RU2666986C2 - Система терапии для подвода энергии - Google Patents

Система терапии для подвода энергии Download PDF

Info

Publication number
RU2666986C2
RU2666986C2 RU2015149389A RU2015149389A RU2666986C2 RU 2666986 C2 RU2666986 C2 RU 2666986C2 RU 2015149389 A RU2015149389 A RU 2015149389A RU 2015149389 A RU2015149389 A RU 2015149389A RU 2666986 C2 RU2666986 C2 RU 2666986C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
temperature
magnetic resonance
cooling period
thermal
resonance signals
Prior art date
Application number
RU2015149389A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2015149389A3 (ru
RU2015149389A (ru
Inventor
Макс Оскар КОЛЕР
Original Assignee
Профаунд Медикал Инк.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Профаунд Медикал Инк. filed Critical Профаунд Медикал Инк.
Publication of RU2015149389A publication Critical patent/RU2015149389A/ru
Publication of RU2015149389A3 publication Critical patent/RU2015149389A3/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2666986C2 publication Critical patent/RU2666986C2/ru

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N7/00—Ultrasound therapy
    • A61N7/02—Localised ultrasound hyperthermia
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/01—Measuring temperature of body parts ; Diagnostic temperature sensing, e.g. for malignant or inflamed tissue
    • A61B5/015—By temperature mapping of body part
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
    • A61B90/36—Image-producing devices or illumination devices not otherwise provided for
    • A61B90/37—Surgical systems with images on a monitor during operation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/02—Radiation therapy using microwaves
    • A61N5/022—Apparatus adapted for a specific treatment
    • A61N5/025—Warming the body, e.g. hyperthermia treatment
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B2017/00017—Electrical control of surgical instruments
    • A61B2017/00022—Sensing or detecting at the treatment site
    • A61B2017/00084—Temperature
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
    • A61B90/36—Image-producing devices or illumination devices not otherwise provided for
    • A61B90/37—Surgical systems with images on a monitor during operation
    • A61B2090/374—NMR or MRI
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/02—Radiation therapy using microwaves

Abstract

Группа изобретений относится к медицинской технике, а именно к средствам термотерапии с МР-контролем. Система содержит систему термического воздействия для приложения импульсов термического воздействия к мишени в субъекте, при этом импульсы термического воздействия разделены во времени периодом охлаждения, магнитно-резонансную систему для выполнения температурного измерения на субъекте посредством сбора температурно-зависимых магнитно-резонансных сигналов, контроллер для включения или выключения системы термического воздействия на основании температурно-зависимых магнитно-резонансных сигналов, при этом система термического воздействия сконфигурирована для определения окончания периода охлаждения на основании температурного измерения в жире снаружи мишени, выполняемого в течение периода охлаждения, причем температура или изменение температуры определяется термометрией на основе постоянной времени релаксации. Способ определения окончания периода охлаждения в процессе термического воздействия осуществляется посредством системы и содержит этапы, на которых прикладывают импульсы термического воздействия к субъекту, при этом импульсы термического воздействия разделены во времени периодом охлаждения, собирают температурно-зависимые магнитно-резонансные сигналы в жире снаружи мишени в течение периода охлаждения для определения окончания периода охлаждения, причем температура или изменение температуры определяется термометрией на основе постоянной времени релаксации и регулируют период охлаждения на основании температурно-зависимых магнитно-резонансных сигналов. Использование изобретений позволяет повысить точность управления регулированием периода охлаждения. 2 н. и 9 з.п. ф-лы, 2 ил.

