JP6392864B2 - 温度分布決定装置 - Google Patents

Description

本発明は、温度分布決定装置、温度分布決定方法、及びオブジェクトを加熱することにより生じるオブジェクト内の温度分布を決定するコンピュータプログラムに関する。本発明は、温度分布決定装置を有するオブジェクトを加熱するシステムに更に関する。

文献「Feasibility Study of Ultrasonic Computed Tomography-Guided High-Intensity Focused Ultrasound」、H. Azhari他、Ultrasound in Medicine and Biology, volume ３８, number ４, pages ６１９−６２５ (２０１２)は、ＨＩＦＵ（high-intensity focused ultrasound）胸部治療法の間に組織内の温度分布を測定する温度分布測定装置を開示している。この装置は、組織内の音の速度を示す画像を生成する超音波撮像装置を有し、音の速度の変化に基づき、ＨＩＦＵ胸部治療法の間に生じる温度上昇が決定される。

文献「Ultrasound monitoring of temperature and coagulation change during tumor treatment with microwave ablation」、C. Yang他、Frontiers of Biology in China, volume ４, number ３, pages２５４−２５９ (２００９)は、組織の超音波特性と組織の温度との間の相関を用いることにより、マイクロ波アブレーション治療法の間の組織内の温度分布を推定する幾つかの方法を開示している。

文献「Three-dimensional spatial and temporal temperature imaging in gel phantoms using backscattered ultrasound」、A.Anand他、IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics and Frequency Control, ５４(１), pages ２３−３１ (２００７)は、オブジェクトにより後方散乱される超音波信号に基づき、オブジェクトの温度を決定するよう適応される超音波温度測定システムを開示している。特に、このシステムは、後方散乱された超音波信号からオブジェクト内の音の速度を決定し、決定した音の速度に基づき、オブジェクトの温度を決定するよう適応される。

この種のオブジェクトの温度の決定は、音の速度とオブジェクトの温度との間の関係が線形であること、つまり、オブジェクトの温度がシステムにより測定可能な温度範囲が、音の速度と温度との間の関係が線形である温度範囲により定められる必要がある。オブジェクトが加熱される場合、オブジェクトの温度がこの温度範囲の内側である限り、オブジェクトを加熱している間に、オブジェクトの温度が測定される時間期間を制限することにより、オブジェクトの温度は単に測定できる。

本発明の目的は、温度分布決定装置、温度分布決定方法、及びオブジェクトを加熱することにより生じるオブジェクト内の温度分布を決定するコンピュータプログラムを提供することであり、より長い時間に渡りオブジェクト内の温度分布を決定できるようにする。本発明の更なる目的は、温度分布決定装置を有するオブジェクトを加熱するシステムを提供することである。

本発明の第１の態様では、オブジェクトを加熱することにより引き起こされる該オブジェクトの内部の温度分布を測定する温度分布測定装置が提示される。前記温度分布測定装置は、
前記オブジェクトが加熱されている間に、前記オブジェクトの内部の測定領域の中の温度分布を測定する温度分布測定ユニットであって、前記温度分布測定ユニットは、前記測定領域の超音波データを取得する超音波プローブと、前記取得した超音波データに基づき前記測定領域の内部の前記温度分布を決定する超音波温度測定ユニットと、を有する、温度分布測定ユニットと、
異なる測定領域の中の異なる温度分布を測定するために、前記測定された温度分布に従って前記測定領域が変更されるように、前記温度分布測定ユニットを制御する温度測定制御ユニットと、
モデル提供ユニットであって、
（ａ）時間期間の間の、個々の測定領域の中で個々の温度分布が測定されている測定領域の中の、及び
（ｂ）時間期間の間の、個々の測定領域の中で個々の温度分布が測定されていない測定領域の中の、及び／又は温度分布が測定されていない前記オブジェクトの内部の非測定領域の中の、
モデル温度分布を示す前記オブジェクトのモデルを提供するモデル提供ユニットと、
前記提供されたモデルを用いることにより前記測定された温度分布に基づき、時間期間の間の個々の測定領域の中で個々の温度分布が測定されていない測定領域の中の及び／又は前記非測定領域の中の推定温度分布を決定する温度分布推定ユニットと、
を有する。

温度測定制御ユニットは温度分布測定ユニットを制御して、異なる測定領域の中の異なる温度分布を測定するために測定領域が測定した温度分布に従って変更されるようにするので、測定領域は現在の測定された温度分布に適応され得る。これは、例えば、実際に測定した温度分布に依存して測定領域を変更することを可能にし、現在の測定領域で実際に測定された温度が実際の測定中に高くなり過ぎる場合に、変更された測定領域、つまり新しい測定領域で、オブジェクトの温度の測定が継続されるようにし、それによりオブジェクトの温度分布を測定できる時間期間を延長する。

温度分布は、望ましくは、時間及び任意で空間依存分布である。温度分布測定ユニットは、望ましくは、測定領域が平面により形成されるように適応される。測定領域は、垂直及び／又は水平であっても良い１又は複数の平面により形成され得る。しかしながら、測定領域は、非平面、特に曲がっていても良い。

一実施形態では、温度測定制御ユニットは、測定領域の位置を変更することにより測定領域が変更されるように、温度分布測定ユニットを制御するよう適応される。特に、オブジェクトが熱源により加熱される場合、温度測定制御ユニットは、温度分布測定ユニットを制御して、測定領域が異なる位置に連続して配置されるようにし、測定領域の位置が変われば、熱源に近い位置から熱源からより遠い位置へと変化するようにする。熱源までの異なる距離を有する異なる測定領域を設けることにより、温度分布の測定は、温度分布測定ユニットがもはや現在の測定領域の中で温度を測定できないとき、現在の測定領域より熱源から遠い別の測定領域の中で継続できる。したがって、加熱処理中に個々の測定領域の熱源までの距離を増大することにより、オブジェクトの温度が測定できる時間期間は、比較的簡単な方法で非常に効率的に増大することができる。

