法で、プログラムされる。規定条件に達すると、ＲＦ発生器１０６はＲＦＡプローブ１０２への電力を遮断する。理想条件下で、全温度センサ１０４がアブレーションの開始からアブレーションの終了まで一様な温度増加を記録した場合、及び対称的に配置された全センサ１０４で記録された最終温度が等しかった場合は、得られたアブレーションの赤道直径と極直径が最適であると予想する。これらの最適直径は製造業者規定アブレーション直径に等しいと仮定され得るか、又はこれらは事前キャリブレーション試験から、若しくは有限要素モデルを用いるシミュレーション試験を介して取得され得る。

単一温度センサプローブ１０２の場合、温度データは赤道面内の除去領域の単一直径を修正するために使用され得る。これは全体のアブレーション形状を回転楕円体に維持するが、全体のアブレーションサイズに影響を及ぼす組織内の微小かん流の影響をとる。温度が複数の針若しくはプローブ１０２と独立する他の装置によって測定される場合、アブレーション形状はキャリブレーション試験若しくは同様のものにおいて（例えば図３のように）理想温度に対するアブレーション中に記録された実際の温度を推定することによって推定されることができる。アブレーション電極先端から温度センサまでの距離は温度に影響を及ぼす。

キャリブレーション試験は例えば一様な非かん流組織（すなわち全タイン２０３がほぼ等しい温度を記録すると期待される）に対して実行され、そこで組織学／アブレーション後造影ＣＴ若しくはＭＲスキャンからの実際のアブレーション直径は、アブレーションが完了したとマークするために発生器が電力を遮断する直前にアブレーションの終了時に記録された温度測定値に関連付けられる。このキャリブレーション試験はタイン上で記録される平均温度の関数として実際のアブレーション直径を記録し得る。

図３を参照すると、アブレーション直径対温度の関係のプロット３００が例示的に図示される。プロット３００はアブレーション中に測定される温度をアブレーション形状の幾何学と関連付ける。こうした関数はＣＴ若しくはＭＲＩスキャンにおける除去領域を示すグラフィック表示をもたらすモジュール１２２にプログラムされることができる。異なる温度プロファイルを持つ、又は他の条件に関連する（例えば非対称温度分布）他のプロットが表示される形状とサイズを調節するために利用され得る。

他の情報（例えば患者の臨床条件、全かん流など）若しくはモデル（例えばＲＦＡプローブ付近のセグメント化血管を考えた伝熱の有限要素モデリング）もまた、血流の存在下でどのようにアブレーションが修正される可能性があるかの関係を決定するために利用され得ることができる。例えば、アブレーションから既知の距離、方向、流れなどにおける血管の冷却効果の存在下での有限要素モデリング（ＦＥＭ）は温度センサの位置における温度の計算を可能にする。

ＲＦＡプローブ１０２からの温度データにおける非対称性がわかると、近くの血流が推定されることができ、図３のキャリブレーション試験から得られるアブレーション直径を温度に関連付ける関係の代わりにＦＥＭモデル関係を用いてアブレーション形状が調節されることができる。

再度図２を参照し、引き続き図１を参照すると、ＲＦＡプローブ１０２が臨床医（若しくはインターベンション放射線科医）によって承認される正確な位置に進められるときの位置を確認するためにＣＴスキャンが使用され得る。臨床医は図２の通り重なり合うアブレーションのセットの配置を計算し視覚化するためにＲＦＡ計画ツール１３０も利用し得る。ＣＴスキャンはマーカ１２４を含む露出タインの各々と一緒に展開されるＲＦＡプローブ１０２の最終位置を示す。マーカの方向はタイン２０３上の特定温度センサと（例えば番号＃１のセンサを仮定）、及びセンサ＃１に対して既知の幾何学的位置にある異なるタイン上の他の温度センサ１０４と整列され得る。タイン２０３はＣＴスキャン上でセグメント化若しくはトレースされることができる。各タイン上の温度センサ１０４の既知の空間位置は組織内の特定ボクセルに対応する。この位置はＲＦＡプローブの設計からわかり、例えば温度センサ１０４はタイン先端において、若しくはタイン先端から既知の距離において埋め込まれ得る。幾何学的レジストレーションは本発明のシステム／方法がＣＴスキャンにおける特定組織点上に重ね合わされるＲＦ発生器１０６から通信される特定温度値を重ね合わせることを可能にする。