Description

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ
Изобретение относится к системе в области термотерапии с МР (магнитно-резонансным) контролем и, в частности, к температурному регулированию.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Во время термотерапии энергию подводят в целевую зону. Энергию можно подавать в виде соникаций в форме сфокусированных ультразвуковых волн. Соникации разделяют во времени временной задержкой между соникациями, чтобы минимизировать выделение тепла. Данная временная задержка является периодом охлаждения.
Документ WO 2010029474 A1 описывает систему термического воздействия с МР контролем, в которой период охлаждения регулируется в зависимости от внефокальной максимальной температуры во время подведения энергии перед периодом охлаждения. Повышение максимальной температуры во внефокальной области приблизительно линейно зависит от плотности подведенной энергии, и поэтому измерение максимальной температуры можно использовать для установки периода охлаждения. Линейная зависимость представляется действительной, когда снижением температуры вследствие рассеяния тепла можно пренебречь в середине внефокального конуса ультразвукового излучения во время нагревания.
Работа Partanen et al, «Reduction of peak acoustic pressure and shaping of heated region by use of multifoci sonications in MR-guided high-intensity focused ultrasound mediated mild hyperthermia», Med Phys 2013, 40(1), относится к умеренной гипертермии, которая выполняется в диапазоне 40-45 градусов Цельсия и подлежит применению в качестве вспомогательного средства как для лучевой терапии, так и для химиотерапии. Авторы Partanen et al. использовали в своей работе алгоритм двоичного управления для управления с обратной связью умеренной гипертермией в реальном времени (реферат, способы). Цель авторов Partanen et al. состоит в выдерживании температур внутри мишени в пределах некоторого диапазона.
Документ US 2012/101412 A1 относится к способу термического воздействия, в котором контролируется температурное поле в области, охватывающей целевую ткань и нецелевую ткань. На основании контролируемого температурного поля, температура в нецелевой ткани активно регулируется.
Заявка WO 2011/021106 A2 относится к способу для выполнения МР температурных измерений по резонансной частоте протонов. Заявка WO 2011/021106 A2 имеет целью решение проблемы, состоящей в том, что во время МР термического формирования изображений основное магнитное поле и градиент магнитного поля могут изменяться из-за различных факторов, не связанных с изменениями температуры. Данные эффекты могут приводить к неверным оценкам температуры.
СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Целью изобретения является создание системы термического воздействия с МР контролем, которая точнее управляет регулированием периода охлаждения.
Данная цель достигается посредством системы термического воздействия с магнитно-резонансным контролем по пункту 1 формулы изобретения.
Данная цель достигается также посредством способа по пункту 11 формулы изобретения или компьютерного программного продукта по пункту 12 формулы изобретения.
Примером термического воздействия является воздействие высокоинтенсивным сфокусированным ультразвуком (HIFU). Абляционная терапия посредством HIFU обычно выполняется приложением нескольких актов нагревания (называемых также соникациями) к целевой ткани в субъекте. Для абляции всего объема интереса обычно требуется несколько соникаций. Часть подведенной энергии всегда поглощается в тканях ближнего поля между внешним преобразователем и целевой фокальной плоскостью. Упомянутые ткани вследствие этого нагреваются и, если предусмотрена недостаточная задержка между соникациями, то в данных тканях будет происходить выделение тепла, которое может, в конечном счете, вызвать ожоги кожи или ожоги жирового слоя. Поэтому во время термического воздействия соникации можно разделять во времени одним или более периодами охлаждения.
Частично вследствие теплоизолирующих свойств жирового слоя субъекта, выделение тепла в нем вызывает больше беспокойства, чем для других тканей в ближнем поле. Обычно, период охлаждения является фиксированным и предварительно заданным или определяется плотностью подаваемой энергии, или определяется наблюдаемой пиковой температурой в водосодержащих тканях в ближнем поле. Обычно, оценку пиковой температуры делают посредством термометрии на основе резонансной частоты протонов (PRF), которая работает только в водосодержащих тканях вследствие отсутствия водородных связей в жире. Поэтому оценку пиковой температуры получают с помощью такой же последовательности визуализации, которая применяется для контроля повышения температуры в целевой области.