オブジェクトは、望ましくは人若しくは動物のような生体であり、熱源は、望ましくはエネルギを適用するよう適応されているニードル又はカテーテルのようなエネルギ適用要素である。エネルギは、望ましくは、カテーテル又はニードルが望ましくは対応するＲＦ電極を有するＲＦ（radio frequency）エネルギである。熱源は、望ましくは、例えば腫瘍を除去するアブレーション治療を実行するために適応される。

超音波プローブは、超音波データを取得する、つまり測定領域をスキャンする１次元又は２次元超音波トランスデューサを有しても良い。これは、特に知られている磁気共鳴に基づく温度分布測定装置と比べて技術的にあまり複雑でない方法で、加熱処理中に測定領域の中の温度分布を測定することを可能にする。

温度分布測定装置は、測定領域を変更するために、測定領域の位置を変えるよう超音波プローブを移動するよう適応されても良い。この場合、超音波プローブは、望ましくは１次元超音波プローブである。これは、熱源までの異なる距離を有する異なる測定領域の中の温度分布を測定する技術的に比較的簡単な超音波プローブを使用することを可能にする。超音波プローブは、超音波プローブを移動することなく測定領域の位置が変えられるように適応されても良い。この場合、超音波プローブは、望ましくは２次元超音波プローブである。これは、熱源に対して超音波プローブを移動する機械的移動装置を必要としないで、超音波プローブを提供することを可能にする。これは、機械的に簡易な温度分布測定ユニットをもたらすことができる。

更に望ましくは、前記温度分布測定ユニット及び前記温度測定制御ユニットは、前記超音波プローブが、基準温度で前記異なる測定領域について基準超音波データを、及び異なる測定領域について実際の超音波データを取得するように、並びに、前記超音波温度測定ユニットが、個々の測定領域について取得された個々の前記実際の超音波データ、個々の測定領域について取得された前記基準超音波データ、及び個々の前記基準温度に従って個々の測定領域の中の温度分布を決定するようにされる。特に、温度分布測定ユニット及び温度測定制御ユニットは、基準データ取得段階で、超音波プローブが知られている基準温度において異なる測定領域について基準超音波データを取得するよう、並びに、温度分布測定段階で、超音波プローブが実際の超音波データを取得し、超音波温度測定ユニットが個々の測定領域について取得された個々の実際の超音波データ、個々の測定領域について取得された基準超音波データ、及び個々の基準温度に依存して異なる測定領域の中の温度分布を決定するよう、適応される。基準温度は、各測定領域について同じであり得る。例えば、オブジェクトが人である場合、基準温度は３７℃であっても良い。特に、熱源が腫瘍のような人の一部をアブレーションするアブレーション要素である場合、アブレーション治療が開始される前に、基準データ取得段階で、超音波プローブは、基準超音波データを取得できる。この場合、人は、約３７℃の知られている温度を有する。次に、アブレーション治療中に基準データを取得する必要がなく、アブレーション治療中に、温度分布は、異なる測定領域で測定できる。これにより、超音波温度測定法によりアブレーション治療中に温度分布を迅速且つ正確に測定できる。

別の好適な実施形態では、モデル提供ユニットは、可変モデルパラメータに依存して、個々の温度分布が治療中に既に測定されている測定領域の中の、及び個々の温度分布が治療中に既に測定されていない測定領域の中のモデル温度分布を記述するようにモデルを提供するように適応される。ここで、温度分布推定ユニットは、個々の温度分布が既に測定されている測定領域のモデル温度分布の、個々の温度分布が既に測定されている測定領域の測定した温度分布からの変位が最小化されるようにモデルパラメータを変更することにより、及び変更されたモデルから基準温度を決定することにより、個々の温度分布が未だ測定されていない個々の測定領域の基準温度を決定するために適応される。したがって、本実施形態では、温度分布は、前の基準データ取得段階で知られている基準温度における基準超音波データの取得を必要としないで、異なる測定領域の中で測定できる。

前記温度測定制御ユニットは、望ましくは、前記測定領域の中の前記測定した温度分布が所定の温度範囲の外側の温度を有するか否かを決定し、前記測定領域の中の前記測定した温度分布が前記所定の温度範囲の外側の温度を有する場合、前記測定領域が変更されるよう前記温度分布測定ユニットを制御するようにされる。一実施形態では、オブジェクトは人又は動物であり、所定の温度範囲は、５０℃の上限最高温度により定められる。所定の温度範囲は、特に３７℃である人又は動物の平熱に等しい下限最低温度により更に定められても良い。

望ましくは、（ａ）前記モデル提供ユニットは、前記オブジェクトのモデルが、可変モデルパラメータに依存して、前記モデル温度分布を記述するように、前記オブジェクトのモデルを提供するようにされ、
（ｂ）前記温度分布推定ユニットは、時間期間の間に個々の温度分布が個々の測定領域で測定されている前記異なる測定領域のモデル温度分布の、前記異なる測定領域の前記測定した温度分布からの変位が最小化されるように前記モデルパラメータを変更することにより、及び前記変更されたモデルから前記推定温度分布を決定することにより、前記時間期間の間に個々の温度分布が個々の測定領域で測定されていない異なる測定領域の及び／又は前記非測定領域の前記推定温度分布を決定するようにされる。望ましくは、温度分布推定ユニットは、オブジェクトが加熱されている間、温度分布を推定するよう適応される。