センサ１０４からの温度が組織内の特定ボクセルに幾何学的にレジストレーションされると、アブレーション形状に対する影響が推定される。全タインが組織内で一様に展開される場合、温度センサ１０４（典型的には各タイン２０３上に対称的に配置される）は一意的な三次元面上にある。従って、これらの感知される温度点に対応するボクセルは理想アブレーション回転楕円体の赤道面に平行な幾何学的面上にある。

図４を参照すると、チャート３０２はアブレーションにおける一部の点での五つのセンサ位置＃１‐５から記録される温度データプロット３０４の一実施例を示す。この実施例は平均温度７９．２℃の６５℃‐９０℃に及ぶ異なる個別温度を示す。ＲＦ発生器（１０６）は平均温度が５分よりも長く６０℃よりも高かったときにアブレーションを終了するようにプログラムされている。これはアブレーション成功とみなされる。しかしながら、たった６５℃であるタイン＃４（７時の位置）に対しタイン＃３（５時の位置）上の温度は９０℃である。これはアブレーション形状にいくらかの不均一性がある可能性があることを示唆する。

図３の関数を用いて、例えば、補間法（例えば線形、スプラインなど）を用いてこの温度分布に対する考えられるアブレーション形状を推定することができる。例えば、４．０ｃｍの一様な最大アブレーション直径が温度１０５℃に対して得られるとした場合（図３に従って）、アブレーション直径は全方向において一様な４ｃｍとなり得る。図５Ａは温度１０５℃における回転楕円体アブレーションの４ｃｍの赤道直径を示す一様な円４０１を図示する。しかしながら、図４の温度分布（プロット３０４）の場合、アブレーション直径は図５Ｂに図示の通り変形し得る。図５Ｂはスプライン補間４０２並びに線形補間３０４を示す。図５Ａ及び５Ｂにおいて、縦軸目盛４０８は０から５ｃｍの得られた直径を示し、センサ番号１‐５が多角形の外側に分布する。センサが１０５℃を測定する場合（図３から）、アブレーション形状の直径は４ｃｍである。これはアブレーション体積の直径に温度を関連付けるために全温度測定に対して実行される。

この面内のアブレーション形状はもはや円ではなく、一般化二次元閉コンター（４０２）である。このコンター４０２はアブレーションの赤道面に平行な単一面上のアブレーション形状を反映する。赤道面から離れて動く平行面に沿って、この変形形状の比例的に縮小されたバージョンを用いる。比例定数は単純に赤道面上の円の直径に対するその面上の元の一様な円の直径である。この手順はアブレーション回転楕円体の極軸に沿って変形したアブレーション形状を生じる。

数学的に、変形したアブレーション形状を決定するためにモジュール１２２を用いて実行され得るステップは、以下の通りである：

１．アブレーション回転楕円体は各赤道面（ｘ‐ｙ平面）内に円形コンターを持つ。針の軸はｚ座標をあらわす。円の直径は極座標（ｚ）の関数として変化する。Ｄ（ｚ）が値ｚ（極値）における均一アブレーション（円形コンター）の直径をあらわす関数であると仮定する。アブレーションの赤道面はｚ＝ｚ_０の固定値にある。

２．アブレーション直径を観察温度に関連付ける観察温度分布（図４）及び測定キャリブレーション（図３）を用いて変形コンターｆ（ｘ，ｙ，ｚ＝ｚ_０）が赤道面上で計算される。

３．赤道面に平行な全平面について、円の中心に対するｆ（ｘ，ｙ，ｚ＝ｚ_０＋ｄ）上の変形コンター点が値Ｄ（ｚ＝ｚ_０＋ｄ）／Ｄ（ｚ＝ｚ_０）によって比例的に縮小される。これは一様なアブレーション回転楕円体と比較して全赤道面上の比例的に縮小される歪んだアブレーション形状を生じる。

これらの複数のコンターはセンサ位置に沿って測定温度の影響を反映する三次元アブレーション形状を生じる。残存ＰＴＶはこの三次元アブレーション形状に含まれる全ボクセルを引いた後の元のＰＴＶの残りである。