Идея изобретения состоит том, что при активном контроле охлаждения можно применить более точное время охлаждения, которое не является чрезмерным и может учитывать пространственные различия температуры внутри жирового слоя. Преимущество данного подхода состоит в том, что он может предотвращать излишнюю временную задержку воздействия.
В соответствии с одним аспектом изобретения, температурные измерения в жире выполняют с использованием термометрии на основе постоянной времени релаксации. Термометрия на основе постоянной времени релаксации (на основе Tl, T2 или T2*) оказалась перспективной для обеспечения, по меньшей мере, качественной температурной карты жирового слоя. Это можно использовать для контроля за тем, когда жировой слой в пределах намеченной траектории пучка следующей соникации достиг достаточно низкой температуры, чтобы допустить начало следующей соникации. В случае, когда температура в жире должна быть аналогичной температуре в начале воздействия, преобразование в (качественную) температуру может даже не требоваться. Если результат измерения T1, T2 или T2* является таким же, как перед началом терапии, то температура также должна быть такой же.
В соответствии с одним аспектом изобретения, окончание периода охлаждения основано на максимальной температуре в области интереса снаружи мишени. В соответствии с одним вариантом осуществления изобретения, максимальную температуру определяют один раз в течение периода охлаждения. Преимущество состоит в том, что остаток периода охлаждения можно использовать для сборов других магнитно-резонансных данных.
В соответствии с другим аспектом изобретения, спектроскопические методы или методы последовательностей мультиэхо также можно использовать для определения температуры на границе между жировыми и мышечными тканями.
В соответствии с одним аспектом изобретения, температурно-зависимые магнитно-резонансные сигналы преобразуются в распределение температур, которое обеспечивает пространственные различия по температуре. В соответствии с другим аспектом, распределение температур отображается для пользователя, который может использовать данное отображение для принятия решения о том, продолжать или нет соникации.
В соответствии с другим аспектом изобретения, пользователь автоматически уведомляется посредством аудио/визуального сигнального устройства, когда температура в контролируемой ткани достаточно снизилась для безопасного продолжения следующей соникации.
Снижение температуры жира в течение периода охлаждения может происходить относительно медленно (обычно, с постоянной времени приблизительно 10 минут). Поэтому, возможно, не обязательно постоянно измерять температуру во время охлаждения. Время между последовательными температурными измерениями в течение периода охлаждения можно использовать для выполнения других МР измерений, как например, визуализации в режиме BOLD (визуализация в зависимости от уровня оксигенации крови), спектроскопии, диффузно-взвешенной визуализации.
В соответствии с одним аспектом изобретения, момент времени температурного измерения выбирается с учетом температурного измерения, выполненного перед периодом охлаждения. Например, для данной цели можно использовать максимальную температуру во внефокальной области. Таким образом, число температурных измерений, необходимых при охлаждении, можно уменьшить. Время в течение периода охлаждения, которое не используется для температурных измерений, можно использовать для выполнения других МР измерений.
В соответствии с другим аспектом изобретения, момент времени температурного измерения выбирается с учетом предыдущего температурного измерения в течение периода охлаждения. Таким образом, частоту выборки можно повышать по мере того, как температура достигает порога, ниже которого безопасно начинать новую соникацию.
В соответствии с другим аспектом изобретения, жировая ткань активно охлаждается в течение периода охлаждения, чтобы ускорить суммарное время воздействия.
Приведенные и другие аспекты изобретения будут очевидны из последующего пояснения со ссылкой на нижеописанные варианты осуществления.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ФИГУР