モデルパラメータは、エネルギの適用中に変更される。ここで、望ましくは、温度分布測定ユニットが温度分布を測定できない温度範囲内のモデルパラメータの温度依存性が、これらの高温の推定温度分布を決定する間、モデル温度分布を考慮することにより、考慮される。これにより、時間期間の間、個々の測定領域の中の温度が温度分布測定ユニットにより直接測定できない測定領域の中の推定温度分布を決定する精度を向上する。例えば、温度分布測定ユニットが、５０℃より低い温度を含む温度範囲のみで温度分布を測定できる場合、時間期間の間、測定領域の中の温度が５０℃より高い測定領域の温度分布を推定する間に、該時間期間の間、これらの測定領域の中の推定温度分布を決定する精度を向上するために、５０℃より高い温度を含む温度範囲のモデルパラメータの温度依存性を考慮できる。

変更可能パラメータは、望ましくは、熱伝導率のような熱パラメータ、及び／又はオブジェクトの導電率のような電気パラメータを有する。オブジェクトが空間的に不均一な場合、可変パラメータも望ましくは空間的に不均一である。ここで、可変パラメータの空間的な不均一性はオブジェクトの空間的な不均一性に対応する。例えば、オブジェクトは、異なる種類の組織、血管、等のような異なる要素を有する生物の一部であり得る。ここで、生物の部分のこれらの異なる要素の少なくとも一部について、異なる可変パラメータはモデルにより提供され得る。

また、望ましくは、モデル供給ユニットは、初期モデルパラメータで供給されたモデルを初期化するよう適応される。ここで、少なくとも１つの初期モデルパラメータは、オブジェクト固有モデルパラメータである。例えば、オブジェクトが血管を有する生物である場合、血管の内部のフロー速度は、例えば超音波ドップラ技術により決定できる。ここで、フロー速度は、初期モデルパラメータであり得る。初期モデルパラメータは、オブジェクト固有であり、モデルを第１の領域の中の第１の温度分布に及び任意でエネルギ適用要素で測定される温度にも適応させる温度分布推定ユニットにより変更され得る。初期オブジェクト固有モデルパラメータの使用は、第２の温度範囲の中の第２の温度分布を推定する精度を更に向上できる。

本発明の別の態様では、オブジェクトを加熱するシステムが提示される。前記システムは、前記オブジェクトを加熱する熱源と、請求項１に記載の前記オブジェクトの内部の温度分布を決定する温度分布決定装置と、を有する。システムは、決定した温度分布に依存して熱源を制御する熱源制御ユニットを更に有しても良い。

本発明の更なる態様では、オブジェクトを加熱することにより引き起こされる該オブジェクトの内部の温度分布を測定する温度分布測定方法が提示される。前記温度分布測定方法は、
温度分布測定ユニットにより、前記オブジェクトが加熱されている間に、前記オブジェクトの内部の測定領域の中の温度分布を測定するステップであって、前記温度分布測定ユニットは、前記測定領域の超音波データを取得する超音波プローブと、前記取得した超音波データに基づき前記測定領域の内部の前記温度分布を決定する超音波温度測定ユニットと、を有する、ステップと、
温度測定制御ユニットにより、異なる測定領域の中の異なる温度分布を測定するために、前記測定された温度分布に従って前記測定領域が変更されるように、前記温度分布測定ユニットを制御するステップと、
モデル提供ユニットによりオブジェクトのモデルを提供するステップであって、前記オブジェクトのモデルは、
（ａ）時間期間の間の、個々の測定領域の中で個々の温度分布が測定されている測定領域の中の、及び
（ｂ）時間期間の間の、個々の測定領域の中で個々の温度分布が測定されていない測定領域の中の、及び／又は温度分布が測定されていない前記オブジェクトの内部の非測定領域の中の、
モデル温度分布を示す、ステップと、
温度分布推定ユニットにより、前記提供されたモデルを用いることにより前記測定された温度分布に基づき、時間期間の間の個々の測定領域の中で個々の温度分布が測定されていない測定領域の中の及び／又は前記非測定領域の中の推定温度分布を決定するステップと、
を有する。

本発明の別の態様では、オブジェクトを加熱することにより引き起こされる該オブジェクトの内部の温度分布を決定するコンピュータプログラムが提示される。前記コンピュータプログラムは、前記コンピュータプログラムが請求項１に記載の温度分布決定装置を制御するコンピュータで実行されると、前記温度分布決定装置に、請求項１３に記載の温度分布決定方法のステップを実行させる。

理解されるべきことに、請求項１の温度分布測定装置、請求項１１のシステム、請求項１３の温度分布測定方法、及び請求項１４のコンピュータプログラムは、特に従属請求項に定めるような同様の及び／又は同一の好適な実施形態を有する。

理解されるべきことに、本発明の好適な実施形態は、個々の独立請求項と従属請求項又は上述の実施形態とのいかなる組合せでもあり得る。

本発明の上述の及び他の態様は、本願明細書に記載される実施形態から明らかであり、それらの実施形態を参照して教示される。

以下の図面がある。
オブジェクトを加熱するシステムの概略的且つ例示的な一実施形態を示す。 超音波プローブ、アブレーションニードル及び固定具の配置を概略的且つ例示的に示す。 アブレーションニードルまでの異なる距離を有する幾つかの測定領域を概略的且つ例示的に示す。 オブジェクトを加熱することにより生じるオブジェクト内の温度分布を測定する温度分布測定方法の一実施形態を例示的に示すフローチャートを示す。 温度プロファイルを例示的に示す。 アブレーションニードルから２５ｍｍの距離における、時間に伴う温度の上昇を例示的に示す。 アブレーションニードルから５ｍｍの距離における、時間に伴う温度の上昇を概略的に示す。 時間に依存する測定領域の例示的な位置を示す。

図１は、オブジェクトを加熱するシステムの概略的且つ例示的な一実施形態を示す。本実施形態では、システムは、患者台のような支持手段４に横たわる人３の内部の腫瘍を除去するアブレーションシステムである。システム１は、エネルギを人３に、特に人３の肝臓２０の内部の腫瘍に適用するエネルギ印加要素、つまり熱源、を有する。エネルギ適用要素２は、アブレーション電極と、アブレーションニードル２の先端５に温度検知要素と、を有するアブレーションニードル２を有する。アブレーションニードル２の先端５にある温度検知要素は、熱電対であることが望ましい。熱電対は、熱電対から受信される電気信号に従ってアブレーションニードル２の先端５における温度を決定する先端温度測定決定ユニット１８に電気的に結合される。