一実施形態によれば、単一タインセンサ（例えば図７参照）は一つ以上の温度センサがその上に配置される針若しくはカテーテルを含み得る。一つ以上の温度センサが赤道面内の代わりに針の極軸に沿って位置する場合、個々の温度測定はセンサが位置する赤道面内の標準アブレーション形状の公称直径を比例的に縮小するために使用され得る。回転楕円体形状の標準アブレーションの場合、赤道面内のアブレーションコンター（温度センサの位置を含む）は公称直径Ｄ（ｚ＝ｚ１）の円である。図３は所与のセンサ位置に対する測定温度とその赤道面内の得られるアブレーション直径との間の関係を確立する。所与のセンサ位置に対して測定される実際の温度はセンサの面に対する得られるアブレーション直径を決定する。他の面に対する得られるアブレーション直径はセンサの面内の得られるアブレーション直径に比例して縮小される。

図６を参照すると、フィードバックとして温度情報を用いる組織を除去するための方法が一実施形態に従って図示される。ブロック５０２において、初期治療計画が標的組織を治療するために随意にたてられる。これは対象内の計画治療体積（ＰＴＶ）を定義することを含み得る。ブロック５０４において、アブレーションプローブが対象内の標的組織へガイドされる。

ブロック５０８において、選択位置で、好適には治療計画に従って組織を破壊するためにアブレーションプローブが励起される。ブロック５１０において、アブレーション中（及びアブレーション後）に標的組織若しくはその付近で温度が観察される。プローブ上に取り付けられ得る若しくは別々に配置され得る温度センサ（例えば針など）を用いて標的周辺の温度情報が収集される。温度センサが別々に配置される場合、これらはアブレーション体積周辺温度を測定するために標的の近くに挿入され得る。温度情報はマルチタインアブレーションプローブ上の温度センサを用いても測定され得る。ブロック５１１において、既知の位置に対して温度情報が収集される。位置は複数の方法で決定され、例えばマーカ若しくはトラッカが利用されて温度センサの位置を識別し、治療されている組織内の空間位置にセンサ位置をレジストレーションする、イメージングモダリティで取得される画像への空間的レジストレーションをもたらす。

ブロック５１２において、アブレーション体積の形状が温度情報に基づいて決定される。温度情報はアブレーション形状が温度分布への歪みの結果として修正される必要があるかどうかを決定するために利用される。これらの歪みは血流、対象の解剖学的構造、若しくは他の影響の結果であり得る。アブレーション体積の形状はブロック５１４においてアブレーション幾何学形状対温度の関係に従って標準形状アブレーション体積を変形させることによって決定され得る。関係はキャリブレーション試験、有限要素モデルなどのモデル、などを含み得る。一実施形態において、標準形状はブロック５１６において関係に従って補間を用いてアブレーションコンターを計算し、アブレーションの形状をもたらすように他の領域内の形状を比例的に調節することによって変形若しくは調整される。

ブロック５２０において、その歪みなどを伴う形状が標的の画像に対してディスプレイ上に表示される。このように、除去領域のより正確な描画が見られ、これは未処置腫瘍若しくは他の組織が術後に残る可能性を減らす。表示画像はブロック５２２において対象の三次元画像上に重ね合わされるアブレーション体積の形状を含み得る。このように、標的の除去部分は画像、計画標的体積（ＰＴＶ）、他のアブレーションなどに対して視覚化されることができる。

ブロック５２４において、ＰＴＶに従って後続アブレーションが継続されて表示され得る。ＰＴＶは好適には視覚的に、術中に推定される複数の変形アブレーション形状と比較される。図７はこうした表示の実施形態例を示す。複数の変形アブレーション形状は残存ＰＴＶを規定する。ブロック５２６において元のＰＴＶ全体の治療を確実にするために残存ＰＴＶをカバーするよう追加アブレーションを伴う計画が計算される。

図７を参照すると、表示画像例６０２が描かれる。画像６０２は患者６１０内部の標的領域６０４のＣＴスキャン若しくは他の画像を含む。この実施形態では単一タイン装置６２０が利用される。単一タイン装置６２０はその長さに沿って一つ以上のセンサ１０４を含み得る。装置は針、カテーテル若しくは他の装置であり得る。マーカ１２４も装置６２０の位置決めを補助するために利用され得る。ＰＴＶ領域６１２が生成され画像６０２内に描かれる。加えて、本発明の原理に従って非常に正確な外科手術を促進するために温度フィードバックによって修正されるアブレーション体積６１４がＰＴＶとともに描かれる。