Фигура 1 - схематичное изображение системы термического воздействия с магнитно-резонансным контролем, в которой применяется изобретение.
Фигура 2 - схематичное представление примерного графика измерений в течение периода охлаждения.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Фигура 1 схематично изображает систему термического воздействия с магнитно-резонансным контролем, в которой применяется изобретение. Интервенционная система с МР контролем содержит магнитно-резонансную систему (показанную не полностью) и систему 30 термотерапии. Систему 30 термотерапии можно как угодно применять для термического воздействия с МР контролем. Термическое воздействие можно, например, прикладывать посредством HIFU или микроволновой антенны. Система термического воздействия сконфигурирована для приложения импульсов термического воздействия, которые разделены периодом охлаждения. Система термического воздействия может включаться или выключаться контроллером (Cont) 35.
Система для магнитно-резонансного исследования содержит основной магнит 10, который создает стационарное однородное поле основного магнита в пределах зоны 14 исследования. Данное основное магнитное поле вызывает частичную ориентацию спинов в объекте, подлежащем исследованию, вдоль силовых линий основного магнитного поля. РЧ (радиочастотная) система снабжена одной или более РЧ антеннами 12 для испускания электромагнитного поля РЧ возбуждения в зону 14 исследования, чтобы возбуждать спины в теле объекта, подлежащего исследованию. Релаксирующие спины испускают магнитно-резонансные сигналы в РЧ диапазоне, которые принимаются РЧ антеннами 12, в частности, в форме РЧ приемных катушек. РЧ система 12 связана с переключателем 11 передачи/приема (TRSwitch), который, в свою очередь, соединен с РЧ усилителем (RFamp) 13. Кроме того, обеспечены градиентные катушки 16 для создания временных магнитных градиентных полей, в частности, градиентных импульсов считывания и градиентов фазового кодирования. Упомянутые градиентные поля обычно ориентированы во взаимно ортогональных направлениях и осуществляют пространственное кодирование магнитно-резонансных сигналов. Обеспечены градиентные усилители (GradAmp) 18 для активации градиентных катушек 16 для генерации магнитных полей с градиентным кодированием. Магнитно-резонансные сигналы, принятые РЧ приемными антеннами 12, передаются в систему сбора данных МРВ (магнитно-резонансной визуализации) MRI, которая включает в себя спектрометр 19. Применяемый МР протокол определяет тип контраста (например, T1-взвешенный или T2-взвешенный) собранных данных. Система 19 сбора данных МРВ (MRacq) представляет данные в главный компьютер (HC) 20. По магнитно-резонансным сигналам может быть реконструировано изображение. Изображение может отображаться на дисплее (Disp) 25.
В одном варианте осуществления изобретение содержит термометрический модуль 26, который получает распределение температур по МР сигналов. Распределение температур может быть качественным распределением. Распределение температур может быть получено, например, в результате сравнения сигналов, основанных на T1, T2 или T2*, собранных перед термическим воздействием, и сигналов такого же типа контраста, собранных в течение периода охлаждения.
В одном варианте осуществления распределение температур отображается для пользователя с помощью дисплея 25. На основании отображаемого распределения температур пользователь может принимать решение, начинать ли или нет новый импульс соникации.
В соответствии с одним вариантом осуществления, система термического воздействия с магнитно-резонансным контролем сконфигурирована с возможностью проверки, аналогичны ли температурно-зависимые магнитно-резонансные сигналы, собранные в течение периода охлаждения, температурно-зависимым магнитно-резонансным сигналам такого же типа контраста, собранным до термического воздействия. В случае, когда упомянутые сигналы аналогичны, температура также будет аналогичной температуре в начале воздействия.