アブレーション電極により人３に加えられるエネルギは、ＲＦエネルギであることが望ましい。ここで、アブレーション電極は、電気結合７２を介してＲＦエネルギの印加を制御するアブレーションエネルギ制御ユニット１２、つまり熱源制御ユニット、に電気的に結合される。本実施形態では、アブレーションエネルギ制御ユニット１２は、ＲＦエネルギを供給するＲＦ源を有する。

システム１は、ＲＦエネルギが人３に加えられている間、人３の内部の測定領域の中の空間及び時間依存温度分布を測定する温度分布測定ユニットを更に有する。温度分布測定ユニットは、アブレーションニードル２に固定されても良い、測定領域の超音波データを取得する超音波プローブ７１と、取得した超音波データに基づき温度分布を決定する超音波温度測定ユニット１３と、を有し、測定領域の中の温度分布が超音波温度測定法により測定できるようにする。アブレーションニードル２、超音波プローブ７１、及び固定具７３の配置は、図２に概略的且つ例示的に示される。

システム１は、温度分布測定ユニット、特に超音波プローブ７１を制御する温度測定制御ユニット２２を更に有し、異なる測定領域の中の異なる温度分布を測定するために、測定領域が測定された温度分布に従って変更されるようにする。本実施形態では、温度測定制御ユニット２２は、測定領域の位置を変更することにより測定領域が変更されるように、温度分布測定ユニットを制御するよう適応される。特に、本実施形態では、測定領域は平面により形成される。ここで、温度測定制御ユニット２２は、温度分布測定ユニットを制御して、平面測定領域が異なる位置に連続して配置されるようにし、測定領域が変われば、アブレーションニードル２に近い位置からアブレーションニードル２からより遠い位置へと変化するようにする。

温度測定制御ユニット２２は、格納ユニットを有し得る。格納ユニットの中には、所定位置のシーケンスが格納され、実際の測定中に、平面測定領域を位置決めするために、この格納された所定のシーケンスを用いることができる。異なる位置は等距離にあり、単に位置のシーケンスを定める単一の距離値及び方向を格納する必要があるだけである。しかしながら、位置のシーケンスは、非等距離位置も有し得る。したがって、位置は、少なくとも部分的に異なる距離値のシーケンスと方向とを格納することにより、格納されても良い。位置のシーケンスは、較正測定に基づき予め定めることができ、或いはユーザにより必要に応じて手動で定めることができる。位置のシーケンスは、標準的な組織電気的及び熱的特性と組織固有特性とのデータベースを用いて熱的モデル化により予め定めることもできる。熱的モデルに基づき、相対的に高い熱勾配を有する位置が識別され、これらの位置は避けられる。また、相対的に低い熱勾配を有する位置が識別され、スキャン平面の位置を定めるために使用できる。したがって、熱的モデルに基づき、熱勾配が決定でき、位置のシーケンスは熱勾配を閾値化することにより決定されても良い。位置のシーケンスを予め定めるために用いられる熱勾配は、望ましくは空間的勾配である。

一実施形態では、位置のシーケンスを予め決定することは、個々の位置における期待温度上昇も含み得る。ここで、温度が５０℃まで上昇すると期待される位置は、モデル化された加熱処理中に温度がこのような高温まで上昇しないと期待される位置と比べて好ましい。例えば、各々の位置について、選択要因は、個々の位置における期待温度上昇を示す第１の値とモデル化加熱処理中の該位置の期待温度勾配を示す第２の値との結合で、特に線形結合で、計算されても良い。ここで、位置のシーケンスは、計算された選択要因に基づき予め定めることができる。望ましくは、第１の値は、期待温度上昇の増大と共に増大し、第２の値は、期待温度勾配の減少と共に増大する。位置の決定のために使用される温度勾配は、望ましくは、モデル化加熱処理中の個々の位置で期待されるべき最高空間温度勾配である。加熱処理のモデル化について、知られている生体熱伝達モデルは、熱モデルとして使用でき、ＣＯＭＳＯＬのような複数物理有限要素ツールを用いることにより実施されても良い。平面測定領域の、つまり異なる超音波スキャン平面の異なる位置は、図３に概略的且つ例示的に示される。

図３は、加熱領域２３の中に配置されるアブレーション電極（図示しない）により形成される加熱領域２３を有するアブレーションニードル２を示す。温度測定制御ユニット２２は、温度分布測定ユニット、特に超音波プローブ７１を制御するよう適応され、異なる測定領域が超音波スキャン平面のアブレーションニードル２までの異なる距離に対応するようにする。対応する異なる測定領域２４は、破線により図３に示される。最初の時間ｔ_０で、温度分布は、アブレーションニードル２に比較的近い第１の測定領域の中で測定される。時間ｔ_０における現在の測定領域の中で測定された温度分布が、最大温度５０℃を有する温度範囲であることが望ましい所定の温度範囲の外側の温度を含むとき、温度測定制御ユニット２２は、温度分布測定ユニットを制御して、測定領域の位置を変更することにより、第２の測定領域の中の温度分布を測定するために測定領域が変更されるようにする。図３で、第２の測定領域は、時間ｔ_１における超音波スキャン平面に対応する。次に、温度分布測定ユニットは、この第２の測定領域の中の温度分布を測定し、測定した温度分布が、所定の温度範囲の外側にある温度を含むとき、温度測定制御ユニット２２は温度分布測定ユニットを制御して、温度分布が、時間ｔ_２における超音波スキャン平面により図３に示す第３の測定領域の中で測定されるようにする。測定領域から測定領域への、特に超音波スキャン平面から超音波スキャン平面への、この移動は、図３に時間ｔ_３及びｔ_４における破線により示される測定領域のような、更により遠くの測定領域で継続される。

