JP6629328B2 - 患者特有超音波熱歪温度較正 - Google Patents

Description

本発明は、温度を決定するために超音波熱歪測定を使うこと、より詳しくは、内部で利用される熱センサとの使用に関する。

熱アブレーション技術は、最も経験のある外科医にさえ危険を突きつける大手術の優秀な代替である。これらの技術は、最小侵襲性であり、（ＲＦ、凍結及びマイクロ波アブレーション）ニードルのみを必要とし、超音波熱源、例えば、ＨＩＦＵ（high intensity focused ultrasound）のような非侵襲性熱源を必要とする。殆どの手術において、癌組織は、６０℃より高い温度まで加熱され、凝固される。

高周波アブレーション（RFA）は、現在アメリカ合衆国における唯一のFDA承認の最小侵襲性加熱治療である。ＲＦアブレーションは４６０乃至５００ｋＨｚの交流電流が導電するアクティブ電極チップを備えるプローブを使う。電流は、人の身体を通じて、患者の背中又は大腿部に配置されるグランドパッドまで伝達する。電流は、イオン運動及び摩擦加熱をもたらされる。熱は、次に、腫瘍領域を除去するために、熱伝導を通じて消散される。肝臓癌を処置するためにＲＦＡが用いられる。西欧世界において転移性肝がんのおよそ500,000の新たな症例があり、世界中に一次肝がんに対しておよそ100万の新たな症例がある（そのうちの83%は発展途上国にある）。 RFA及びマイクロ波除去治療は、報告される多数の肝がん（例えば、2009年だけで433,000の新たな症例）のために中国で非常に広まっている。現在の治療プロトコルはデバイスメーカーの仕様から予測される単純な球状アブレーションボリュームを使う。 実際の治療ボリュームは予測から大いにそれ、かなりの再発率（およそ35%）をもたらす。

ＲＦアブレーションは通常、超音波撮像、ＣＴ（computed tomography）撮像、又はＭＲＩ（magnetic resonance imaging）誘導によっても実行できる。フォローアップ検査は、例えばアブレーションの効果を評価するために１ヶ月以内に、及び余病又は再発を検出するために腫瘍マーカと共に３ヶ月間隔で再度、ＣＴスキャン又はＭＲＩを用いて行われる。腫瘍細胞を適切に殺すのに十分なアブレーションサイズを監視し制御する能力がないために、高い再発率の理由になっている。アブレーションゾーンの温度マップを提供することにより、医師にリアルタイムフィードバックを提供する。これは、ＭＲに基づく温度イメージングに伴う妥当な精度をもって達成され得る。しかしながら、ＭＲＩは、高価であり、直ちに利用できない。超音波は、ニードルの配置の間に画像誘導のために使用され得る別のモダリティである。使用の簡易さ及び可用性から、超音波は、病変を監視する好適な方法であり得る。しかしながら、治療をモニタリングするために現在使用される唯一の方法は、Ｂモード画像における高エコー域病変を視覚化することによる。低いコントラストが、正常及び切除組織の間に存在する。視覚的アーチファクトは、ガスバブルからもたらされる。このように、現在の超音波による視覚化は、単に近似であり、治療効果を良好に示さない。また、エコー発生性のためのガスバブルに対する依拠は、バブル構造がアブレーションのために必要とされるそれらより上がる温度で主に起こる問題に遭遇し、潜在的に不必要な細胞損傷及びプロシージャの延長をもたらす。