В соответствии с одним вариантом осуществления, температурно-зависимые сигналы собираются с использованием термометрии на основе постоянной времени релаксации (e.g. T1, T2, T2*), чтобы определить температуру или изменение температуры в жировом слое.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения, окончание периода охлаждения определяется на основании максимальной температуры в области интереса снаружи мишени. На основании максимальной температуры можно производить оценку времени, необходимого для снижения максимальной температуры ниже предварительно установленного порога безопасности. Оценку можно производить, например, по модели, описывающей изменение температуры ткани с течением времени. Когда максимальная температура ниже предварительно установленного порога безопасности, продолжение термического воздействия считается безопасным. В соответствии с одним вариантом осуществления изобретения, максимальную температуру определяют один раз в течение периода охлаждения. Таким образом, другое время в течение периода охлаждения можно использовать, например, для сбора других магнитно-резонансных данных, помимо данных, необходимых для определения температуры жира.
В соответствии с другим вариантом осуществления, температурно-зависимые сигналы собираются с использованием спектроскопических методов или методов последовательностей мультиэхо. Данные методы чувствительны к изменениям температуры на границе между мышечной тканью и жиром. Данные методы можно также, в принципе, применять для контроля охлаждения во время абляции в области головного мозга посредством спектрометрической термометрии на основе резонансной частоты протонов в N-ацетиласпартате (NAA-PRF). С помощью спектрометрических методов или методов последовательностей мультиэхо на основе PRF можно различить несколько спектральных пиков, и, зная температурную зависимость пиков, температурную зависимость между пиками можно преобразовать в оценку абсолютной температуры.
В соответствии с другим вариантом осуществления изобретения, система термического воздействия с магнитно-резонансным контролем сконфигурирована с возможностью проверки, соответствует ли температура, найденная по температурно-зависимым магнитно-резонансным сигналам, требованиям безопасности для продолжения соникаций. Данную проверку можно выполнить, например, путем проверки, имеет ли максимальная температура в области или объеме интереса значение ниже предварительно установленного порога безопасности. Это может быть также пространственно зависимое сравнение 2-мерного/3-мерного теплового изображения с предварительно установленным порогом безопасности. Если одно или более представляющих интерес значений температуры соответствует требованиям безопасности для продолжения соникации, то пользователь уведомляется посредством аудио и/или визуального сигнального устройства (AVS) 27, который может быть частью дисплея 25. Поскольку сравнение может выполняться для изображения, то уведомление может поступать в разные моменты времени для разных намеченных позиций соникации с разными сечениями в ближнем поле. Это означает, что соникация будет нагревать только часть ближнего поля или жира, которая пересекается с траекторией пучка. Если траектория пучка рассматриваемой планируемой соникации имеет достаточно низкую температуру, то ее можно подвергать воздействию ультразвуком, даже если другие участки внутри ближнего поля имеют слишком высокую температуру.
В одном варианте осуществления ткань активно охлаждается в течение периода охлаждения для сокращения суммарного времени воздействия посредством внешнего устройства 40 охлаждения (ECD). Длительность охлаждения, температура охлаждающей среды или расход охлаждающей среды регулируются на основании магнитно-резонансных сигналов посредством контроллера. Контроллер может быть составной частью контролера 35.
Фигура 2 схематически изображает пример графика измерений в течение периода охлаждения. На основании температурного измерения непосредственно перед периодом 1 охлаждения определяется момент времени первого температурного измерения в течение периода 2 охлаждения. Затем измерение 1 или 2, или комбинацию обоих измерений можно использовать для определения момента времени измерения 3. Таким образом, частоту выборки можно повышать по мере того, как температура достигает порога, ниже которого безопасно начинать новую соникацию.
Хотя изобретение подробно представлено на чертежах и охарактеризовано в вышеприведенном описании, упомянутые чертежи и описание следует считать наглядными или примерными, а не ограничивающими; изобретение не ограничено раскрытыми вариантами осуществления и может применяться для температурного регулирования в области термического воздействия с МР контролем.