本実施形態では、超音波プローブ７１は、異なる測定領域の、つまり本実施形態では異なる超音波スキャン平面の、超音波データを取得する２次元超音波トランスデューサを有する。これは、超音波プローブ７１を機械的に移動することなく、異なる測定領域の超音波データを取得することを可能にする。別の実施形態では、超音波プローブは、１次元超音波トランスデューサを有し得る。この場合、１次元超音波トランスデューサは、アブレーションニードルまでの異なる距離を有する異なる測定領域の超音波データを取得するために、アブレーションニードル２に対して機械的に可動である。

温度分布測定ユニット１３、７１及び温度測定制御ユニット２２は、超音波プローブ７１が基準温度で異なる測定領域２４の基準超音波データ及び異なる測定領域２４の実際の超音波データを取得するよう、並びに超音波温度測定ユニット１３が、個々の測定領域２４について取得された個々の実際の超音波データ、個々の測定領域２４について取得された基準超音波データ、及び個々の基準温度に依存して、個々の測定領域２４の中の、つまりアブレーションニードル２までの個々の距離を有する超音波スキャン平面の中の、温度分布を決定するよう、適応される。特に、超音波温度測定ユニット１３は、例えば参照することにより本願明細書に組み込まれる上述のA. Anand他による文献に記載のように、超音波データが個々の測定領域２４について取得される個々の測定領域２４の中の３次元空間及び時間温度分布を決定するよう適応されることが望ましい。

本実施形態では、温度分布測定ユニット１３、７１及び温度測定制御ユニット２２は、基準データ取得段階で、超音波プローブ７１が本実施形態では３７℃である知られている基準温度において異なる測定領域２４について基準超音波データを取得するよう、並びに、温度分布測定段階で、超音波プローブ７１が実際の超音波データを取得し、超音波温度測定ユニット１３が個々の測定領域２４について取得された個々の実際の超音波データ、個々の測定領域２４について取得された基準超音波データ、及び知られている基準温度に依存して異なる測定領域２４の中の温度分布を決定するよう、適応される。

システム１は、変更可能モデルパラメータに依存して、個々の温度分布が個々の測定領域の中で測定される時間期間の間の、及び個々の温度分布が個々の測定領域の中で測定されない時間期間の間の、測定領域２４の中のモデル温度分布を記述するオブジェクトのモデルを提供するモデル提供ユニット１４を更に有する。変更可能パラメータは、熱伝導率のような熱パラメータ、及び肝臓２０の導電率のような電気パラメータを有する。

システム１は、個々の温度分布が個々の測定領域２４の中で測定されている時間期間の間の異なる測定領域２４の中のモデル温度分布の個々の測定領域２４の中の測定された温度分布からの変位が最小化されるようにモデルパラメータを変更することにより、及び変形モデルから推定温度分布を決定することにより、個々の温度分布が個々の測定領域２４の中で測定されていない時間期間の異なる測定領域の中の推定空間及び時間依存温度分布を決定する温度分布推定ユニット１５も有する。

一実施形態では、モデル提供ユニット１４は、モデル温度分布が測定領域２４だけでなく、アブレーションニードル２の先端５に直接隣接する人３の中の領域もカバーするように、モデル温度分布を記述するオブジェクトのモデルを提供するよう適応される。ここで、温度分布推定ユニット１５は個々の温度分布が個々の測定領域２４の中で測定されている時間期間の間の異なる測定領域２４の中のモデル温度分布の、及びアブレーションニードル２の先端５に直接隣接する領域の中のモデル温度分布の、アブレーションニードル２の先端５にある温度検知要素により測定された温度からの変位が最小化されるようにモデルパラメータを変更することにより、個々の温度分布が個々の測定領域２４の中で測定されていない時間期間の間の異なる測定領域２４の中の推定温度分布を決定するよう適応できる。

モデル提供ユニット１４は、モデル温度分布が温度分布が測定されない人３の非測定領域２４もカバーするように、モデルを提供するよう更に適応されても良い。この場合、個々の温度分布が個々の測定領域２４の中で測定されている時間期間の間の異なる測定領域２４の中のモデル温度分布の異なる測定領域２４の中で測定された温度分布からの変位が最小化されるようにモデルパラメータを変更することにより、及び変形モデルから非測定領域の中の推定温度分布を決定することにより、温度分布測定ユニット１５は、非測定領域の中の推定温度分布を決定するよう適応できる。この場合にも、モデルは、最小化処理中にアブレーションニードル２の先端５にある温度検知要素により測定されるアブレーションニードル２の先端５に直接隣接する領域の温度も考慮するために、この領域における温度を考慮できる。

温度分布が推定され、特に、最小化処理が実行され、その間に、人３、特に人３の中の肝臓２０の内部の腫瘍が加熱される。これは、温度が人３の中の特定の領域で例えば５０℃より高い場合にも、人３の中の、特に人３の肝臓２０の内部の温度分布を決定することにより、除去手術を監視できる。

最小化処理の始めに、提供されるモデルは、人に固有の初期モデルパラメータを用いることにより初期化される。例えば、超音波プローブ７１及び超音波温度測定ユニット１３は、ドップラ超音波技術に基づき、人の内部の血管を流れる血液の速度を測定するよう適応できる。ここで、この測定は、人３がアブレーションエネルギを加えられることにより加熱される前に、実行できる。しかしながら、推定温度分布は、この前の超音波測定を実行することなく、実行することもできる。この場合、文献から知られているモデルパラメータのような既知のモデルパラメータは、初期モデルパラメータとして使用でき、次に最小化処理中に変更される。