アブレーションモニタリングの他の提案された超音波技術は、超音波温度測定である。 超音波温度測定は、3D空間及び時間ディメンションにおける熱治療の間、温度分布をマッピングすることを潜在的に可能にすることができる。（温度上昇の時間履歴から導出される）熱ドーズの概念を通じて、アブレーションゾーンの範囲は、全てのボリュームに渡って決定されることができる。 それゆえに、超音波温度測定は、アブレーションゾーンのまばらなサンプリングだけを提供する単一又はいくつかの熱電対から得られる温度測定に渡って重要な利点を提供する。超音波温度測定の基本的原理は、組織内における音の速度が温度の関数として変化することである。この変化は、超音波エコー内における見かけのシフト、つまり変位として現れる。（超音波ビーム方向に沿った変位の差分をとることにより導出される）結果としてもたらされる温度によって誘発された変形は、最大５０℃までの範囲の温度上昇に名目上比例する。比例定数（温度係数に対する熱歪）は、対応する熱歪を生成する既知の温度上昇が注意されるウォータバスで実行される較正を通じて通常推定される。 そのような研究は、異なる体組織タイプのための較正カーブを明らかにする。 Varghese、T.、ダニエルズ、M. J.、「高周波アブレーションの間の温度推定のリアルタイム較正」（超音波イメージング、26(3)：185-200 (2004)（以下「Varghese」））である。各々温度上昇を熱歪に関連づけるカーブは各々、50°Cまで拡大する低体温温度範囲に渡って基本的に線形になるように見える。それに従って比例定数は組織タイプごとに導出されることができる。マッカーシー、米国特許出願公開2013/0204240は、熱電対を含む一体型カテーテルチップ（ICT）を開示する。ICTは高熱治療のために使われる。熱電対からの読取りはICTに隣接する温度を測るために使用される。加熱はマイクロ波エネルギによってもたらされ、治療領域の温度のより完全な画像が所望されるため、線量計も測定で使われる。

比例ファクタ較正の上記のVarghese法は、実験室での研究で可能だが、臨床状況では可能でない。 確かに、文献から入手可能な特定の組織タイプのために較正カーブが使われることができる。 しかしながら、そのような値は、組織組成におけるローカル変動及び方法の差からもたらされる高い標準偏差にとるただの近似である。 所与の組織タイプのためにさえ、組織組成、例えば水分及び脂肪分に基づいて超音波伝播速度の温度依存はかなり変化する。 構成は、所与の患者のために、肝臓のような同じ器官内でさえ、ローカルに変化することができる。 それゆえに、所与の患者及び被験体のために、比例ファクタ、すなわち、温度-歪係数のその場推定は、意図されたアブレーション領域160を通じてローカル温度を知る際により大きな精度余裕を有する。 正確な測定温度は、アブレーション形態で正確に温度を予測するために、熱モデルに入力されることができる。その場推定のために、現場における熱電対を介した熱治療のサイトにおいて生体内の信頼できる「グラウンドトゥルース」温度値を得ることが以下ここに提案される。熱電対は、RFアブレーション電極のタインのチップにある。 発明の技術の適用は高熱治療に及ぶ。たとえば熱電対が高熱治療において使われるマッカーシーにおいて、超音波温度測定は、領域の温度モニタリングのためのマイクロ波に対して経済的で安全な選択肢を提供する。 ここに提案される患者特有係数を使うことは、超音波-温度測定に基づくモニタリングをより正確にする。

ここに提案される態様において、熱歪から組織温度を導出する装置は、熱歪測定モジュールを含む。 モジュールは、被験体内において、温度センサが配置される位置を囲む領域における熱歪を測るために超音波を使う。センサが被験体の内部にある間、センサを介して、センサで温度を測るように構成される温度測定モジュールも含まれる。患者特有熱歪・温度変化比例較正モジュールも更に含まれる。較正モジュールは、係数を較正するように構成され、温度測定モジュールの出力から導出される位置における温度パラメータの測定及び歪測定モジュールを介して得られる位置における熱歪の測定に基づいてそうするように構成される。その他の位置に対して、他の温度パラメータを評価する際に、領域内における他の位置から導出される熱歪測定とともに、係数は使用可能である。

アブレーションコンテキストにおいて、操作上、臨床医はテストショット又は数度までの加熱を実行し、超音波データは集められる。 超音波歪推定は全ての意図されたアブレーション領域に渡って得られ、患者特有係数は決定される。 この係数の場合、温度推定は、領域に渡って得られる。 人体の平熱が37°Cであるため、温度推定は50°Cより下、すなわち、高熱範囲内にある。 モデルは、この場合、アブレーションレンジで温度を予測するために用いられる。 モデルへの入力は超音波決定温度推定であり、パワー及びインピーダンスのようなアブレーションデバイスパラメータである。 それから、モデルは熱伝導率及び電気伝導率の様々な組合せで実行される。これは、出力温度分布を、 テストショットによって得られるものと最もマッチするような最適化としてなされる。 最適化は、下記の等式でなされる。