Claims (23)

1. Система термического воздействия с магнитно-резонансным контролем, содержащая:
- систему термического воздействия, сконфигурированную для приложения импульсов термического воздействия к мишени в субъекте, при этом импульсы термического воздействия разделены во времени периодом охлаждения,
- магнитно-резонансную систему, сконфигурированную для выполнения температурного измерения на субъекте посредством сбора температурно-зависимых магнитно-резонансных сигналов,
- контроллер, сконфигурированный для включения или выключения системы термического воздействия на основании температурно-зависимых магнитно-резонансных сигналов,
отличающаяся тем, что
- система термического воздействия с магнитно-резонансным контролем сконфигурирована для определения окончания периода охлаждения на основании температурного измерения в жире снаружи мишени, выполняемого в течение периода охлаждения, причем температура или изменение температуры определяется термометрией на основе постоянной времени релаксации.
2. Система термического воздействия с магнитно-резонансным контролем по п. 1, в которой окончание периода охлаждения определяется на основании максимальной температуры в жире в области интереса.
3. Система термического воздействия с магнитно-резонансным контролем по п. 1 или 2, сконфигурированная для определения момента времени температурного измерения в течение периода охлаждения на основании температурно-зависимых магнитно-резонансных сигналов, собранных в ходе предыдущего температурного измерения.
4. Система термического воздействия с магнитно-резонансным контролем по п. 1 или 2, сконфигурированная для определения момента времени температурного измерения в течение периода охлаждения на основании температурно-зависимых магнитно-резонансных сигналов, собранных до периода охлаждения.
5. Система термического воздействия с магнитно-резонансным контролем по п. 1 или 2, содержащая
- термометрический модуль, сконфигурированный для получения распределения температур из температурно-зависимых магнитно-резонансных сигналов.
6. Система термического воздействия с магнитно-резонансным контролем по п. 5, сконфигурированная для отображения распределения температур.
7. Система термического воздействия с магнитно-резонансным контролем по п. 1 или 2, сконфигурированная для сравнения одного или более представляющих интерес значений температуры, найденных по магнитно-резонансным сигналам с одним или более предварительно установленными порогами безопасности для одного или более представляющих интерес значений температуры, при этом система термического воздействия с магнитно-резонансным контролем также содержит
- аудио и/или визуальное сигнальное устройство, сконфигурированное для уведомления пользователя, когда одно или более представляющих интерес значений температуры ниже одного или более предварительно установленных порогов безопасности.
8. Система термического воздействия с магнитно-резонансным контролем по п. 1 или 2, сконфигурированная с возможностью проверки, аналогичны ли температурно-зависимые магнитно-резонансные сигналы, собранные до воздействия, температурно-зависимым магнитно-резонансным сигналам такого же типа контраста, собранным в течение периода охлаждения.
9. Система термического воздействия с магнитно-резонансным контролем по п. 1 или 2, сконфигурированная для определения температуры или изменения температуры на границе между жировой и мышечной тканями или внутри головного мозга на основании спектроскопических методов или методов последовательностей мультиэхо.
10. Система термического воздействия с магнитно-резонансным контролем по п. 1 или 2, содержащая:
- внешнее устройство охлаждения, выполняющее функцию активного охлаждения тканей;
- контроллер для регулирования, по меньшей мере, одного из параметров: длительности охлаждения, температуры охлаждающей среды или расхода охлаждающей среды на основании температурно-зависимых магнитно-резонансных сигналов.
11. Способ определения окончания периода охлаждения в процессе термического воздействия, содержащий следующие этапы:
- прикладывают импульсы термического воздействия к субъекту, при этом импульсы термического воздействия разделены во времени периодом охлаждения;
- собирают температурно-зависимые магнитно-резонансные сигналы в жире снаружи мишени в течение периода охлаждения для определения окончания периода охлаждения, причем температура или изменение температуры определяется термометрией на основе постоянной времени релаксации;
- регулируют период охлаждения на основании температурно-зависимых магнитно-резонансных сигналов.
RU2015149389A 2013-04-18 2014-04-04 Система терапии для подвода энергии RU2666986C2 (ru)