温度分布測定ユニット１３、７１、モデル提供ユニット１４、及び温度分布推定ユニット１５は、温度分布が個々の測定領域の中で測定されていない時間の間も異なる測定領域をカバーする、及び任意的に温度分布が測定されていない、アブレーションニードル２の先端５に直接隣接する領域のような人３の中の更なる領域をカバーする、人３の内部の全体の温度分布を決定する温度分布決定装置２１を形成する。望ましくは、温度分布決定装置２１は、少なくとも除去されるべき腫瘍をカバーする全体温度分布、及び例えば隣接組織、近隣器官、等を含む腫瘍の周りの広範な安全マージンを決定するよう適応される。

温度分布決定装置２１は、除去されなければならないオブジェクト内の領域を定めるアブレーション領域を決定するアブレーション領域決定ユニット１６を更に有する。ここで、アブレーション領域決定ユニット１６は、全体温度分布が所定の温度閾より高い温度を有する人３の部分を決定することにより、アブレーション領域を決定するよう適応される。温度分布決定装置２１は、本実施形態では腫瘍領域である除去されるべき関心領域を提供する関心領域提供ユニット１７も有する。ここで、決定されたアブレーション領域及び腫瘍領域は、ディスプレイ１９に表示できる。例えば、決定したアブレーション領域及び腫瘍領域のオーバレイがディスプレイ１９に表示できる。所定の温度閾は、例えば６０、６５、又は７０℃である。

アブレーションエネルギ制御ユニット１２は、決定した全体温度分布に従って、アブレーションニードル２、つまりアブレーションのパワーを制御するよう適応できる。特にアブレーションエネルギ制御ユニット１２は、腫瘍領域が完全に除去できるように、アブレーションパワーを制御するよう適応できる。

再び図１を参照すると、システム１は、人３の中のアブレーションニードル２の先端５の位置を検出する位置検出システム６を有する。本実施形態では、位置検出システム６は、ｘ線透視システム、特にｘ線Ｃアームシステムである。ｘ線透視システムは、テーブル４の上の人３を横切るｘ線８を生成するｘ線源７を有する。ここで、人３を横切るｘ線８は、ｘ線検出器９により検出される。ｘ線透視システム６は、ｘ線源７及びｘ線検出器９を制御する透視制御ユニット１０を更に有する。ｘ線検出器９は、ディスプレイ１９に表示できる人３のｘ線画像を生成する。生成されたｘ線画像では、アブレーションニードル２の先端５は人３の内部に見え、ｘ線画像は人３の中のアブレーションニードル２の先端５の位置を示す。他の実施形態では、電磁気センサ、超音波センサ、等に基づく位置検出システムのような、人の中のニードルの先端の位置を検出する他の位置検出システムが使用できる。

本実施形態では、アブレーションニードル２は、手により直接ナビゲートされる。別の実施形態では、システムは、アブレーションニードルを、特にニードルの先端を人の中の所望の場所にナビゲートするナビゲーションユニットを更に有することができる。ナビゲーションユニットは、完全に手動で又は半自動的にアブレーションニードルをユーザにナビゲートさせるよう適応できる。アブレーションニードルは、ナビゲーションユニットにより制御され得る内蔵誘導手段を有しても良い。アブレーションニードルは、例えば、ニードル先端を人の中の所望の場所へ誘導するために、操舵ワイヤを用いて操舵されナビゲートできる。

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、最も侵襲性が少なく、ニードルしか必要としない。これは、ＲＦ治療、凍結若しくはマイクロ波アブレーション治療を実行するよう適応され得る。或いは、それらは、非侵襲性であり、例えば、ＨＩＦＵ（high intensity focused ultrasound）源のような超音波熱源のような非侵襲性熱源が用いられる。殆どの手術では、癌組織は、６０℃より高い温度まで加熱され、凝固される。

ＲＦアブレーション（RF ablation：ＲＦＡ）手術を行うために、図１を参照して上述したシステムは、望ましくは４６０乃至５００ｋＨｚの交流が導電するアクティブ電極チップを供えるプローブ、つまりアブレーションニードルを有する。電流は、人３の身体を通じて、人３の背中又は大腿部に配置されるグランドパッド（簡単のため図１に示さない）まで伝達する。電流は、イオン運動及び摩擦加熱を生じる。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。本実施形態では、肝臓癌を処置するためにＲＦＡが用いられる。

図１を参照して上述した実施形態では、ＲＦＡは、ｘ線Ｃアームシステムを用いることによりｘ線誘導の下で実行される。しかしながら、ＲＦＡは、超音波撮像、ＣＴ（computed tomography）撮像、又はＭＲＩ（magnetic resonance imaging）誘導に基づく別の誘導システムを用いることによっても実行できる。フォローアップ検査は、例えば除去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スキャンを用いて行われることが望ましい。最先端アブレーション手術が行われた後に、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多くの場合存在しないために、比較的高い再発率が観察されることが多い。図１を参照して上述したシステムは、したがって、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に基づく温度画像化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、従来、超音波は、一般的には、Ｂモード画像で高エコー病変を視覚化することにより、治療を監視するために用いられている。このような視覚化は、単に近似であり、治療効果を良好に示さない。

超音波温度測定の基本的原理は、組織の中の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、超音波エコーの中の明らかなシフト、つまり変位として現れる。結果として生じる「温度によって誘発された変形」は、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数学的に導出され、最大５０℃までの範囲の温度上昇に名目上比例する。しかしながら、問題は、様々な組織について、音速の温度依存の傾向が変動することにある。例えば、肝臓組織では、音速は、５０℃の温度範囲までは温度と共にほぼ線形に上昇し、その後は頭打ちになる。したがって、この温度範囲を超えると、温度の超音波エコーシフトに対する敏感さがなくなる。また、組織壊死の開始及び結果として生じる組織構造の変化と共に、超音波エコーの形跡は、有意に変化し、超音波エコーを比較して変位を決定することを困難にする。したがって、５０℃より上の温度では、音速の変化の追跡に基づく超音波温度測定は、組織の中の温度の信頼できる指標ではない。したがって、図１を参照して上述した実施形態では、測定領域の中で測定される温度分布が５０℃を超える温度を含むまで、超音波データは、この測定領域の中で取得される。次に、超音波データは、アブレーションニードル２からより遠いために５０℃より小さい温度しか有しない別の測定領域の中で取得される。