ここでkは熱伝導率であり、ρは密度であり、Cは比熱であり、σは電気伝導率である。

それから、モデルは決定されるk及びσで再初期化され、アブレーション温度を予測するために、これらの値で実行される。 上記のテストショット及び後続するモデル初期化プロシージャは3-4分で完了することができる。 この場合、臨床医はアブレーションプロシージャを開始する準備ができている。 このモードにおいて、治療が進むと、リアルタイムパワー及びインピーダンスプロファイルはアブレーションジェネレータからモデルに渡される。これらのプロファイルは、電気伝導率及び熱伝導率の異なる値を備える様々な温度プロファイルのデータベースの部分であり、プロファイルは、患者がテーブルにいる前でさえ先験的に生成される。プロファイルの各々は、RFアブレーションジェネレータの特定の出力及び電極を通じて、回路を完成するパッド上へ、RFアブレーションジェネレータから流れる電流におけるインピーダンスに関連する。プロファイルは、領域を通じて増加する温度に出力及びインピーダンスを関連付ける。 モデルは、ジェネレータからのパワー及びインピーダンス入力のための各時間ステップにおいて3次元（3D）ボリュームを通じて現在のアブレーション温度を計算し、熱ドーズ輪郭は治療進行として進む。この進行は、リアルタイムにスクリーン上で視覚化される。 臨床医の判断、又は意図されたアブレーション領域への自動画像マッチングを介して、輪郭が腫瘍境界線をマージンでカバーすると、治療は止められる。より複雑なモデルは、k及びσの異質ゾーンを有し、全ての組織に対してたった一つのk及びσではない。 熱モデルの例は、アナンド他による国際出願公開WO 2014/076621で提供される。

温度係数較正への患者特有超音波熱歪のための新たな技術の詳細は、寸法通りではない以下の図面を用いて、さらに以下に述べられる。

本発明による温度係数較正に対する患者特有超音波熱歪を概略的な概念図である。 図1に示される構造で実行できる方法論の特定のバリエーションのフローチャートである。

図は、例示によって、及び非限定的な例によって、熱歪から組織温度を導出する装置100を表す。 装置100は、RFアブレーションジェネレータ102、エネルギ交換及び検出デバイス104、RF接地パッド106、及び超音波イメージングシステム108を含む。

RFアブレーションジェネレータ102は、温度測定モジュール110及び通信モジュール112を含む。

エネルギ交換及び検出デバイス104は、アブレーションニードル114及びニードルホルダ116を含む。

超音波イメージングシステム108は、超音波イメージングプローブ118、熱歪測定モジュール120、患者特有熱歪・温度変化比例較正モジュール122、治療モニタリングモジュール124、ディスプレイ126及びユーザ制御インタフェース128を含む。

RFアブレーション電極130は、アブレーションニードル114内に含まれ、一つ又はそれより多くのタイン132を有する。 各々のタイン132は、遠位端において、チップを有する。 熱電対138又は他の熱センサは、チップからわずかにオフセットされる。

モジュールの全て及び他のデータ処理要素は、ハードウェア、ソフトウェアやファームウェアの何れかの既知の、適切な組合せで実現される。

また、アブレーションニードルの代わりに、カテーテルが電極130をもたらす。

更に、アブレーションのための電極の代わりに、エネルギ交換及び検出デバイス104によってもたらされるマイクロ波を介したマイクロ波アブレーションのような、内部の温度センサを使う他のアブレーション技術が使用される。

超音波温度測定が温度をモニタリングするために用いられる、高熱に基づく治療のような非アブレーションアプリケーションもここに提案されることの意図された範囲内である。

イメージングプローブ118は、経胸腔的であり、経食道心エコー検査法（TEE）プローブのような内部プローブである。

B-モード超音波画像140は、例示の目的のために図1においてディスプレイ126上に示される。 温度マップ142は、画像140上に覆われる。

装置100は、式147によって示されるように、熱歪150及び温度差151の間の比例ファクタとしての役割を果たす温度係数148に患者特有超音波熱歪を較正するように、（図1におけるスイッチ可能な矢印146とともに概念的に表される）係数較正モード144で動作可能である。係数較正モード144において、RFアブレーションジェネレータ102は低電力で動かされ、50°Cより下に組織の温度を保つ。それは43°C、たとえば又は37°C 乃至43°Cの範囲において保たれる。

これは、高熱温度-フィールド決定モード152によって後続される。 このモード152において、較正係数148は、意図されたアブレーション領域を通じた位置に対して計算された熱歪150に適用される。