添付の請求項を解釈するには、以下のことが理解されるべきである：
ａ）"有する"という語は所与の請求項に列挙されるもの以外の要素若しくは動作の存在を除外しない。
ｂ）ある要素に先行する"ａ"若しくは"ａｎ"という語はかかる要素の複数の存在を除外しない。
ｃ）請求項内の任意の参照符号はその範囲を限定しない。
ｄ）複数の"手段"は同じ項目又はハードウェア若しくはソフトウェア実装構造若しくは機能によってあらわされ得る。
ｅ）明示しない限り特定の動作順序が要求されることを意図しない。

適応高周波アブレーションのための温度フィードバックのためのシステム及び方法の好適な実施形態を記載したが（これらは例示であって限定ではないことが意図される）、上記教示を考慮して修正及び変更が当業者によってなされ得ることが留意される。従って添付の請求項によって概説される通り本明細書に開示の実施形態の範囲内にある開示の特定の実施形態において変更がなされ得ることが理解される。特許法によって要求される細目と詳細がこのように記載されているが、特許証によって保護されるべき特許請求の範囲は添付の請求項に記載される。

Claims (12)

1. アブレーションプローブと、
   前記プローブを励起するために前記プローブに結合し、標的体積周辺組織から温度情報を収集する高周波発生器と、
   前記温度情報が収集される位置が決定されることができるようにイメージングモダリティに基準位置を提供する、前記プローブ上に取り付けられるマーカと、
   前記温度情報に基づいてアブレーション体積の形状を決定し、前記イメージングモダリティで取得された前記標的体積の画像上に前記形状を重ね合わせてディスプレイ上に表示するモジュールとを有し、
   前記アブレーション体積の形状の決定が、前記標的体積周辺組織から収集された前記温度情報における血流の影響を温度分布の歪みとして推定し、前記血流の影響を含む前記温度情報に基づいて前記アブレーション体積の形状を修正することを含む、システム。
2. 前記プローブが前記温度情報を収集するための複数のタイン上の温度センサを持つマルチタインアブレーションプローブを含む、請求項１に記載のシステム。
3. アブレーション幾何学形状対温度の関係をさらに有し、前記関係が前記温度情報に基づいてアブレーション体積の形状変化を決定するために利用される、請求項１に記載のシステム。
4. 標準形状からの前記形状変化が前記アブレーションの形状を比例的に調節するために前記関係に従って補間を用いて計算されるアブレーションコンターを含む、請求項３に記載のシステム。
5. 前記モジュールが前記標的体積の三次元画像内に前記アブレーション体積の形状を重ね合わせる、請求項１に記載のシステム。
6. 計画標的体積全体の治療を確実にするように前記計画標的体積と複数の表示されるアブレーション形状を用いて次のアブレーションを計画するために前記計画標的体積が前記複数の表示されるアブレーション形状と視覚的に比較される、請求項１に記載のシステム。
7. プロセッサと、
   前記プロセッサに結合するメモリとを有し、前記メモリが前記プロセッサとともに、アブレーションプロセス中に測定される温度情報に基づいてアブレーション体積の形状を決定し、イメージングモダリティで取得された標的体積の画像上に前記形状を重ね合わせてディスプレイ上に表示するモジュールを記憶し実行し、前記アブレーション体積の形状の決定が、前記標的体積周辺組織から収集された前記温度情報における血流の影響を温度分布の歪みとして推定し、前記血流の影響を含む前記温度情報に基づいて前記アブレーション体積の形状を修正することを含む、ワークステーション。
8. 前記温度情報が複数のタイン上に温度センサを持つマルチタインアブレーションプローブによって集められる、請求項７に記載のワークステーション。
9. アブレーション幾何学形状対温度の関係をさらに有し、前記関係が前記温度情報に基づいてアブレーション体積の形状変化を決定するために利用される、請求項７に記載のワークステーション。
10. 標準形状からの前記形状変化が前記アブレーションの形状を比例的に調節するために前記関係に従って補間を用いて計算されるアブレーションコンターを含む、請求項９に記載のワークステーション。
11. 前記モジュールが前記標的体積の三次元画像内に前記アブレーション体積の形状を重ね合わせる、請求項７に記載のワークステーション。
12. 計画標的体積全体の治療を確実にするように前記計画標的体積と複数の表示されるアブレーション形状を用いて次のアブレーションを計画するために前記計画標的体積が前記複数の表示されるアブレーション形状と視覚的に比較される、請求項７に記載のワークステーション。

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