温度分布決定装置２１は、（ｉ）温度が５０℃より低い測定領域２４及び時間期間で、超音波エコーシフトを測定し、（ｉｉ）これらのエコーシフトを、モデル提供ユニット１４により提供されるモデルに、つまり熱モデルに結合し、（ｉｉｉ）温度分布が個々の測定領域で測定されていない加熱ゾーンのコアを含む大きな体積及び時間期間に渡り温度を推定するために該熱モデルを使用する、よう適応される。温度分布決定装置２１は、テストショットを実行する必要がない、つまり、アブレーションエネルギを加える前に超音波温度測定手順を実行する必要がないよう設計される。モデルにより必要とされる関連パラメータは、アブレーション治療自体の間に推定される。このアプローチの目標は、アブレーションゾーンもカバーする推定温度マップを医師に提供することである。

温度分布決定装置２１は、望ましくは、超音波温度測定法を用いて、アブレーション治療中の人３の内部の温度を連続的に監視するよう適応される。ここで、温度は、温度が５０℃より低い測定領域で監視され、その結果として、温度が５０℃より高い他の領域の温度を、熱モデルに基づくアプローチで推定する。このアプローチを用いることにより、温度分布決定装置２１は、以下の従来の問題を解決できる。

アブレーション領域の範囲は、より正確に決定できる。さらに、従来では、アブレーション領域のハイパーエコー視覚化により誘導される超音波Ｂモード検査は正確でない場合が多く、治療の効果を評価することを困難にすることがある。Ｂモード画像で視覚化されたハイパーエコーは、ガス又は蒸気泡により引き起こされる。これらの泡を生成し超音波で治療領域を視覚化するために、アブレーション治療プロトコルは、７０〜８０℃までの温度しか必要ない壊死を達成するには行き過ぎである１００℃程度の温度まで加熱することを含む。したがって、超音波Ｂモード画像化がアブレーション治療を視覚的に監視するために用いられる場合、治療時間は、必要以上に長くなる。さらに、知られている超音波温度測定技術は、アブレーション領域が約５０℃を超える温度を有するとき、アブレーション領域を監視する際に使用できない。さらに、治療領域で放出される泡は、超音波を直ちに使用するのを困難にすることがある。

温度分布決定装置２１は、温度が実際に５０度より低い１又は複数の測定領域で温度を測定する超音波温度測定法を利用するよう適応される。測定領域で測定温度が５０度を超える場合、温度の測定は、アブレーションニードル２からより遠く５０度より低い温度を有する別の測定領域で続けられる。したがって、３次元測定温度分布の展開は、温度が他の領域で測定されていない時間期間の間に、該他の領域、特にアブレーションニードル２により近い領域の温度上昇を予測するために、熱モデルに基づくアプローチと関連して使用される。この治療計画では、低温度領域で得られた温度データから導出された熱歪みのロバスト性は、高温度領域、特にアブレーション治療が行われるべき腫瘍マージンの中の温度の正確な予測のために利用される。上述の手順に従うことにより、超音波データは、治療中に放出される泡とは別に得られる。ここで、超音波データは、低乃至中程度の温度上昇を有する領域について、つまり、約３７〜５０℃の温度範囲に含まれる領域について、取得される。さらに、熱モデルは、望ましくは、アブレーション領域の正確な温度マップを提供するために組織特性及び血液かん流に対する局所的温度依存性を考慮する。

望ましくは、治療前段階で、モデル提供ユニット１４は、初期モデル温度分布を示す熱モデルを提供する。このモデルを提供するために、モデル提供ユニット１４は、ＣＴ画像又はＭＲ画像のような腫瘍領域を含む肝臓２０の医療画像を用いる。腫瘍及び血管のような他の構造は、医療画像の中で識別されセグメント化される。そして、この情報は、初期化熱モデルを提供するために初期モデルパラメータ値と一緒に用いられる。例えば、異なる識別されセグメント化された構造の熱及び電気パラメータは、最初に、初期熱モデルを提供するために提供され得る。初期モデルパラメータは、異なる種類の組織の熱伝導率及び導電率のような組織特性、又はかん流パラメータ、方向性フローパラメータ、アブレーションニードルの先端のパラメータ、等のような他のパラメータであり得る。かん流パラメータ及び方向性フローパラメータは、前に実行された他の測定から知ることができる既知の情報を用いて最初に決定されても良い。例えば、標準的フロー速度、及び指向性フローパラメータ及びかん流パラメータを決定するために、超音波ドップラ測定が実行され得る。一実施形態では、初期モデルは、既に決定され予め初期化されており、モデル提供ユニット１４からロードする必要があるだけである。

熱モデルは、望ましくは、H.H.PennesによるＢＨＴＥ（bioheat transfer equation）の有限要素実装であり、例えば、参照により本願明細書に組み込まれる文献「Analysis of tissue and arterial blood temperatures in the resting human forearm」、８５:５-３４, Journal of Applied Physiology (１９９８)を参照のこと。

生体熱伝達式は、組織内の熱拡散及びかん流をモデル化する。これは、ＲＦＡ熱源のモデル化を含み、ラプラスの方程式が実施される。モデルは、流体の中の熱伝達のための式を用いることにより、大きな血管の中の指向性フローを考慮する。肝臓組織の場合には、初期モデルパラメータは、例えば、導電率が０．１４８Ｓ／ｍ、熱伝導率が０．４６５Ｗ／ｍＣ、密度が１０６０ｋｇ／ｍ^３、熱容量が３６００Ｊ／Ｃｋｇ、かん流レートが６．４ｘ１０^−３／ｓである。更なる初期モデルパラメータは、電流分布及び熱伝達へのアブレーションニードルの影響を考慮するために、個々の製造者により文書化されるようなアブレーションニードルの特性であり得る。