熱モデル初期化モード153は、温度フィールドをモデルの出力温度と比較することから識別され得る組織特性のためのモデルを初期化するために、決定される温度フィールド及びアブレーションデバイスパラメータを使う。

装置100は、アブレーションのために、RFアブレーションジェネレータ102がより高いパワーで動かされる、体組織アブレーション及び並列モデル実行モード、又は「組織アブレーションモード」154でも動作可能である。組織は、55°Cより高い温度、通常60°Cより高い温度まで加熱される。 モデルは、組織アブレーションモード154でも継続的に動作する。 アブレーション治療は、人間又は動物の患者上で実行される。

超音波のパルス156は係数較正モード144で放出され、リターンパルス158は意図されたアブレーション領域160において熱歪を評価するために解析される。 係数較正モード144における熱歪150の測定は、例えば、装置110の二倍の超音波空間分解能（横方向又は軸方向）の熱電対に中心をもつ半径内において熱電対138でなされ、係数148を較正するために用いられる。

アブレーションニードル162のために、一つ又はそれより多くのタイン164a-gの各々は、その遠位端163で各々の熱電対138を有する。

計算されるべき特定の較正係数148に関連すべきボリュメトリック領域168aはタイン164aのための熱電対138の位置166aを部分的又は完全に囲む。 同様に例えば、図1は、各々の熱電対138の位置166fを囲う第二のボリュメトリック領域168fを示す。領域168a、168fは球形として描写されるが、それらは何れかの任意の形状になり得る。

各々の領域168a、168は特定の係数148に関連すべきだが、係数の値は、二つの異なる領域の各々のために計算されるとき、同じになることが分かる。両方の各々の位置166a、166fのすぐ近くの組織組成が同じ又はほとんど同じになる場合、それらは同じ又はほとんど同じになり得る。ユーザインタラクティブなオンスクリーンによって実際に構成されることができる仮想組織組成に基づくディバイダ170が図1に示される。このように、係数148は、ディバイダの他方の側の領域168fより、ディバイダ170の一方の側の領域168aのための異なる値に較正されることが期待され得る。

領域168a、168fはオーバラップする。 たとえば、たとえ領域168a、168fがディバイダ170で切り捨てられても、ディバイダの同じ側の領域はオーバラップする。たとえば、囲まれた位置又は熱電対位置166a以外の 第一の領域168aの場合、他の位置172aがあり、さらなる位置174a、176aがある。 さらなる位置174a、176aの温度が推定されるとき、すなわち、高熱温度-フィールド決定モード152において、第一の領域168aのための係数148は利用される。 しかしながら、他の位置172aがここでも隣接する領域（図示略）内にある場合、選択は、位置を共有する領域の間でなされることができ、又は各々の係数148の平均のような組合せは計算されることができる。 平均は、各々の熱電対位置166a、166fに対する、位置172aの距離によって重み付けされ、又は選択の場合、選択は最も近い熱電対位置に基づいてなされることができる。