Applications Claiming Priority (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP13164279 2013-04-18
EP13164279.5 2013-04-18
US201361893369P 2013-10-21 2013-10-21
US61/893,369 2013-10-21
PCT/EP2014/056763 WO2014170138A1 (en) 2013-04-18 2014-04-04 Therapy system for depositing energy

Publications (3)

Publication Number Publication Date
RU2015149389A RU2015149389A (ru) 2017-05-24
RU2015149389A3 RU2015149389A3 (ru) 2018-03-01
RU2666986C2 true RU2666986C2 (ru) 2018-09-13

Family

ID=48143482

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2015149389A RU2666986C2 (ru) 2013-04-18 2014-04-04 Система терапии для подвода энергии

Country Status (7)

Country Link
US (1) US10010723B2 (ru)
EP (1) EP2986230B1 (ru)
JP (1) JP6353626B2 (ru)
CN (1) CN105208959B (ru)
BR (1) BR112015026039A8 (ru)
RU (1) RU2666986C2 (ru)
WO (1) WO2014170138A1 (ru)

Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2015193119A1 (en) * 2014-06-20 2015-12-23 Koninklijke Philips N.V. A thermal ablation system
US11737851B2 (en) 2018-06-28 2023-08-29 Cook Medical Technologies Llc Medical devices for magnetic resonance imaging and related methods
US10631734B1 (en) * 2018-12-27 2020-04-28 Endra Life Sciences Inc. Method and system for monitoring tissue temperature
US11141067B2 (en) 2018-12-27 2021-10-12 Endra Life Sciences Inc. Method and system for monitoring tissue temperature

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2312692C2 (ru) * 2001-12-17 2007-12-20 Чонгкинг Хайфу (ХАйФУ) Текнолоджи Ко. ЛТД Устройство для ультразвуковой терапии
WO2010029474A1 (en) * 2008-09-09 2010-03-18 Koninklijke Philips Electronics N.V. Therapy system for depositing energy
US20120101412A1 (en) * 2010-10-22 2012-04-26 Kobi Vortman Adaptive active cooling during focused ultrasound treatment
WO2012123846A1 (en) * 2011-03-17 2012-09-20 Koninklijke Philips Electronics N.V. Accelerated magnetic resonance thermometry
US20120238873A1 (en) * 2009-12-10 2012-09-20 Theraclion Sas Ultrasound Treatment Device

Family Cites Families (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE2407559C3 (de) 1974-02-16 1982-01-21 Dornier System Gmbh, 7990 Friedrichshafen Wärmesonde
US4375220A (en) 1980-05-09 1983-03-01 Matvias Fredrick M Microwave applicator with cooling mechanism for intracavitary treatment of cancer
JPH04352971A (ja) * 1991-05-29 1992-12-08 Toshiba Corp 生体内部の測温方法
US6575969B1 (en) 1995-05-04 2003-06-10 Sherwood Services Ag Cool-tip radiofrequency thermosurgery electrode system for tumor ablation
US7211044B2 (en) 2001-05-29 2007-05-01 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Method for mapping temperature rise using pulse-echo ultrasound
US6735461B2 (en) 2001-06-19 2004-05-11 Insightec-Txsonics Ltd Focused ultrasound system with MRI synchronization
US6669638B1 (en) 2002-10-10 2003-12-30 Koninklijke Philips Electronics N.V. Imaging ultrasound transducer temperature control system and method
AU2003901390A0 (en) * 2003-03-26 2003-04-10 University Of Technology, Sydney Microwave antenna for cardiac ablation
US7367944B2 (en) 2004-12-13 2008-05-06 Tel Hashomer Medical Research Infrastructure And Services Ltd. Method and system for monitoring ablation of tissues
US7771418B2 (en) 2005-03-09 2010-08-10 Sunnybrook Health Sciences Centre Treatment of diseased tissue using controlled ultrasonic heating
US8052604B2 (en) 2007-07-31 2011-11-08 Mirabilis Medica Inc. Methods and apparatus for engagement and coupling of an intracavitory imaging and high intensity focused ultrasound probe
WO2010140125A1 (en) * 2009-06-02 2010-12-09 Koninklijke Philips Electronics N.V. Mr imaging guided therapy
US9289154B2 (en) 2009-08-19 2016-03-22 Insightec Ltd. Techniques for temperature measurement and corrections in long-term magnetic resonance thermometry
US20110077514A1 (en) 2009-09-29 2011-03-31 Medicis Technologies Corporation Variable treatment site body contouring using an ultrasound therapy device
WO2012038826A1 (en) * 2010-09-21 2012-03-29 Insightec, Ltd. Magnetic resonance thermometry using prf spectroscopy
CN101991461A (zh) * 2010-10-22 2011-03-30 无锡海鹰电子医疗系统有限公司 Hifu系统聚焦组织的方法