図2は、熱歪150から組織温度を導出するためのプロシージャ200もフローチャート例である。 プロシージャ200は、ユーザ介入の必要なしに、自動的にシリーズを通じてモードトゥーモードに移行して、上記のモード144、152、153、154を通じてシリアルに実行される。ニードルホルダ116は、固定的にプローブ118に付けられる（ステップS202）。 ニードルホルダ116が付けられると、プローブ118は、切除されるべき腫瘍をプローブの視野にもたらすように、手動で、又は電動された運動を介して位置決めされる（ステップS204）。プローブ118が2Dトランスデューサアレイを有する場合、視野内の腫瘍状体組織のアブレーションのために、手動又は電動メカニズムの何れかにより、視野内の腫瘍と共に、プロシージャ200を通じて動かない状態に保たれることができる。呼吸又は心拍のような周期的な体運動は、運動ゲーティング及び超音波スペックルに基づくモーショントラッキングの組合せを通じて自動的及びダイナミックに補償されることができる。プローブ118が所定の位置に置かれる場合、ニードル114は、ニードルホルダ116を通じて手動で進められることができ、距離によるオペレータ制御下で被験体180に進められることができる。例えば、ニードル114の近位端は、ニードルがどれくらい進められたかについて示す段階的マーキングを有することができる。この情報はユーザ制御インタフェース128を介して入力される（ステップS206）。したがって、ニードル114の先端は画像空間の既知の位置にあり、腫瘍内又は近距離にある。腫瘍を見ている臨床医は、スクリーン上で意図されたアブレーション領域160をインタラクティブに画定し、規定する（ステップS208）。オペレータ制御中、一つ又はそれより多くのタイン164a-gが拡張される（ステップS210）。タイン164a-gは固くて、突き通される、主に又は完全に腫瘍状である体組織に不変に延在する。このように、タイン164a-g上、又はタイン先端からわずかにオフセットされる熱電対位置166a、166fが知られている。代わりにCTからのX線又は超音波イメージングシステム108にレジストレーションされる蛍光透視法システムは、位置166a、166fを局所化するために使用されることができる。それから、係数較正モード144が開始される（ステップS212）。RFアブレーションジェネレータ102は、組織における温度を50°Cより低く保つ低電力で操作される。それは、43°Cに保たれ、又はたとえば、37°C乃至43°Cの範囲に保たれる。RFアブレーションジェネレータ102は、実効的に、電極130の加熱を、たとえば50°Cの最大温度より下になる、予め指定された温度又は温度範囲にセットする（ステップS214）。また、この点で、RFジェネレータはすべての熱電対138における温度をセルフチェックし始めて、現在の係数較正モード144で、及び上記確認モード152-154を通じて、継続的に温度を調整する。このように熱電対温度は何れの現在の設定温度又は温度範囲にも維持される（ステップS215）。温度読取りはこの場合、それらの各々の位置166a、166fにおけるすべての熱電対138によってなされる（ステップS216）。超音波パルス156はボリュメトリック空間の現在の方向に送出される（ステップS218）。同じ方向のリターンエコーパルス158から、Ａラインは収集され、記録される（ステップS220）。それから、ステップS218及びS220は、意図されたアブレーション領域160のために、各々の方向で繰り返される。 特に、パルス156は送出され（ステップS222）、Ａラインは収集され、記録される（ステップS224）。 2D超音波トランスデューサアレイのために、スキャンは、スキャンラインの上方向に高い列から次第に下方向へ進められる。代わりに一次元のアレイは、同様のスキャンのために機械的に旋回されることができる。スキャンの後、RFアブレーションジェネレータはそれから、各々の電極で温度を上げ、ステップS216-S224は繰り返される（ステップS226）。現在の方向の二つのAラインは相互相関される（ステップS228）。結果としてもたらされるオフセットは、1つのＡラインのセグメントが、オフセットを考慮して、他のＡラインの空間的に近いセグメントと対にされるように、二つのAラインをセグメントに分割するように使用される（ステップS230）。一対のセグメントはグローバルオフセットをローカル値に微調整するために相互相関され、これは各ペアに対してなされる（ステップS232）。ローカル値は熱歪150を計算する際に使用可能な見かけの変位である。特に、ローカル変位は、熱歪150のローカル値をもたらすために、現在の方向、すなわち軸182で識別される（ステップS234）。ローカル歪値は保存される（ステップS235）。ローカル温度差151は、各々の熱電対138に対するステップS227における読取り温度からステップS216で読取られる温度を引くことによって得られる（ステップS236）。係数148は、熱電対138の位置166a、166fにおいて、ローカル温度差151及び熱歪150のローカル値で式147を各々評価することによって較正される（ステップS238）。装置100はこの場合、熱モデル初期化モード153に移行する（ステップS240）。すべての方向の保存されたローカル歪値は、各々のボリュメトリック領域168a、168fの較正係数148によって各々乗算され、又はオーバラップされる領域における位置172aに対して、随意に平均係数によって乗算される（ステップS242）。各々の積、すなわち、評価された温度差151は、ステップS216で測られる、対応する、周囲の開始温度、通常約37°Cに加えられる（ステップS244）。関連する位置172aのための結果としてもたらされる合計は、熱モデル初期化モード153において、熱モデル186に入力される高熱温度フィールド184を構成する（ステップS246）。それから、熱モデル186は熱伝導率及び電気伝導率の様々な組合せで実行される（ステップS248）。モデル生成温度フィールドとの、温度フィールドの最高のマッチングのために、利用される熱及び電気伝導率が決定される（ステップS250）。モデル186はこれらの二つのパラメータで再初期化される（ステップS252）。肝臓組織のモデルの場合、通常のモデルパラメータはたとえば、0.148シーメンス毎メートル（s/m）の電気伝導率、摂氏0.465ワット毎メートル（W/mC）の熱伝導率、1060キログラム毎立方メートル（kg/m³）の密度、摂氏3600ジュール毎キログラム（J/Ckg）の熱容量及び毎秒6.4×10^-3の灌流率になる。

組織アブレーションモード154において、RFアブレーションジェネレータ102からのリアルタイムパワー及びインピーダンスプロファイルは、各々の温度インクリメントを抽出するために（ステップS254）アブレーションの間の現在のパワー及びインピーダンス値に時間ステップごとにマッチングされる。 インクリメントはアブレーション温度188をリアルタイムにもたらすように累積される（ステップS256）。位置特有熱ドーズ測定は継続的に更新される（ステップS258）。これらの測定値及び／又は現在のアブレーション温度は、RFアブレーションジェネレータ102によるパワー生成のための停止ポイントを検出するために閾値化されることができる（ステップS260）。このように、較正係数148に基づいて、領域168a、168f内における一つ又はそれより多くのさらなる位置174a、176aにおける温度のモニタリングは、治療の提供の間、実行される。代わりに閾値化に加えて、一つ又はそれより多くのB-モード画像140が収集され（ステップS262）、各々の複合画像190を形成するために、リアルタイムアブレーション温度フィールド188に対応するカラーコード温度マップ142がB-モード画像に重ね合わされ、又はそれに結合（例えば、アルファブレンド）される（ステップS264）。加熱のための停止ポイントが達せられると、臨床医はそれに応じて視覚的に判断し、それ故に、ユーザ制御インタフェース128を介して、RFアブレーションジェネレータ102によるパワー生成を停止する（ステップS266）。停止が自動的であるか、又はオペレータにより始動されるかにかかわらず、アブレーションはこの場合、完了するため、超音波イメージングシステム108は、RFアブレーションジェネレータ102に、RFアブレーション電極130を介した加熱を停止させる命令を出す（ステップS268）。

本発明は、図面及び上記説明において詳細に例示され、説明されたが、当該例示及び説明は、例示的に見なされるべきであり、限定的に見なされるべきではない。本発明は、開示される実施形状態に限定されない。

たとえば、覆われる温度マップの代わりに、マップはB-モード画像と一緒に表示可能である。

開示された実施形状態の他の変形状態様は、図面、開示内容及び従属請求項の検討から、請求項に係る発明を実施する当業者によって理解され、実施される。請求項において、「含む」との用語は、他の要素又はステップを排除するものではなく、また、「ａ」又は「ａｎ」との不定冠詞も、複数形状を排除するものではない。用語「例示的な」は、「例、例示、又は例証としての役割を果たす」ことを意味するためにここに使われる。「例示的な」と記載される何れの実施例が他の実施例より必ずしも好ましい又は有利と解釈されるべきではなく、及び／又は他の実施例からの特徴の包含を排除すべきではない。特許請求の範囲内の任意の参照符号は、範囲を限定するものとみなされるべきではない。

コンピュータプログラムが、光記憶媒体又はソリッドステート媒体などの適切なコンピュータ読取可能媒体上に、瞬間的に、一時的に、又は長期間にわたって記憶されることができる。こうした媒体は、一時的な伝播信号ではないという意味に限って非一時的であり、しかしながら、例えばレジスタメモリ、プロセッサキャッシュ、ＲＡＭなどの、他の形状式を含む。

単一のプロセッサ又は他のユニットが、請求項に列挙された一つより多くの項目の関数を満たしてよい。特定の手段が互いに異なる従属請求項に列挙されているという単なる事実際、これらの手段の組み合わせを使用しても利点を得られないことを示すものではない。

Claims (15)