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2312692C2 (ru) * 2001-12-17 2007-12-20 Чонгкинг Хайфу (ХАйФУ) Текнолоджи Ко. ЛТД Устройство для ультразвуковой терапии
WO2010029474A1 (en) * 2008-09-09 2010-03-18 Koninklijke Philips Electronics N.V. Therapy system for depositing energy
US20120238873A1 (en) * 2009-12-10 2012-09-20 Theraclion Sas Ultrasound Treatment Device
US20120101412A1 (en) * 2010-10-22 2012-04-26 Kobi Vortman Adaptive active cooling during focused ultrasound treatment
WO2012123846A1 (en) * 2011-03-17 2012-09-20 Koninklijke Philips Electronics N.V. Accelerated magnetic resonance thermometry

Also Published As

Publication number Publication date
RU2015149389A3 (ru) 2018-03-01
BR112015026039A2 (pt) 2017-07-25
EP2986230B1 (en) 2020-06-10
EP2986230A1 (en) 2016-02-24
US10010723B2 (en) 2018-07-03
US20160051845A1 (en) 2016-02-25
RU2015149389A (ru) 2017-05-24
WO2014170138A1 (en) 2014-10-23
CN105208959B (zh) 2018-09-07
CN105208959A (zh) 2015-12-30
JP6353626B2 (ja) 2018-07-04
JP2016522696A (ja) 2016-08-04
BR112015026039A8 (pt) 2018-02-06

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP1461630B1 (en) Mri-guided temperature mapping of tissue undergoing thermal treatment
EP2629850B1 (en) Adaptive active cooling during focused ultrasound treatment
JP5882899B2 (ja) 超音波振動子用超音波電源
Damianou et al. High intensity focused ultrasound ablation of kidney guided by MRI
WO2007047247A1 (en) Minimum time feedback control of efficacy and safety of thermal therapies
RU2666986C2 (ru) Система терапии для подвода энергии
EP2437851A1 (en) Mr imaging guided therapy
US20190298215A1 (en) Hyperthermia for diagnostic imaging
Ramsay et al. Temperature‐dependent MR signals in cortical bone: Potential for monitoring temperature changes during high‐intensity focused ultrasound treatment in bone
JP2016539669A (ja) 組織内の温度をモニタリングするための温度モニタリング装置及び方法
US20220304588A1 (en) Mri-based feedback control of ultrasound based mechanical fractionation of biological tissue
Sun et al. Adaptive real‐time closed‐loop temperature control for ultrasound hyperthermia using magnetic resonance thermometry
ES2806693T3 (es) Sistema de terapia para depositar energía
EP3459596A1 (en) Power adjustment in magnetic resonance guided high intensity focused ultrasound
EP3119474B1 (en) Guided thermal treatment system
Liu et al. MR-guided focused ultrasound with spatial and temporal temperature control for hyperthermia
Wang et al. Ultrasonic CBE monitoring approach with high contrast for thermal therapy using percutaneous catheter-based ultrasound applicators
Diederich et al. MR thermal monitoring of ultrasound interstitial thermal therapy
Kim et al. MR thermometry analysis program for laser-or high-intensity focused ultrasound (HIFU)-induced heating at a clinical MR scanner
Staruch et al. Investigations into Thermally Mediated Drug Delivery Using a Preclinical System for MRI‐Guided Focused Ultrasound
Canney et al. MR-guided interstitial thermal therapy for the treatment of brain tumors with a multi-element ultrasound probe
FOCUSED THE ACCURACY AND PRECISION OF TWO NONINVASIVE
Zhu et al. Real-time MRI-controlled ultrasound hyperthermia system for superficial tumor treatment

Legal Events

Date Code Title Description
HZ9A Changing address for correspondence with an applicant
MM4A The patent is invalid due to non-payment of fees

Effective date: 20210405