1. 熱歪から組織温度を導出する装置であって、
   超音波イメージングプローブと、
   被験体内において、温度センサが配置される位置を囲む領域における熱歪を測定するために前記プローブを介して超音波を使用するように構成される熱歪測定モジュールと、
   前記センサが前記被験体の内部にある間、前記センサを介して、前記センサで温度を測るように構成される温度測定モジュールと、
   係数を較正するように構成される患者特有熱歪・温度変化比例較正モジュールであって、前記較正は、前記温度測定モジュールの出力から導出される前記位置における温度パラメータの測定及び前記歪測定モジュールを介して得られる前記位置における熱歪の測定に基づく、患者特有熱歪・温度変化比例較正モジュールと
   を有し、
   前記装置は、前記他の位置に対して、他の温度パラメータを評価する際に、前記領域内における他の位置から導出される熱歪測定とともに前記較正係数を使用するように構成され、
   前記装置は、(i)熱モデルに、前記他の温度を入力し、前記モデルからの出力に基づいて、前記他の位置で現在のアブレーション温度を決定するように構成され、及び／又は(ii)前記領域において加熱をモニタリングし、前記モニタリングを、熱歪の前記測定及び前記較正係数に基づかせるように構成される、
   装置。
2. 前記囲まれた位置を加熱するように構成される治療送達デバイスを有する、請求項１に記載の装置。
3. 前記デバイスは、前記センサを含み、前記被験体に治療を送達するように構成される、請求項２に記載の装置。
4. 前記デバイスは、前記センサが配置される端部を有するタインを有する高周波アブレーション電極を有する、請求項３に記載の装置。
5. 前記モニタリングは、前記領域において、前記他の位置及び前記囲まれた位置以外の複数の位置において動作し、前記複数の位置に適用される固定パラメータとして前記較正係数に基づく、請求項１に記載の装置。
6. 前記センサを有する治療送達デバイスを有し、前記領域は第一の領域であり、前記デバイスは第二の温度センサを更に有し、前記被験体内において、前記第二のセンサを囲む第二の領域及び前記第一の領域において加熱を並列にモニタリングするように構成され、前記第二の領域のための第二の係数を較正するように更に構成される、請求項５に記載の装置。
7. 表示デバイスを更に有し、前記表示デバイスを介して、前記複数の位置における温度上昇を表すマップと前記複数の位置を囲む超音波画像との両方を同時に描写するように構成され、前記装置は、前記較正係数に基づいて前記温度上昇を計算するように更に構成される、請求項５に記載の装置。
8. 前記描写は前記マップ及びオーバラップするレジストレーションにおける前記画像を示す、請求項７に記載の装置。
9. 治療送達デバイスを有し、前記デバイスによる加熱が摂氏50度より低い最大温度より低く保たれる前記センサ位置における温度をもたらす係数較正動作モードで構成され、前記モードは、前記使用、前記測定、及び前記較正のために動作可能である、請求項１に記載の装置。
10. 治療モニタリングモジュールを有し、前記装置は、前記デバイスによる加熱が摂氏55度より高い最小温度より高く保たれる前記センサ位置における温度をもたらす体組織アブレーションモードで構成され、前記治療モニタリングモジュールは、アブレーションモード加熱において、前記較正係数に基づいて動作するように構成される、請求項９に記載の装置。
11. ユーザ介入の必要なしに、前記係数較正モードから前記体組織アブレーションモードまで自動的に移行するように構成される、請求項１０に記載の装置。
12. 前記他の温度パラメータは温度差である、請求項１に記載の装置。
13. 前記較正は、熱歪の前記測定によって温度パラメータの前記測定を除することを必要とする、請求項１に記載の装置。
14. 前記超音波の使用は、超音波を送出し、前記領域の組織における熱的に誘導される見かけの変位を計算し、前記囲まれた位置における熱歪の前記測定をするために、結果としてもたらされるエコーを相互相関させ、前記送出される超音波の軸方向において、前記変位の各々の一つの変化率を検出することを含む、請求項１に記載の装置。
15. 患者特有熱歪・温度変化比例較正のためのプログラムを実現するコンピュータ読取り可能な媒体であって、前記プログラムは、複数の動作を実行するためのプロセッサによって実行可能な命令を有し、前記複数の動作は、
    治療被験体内において、温度センサが配置される位置を囲む領域における熱歪を測定するために超音波を使用し、
    前記センサが前記被験体の内部にある間、前記センサで温度を測定し、
    前記位置における温度パラメータの測定及び前記位置における熱歪の測定に基づいて係数を較正し、
    前記他の位置に対して、他の温度パラメータを評価する際に、前記領域内における他の位置から導出される熱歪測定とともに前記較正係数を使用し、
    (i)熱モデルに、前記他の温度を入力し、前記モデルからの出力に基づいて、前記他の位置で現在のアブレーション温度を決定し、及び／又は
    (ii)前記領域において加熱をモニタリングし、前記モニタリングを、熱歪の前記測定及び前記較正係数に基づかせる
    動作を含む、コンピュータ読取り可能な媒体。

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