治療段階中に、超音波温度測定は、異なる時間期間の間に、個々の測定領域２４の中で測定された温度分布が５０℃より低い異なる測定領域２４で実行される。ここで、超音波プローブ７１は、例えば、３次元超音波後方散乱取得手順を実行し、任意で呼吸器開閉が実行され得る。超音波温度測定ユニット１３は、次に、取得された３次元超音波後方散乱データから超音波エコーシフトを、その後直ぐに熱歪みを推定する。そして最後に、超音波温度測定ユニット１３により温度が推定される。

本実施形態では、超音波温度測定は、治療段階中に、温度分布が異なる測定領域２４で連続して測定されるように、実行される。ここで、（ａ）第１の時間期間で、温度分布は、アブレーションニードル２に最も近い第１の測定領域の温度が５０℃を超えるまで、第１の測定領域で測定され、（ｂ）第１の測定領域の温度が５０℃を超えるときに開始する第２の時間期間で、温度分布は、第１の測定領域よりアブレーションニードル２から遠い第２の測定領域の温度が５０℃を超えるまで、第２の測定領域で測定され、（ｃ）第２の測定領域の温度が５０℃を超えるときに開始する第３の時間期間で、温度分布は、第２の測定領域よりアブレーションニードル２から遠い第３の測定領域の温度が５０℃を超えるまで、第３の測定領域で測定され、以下同様である。したがって、治療中、超音波エコーは、個々の測定領域における加熱の結果としての明らかな変位について分析される。ここで、シフトとしても考えられるこれらの変位は、熱歪み値に、最終的には温度に変換され、熱歪みに依存して個々の測定領域における温度を決定するために、熱歪み値と温度との間の知られている割り当てを用いることができる。この割り当ては、較正測定により予め実行できる。

超音波温度測定手順の間、つまり、並行して、熱モデルは、初期化パラメータと共に実行され、それにより実際の空間温度推定を生成する。この空間温度推定は、超音波温度測定手順から得た既に測定した温度分布と比較される。この比較を用いて、モデルパラメータは、モデル予測と超音波実験データとの間の差を最小化するために確立された最小化方法を用いて絶えず更新される。このように最適化されたモデルパラメータは、例えば、熱拡散率のような熱定数、導電率のような電気特性、かん流により引き起こされる熱シンクの特性、血流に起因する対流冷却、等を含む。この最適化処理は、モデルの柔軟性を提供し、生物組織において期待される局所的不均質を説明できる。熱モデルのモデルパラメータは、既に測定された温度分布に基づき、及び任意的に熱モデルを実行することから得た実際に推定した温度分布にも基づき、絶えず更新され得る。

モデルを実行するために、ＣＯＭＳＯＬのような知られているマルチ物理シミュレーションツールを用いることができる。これは、電気的熱生成と、それに続く媒体の中の熱伝達とを結合する。熱シンクは、アブレーションゾーンの近くにある大きな血管である。それらは、フローレート、フロー方向、及びこれらの血管のエネルギ適用要素に対する位置及び大きさにより特徴付けることができる。これらの特性は生体熱伝達式に組み込むことができ、これらの特性及びモデルの更なる特性は、モデル温度分布と測定した温度分布との間の差が最小化されるように、最適化できる。

モデルパラメータが最適化されるとき、望ましくは腫瘍をカバーする関心治療領域である関心領域において、温度マップが生成される。温度マップは、或いは所定の温度閾より高い温度まで加熱されている肝臓２０の内部の領域を定めることによりアブレーション輪郭を生成するために使用できる。治療段階の全処理の間、超音波エコーシフトは、例えば組織特性及び熱の空間温度分布に及ぼされるかん流の影響を考慮するモデルへの現実的フィードバックが存在するように、絶えず分析される。

治療段階のモデルパラメータを更新するために、熱モデルから得た測定した温度分布だけでなく、追加で、例えば熱電対により測定されたアブレーションニードルの先端における温度も、熱モデルから得た推定温度分布と比較されても良い。ここで、モデルパラメータは、推定温度分布が超音波温度測定により測定される測定領域の中の測定した温度分布に、及びアブレーションニードルの先端における熱伝対により測定された温度に、できるだけ良好に適合するように、最適化され得る。

温度マップは、ＲＦアブレーションエネルギの適用を制御するアブレーションエネルギ制御ユニット１２のパワー出力を制御するためにフィードバックとして使用できる。

治療後段階で、治療効果を現実的に感じ取るために、温度マップ及び／又はアブレーション輪郭は、関心領域にオーバレイして、特に腫瘍領域にオーバレイして示されても良い。次に、このオーバレイ画像に基づき、追加治療が必要か否かが決定されても良い。

以下では、温度分布測定方法の一実施形態は、図４に示すフローチャートを参照して例示的に説明される。

ステップ１０１で、アブレーションニードル２の先端５は、先端が肝臓２０の中の腫瘍領域の内部に位置するように、肝臓２０の中へナビゲートされる。さらに、ステップ１０１で、初期熱モデルは、モデル提供ユニット１４により提供される。ステップ１０１は、治療前段階で実行される。

次に、ステップ１０３で、アブレーションエネルギを腫瘍領域に適用することにより、つまり、腫瘍領域を加熱することにより、治療が開始する。ステップ１０２で、温度分布測定ユニット１３、７１により、温度分布が肝臓２０の中の第１の測定領域２４で測定される。

ステップ１０４で、第１の測定領域で測定された温度分布が５０℃より高い温度を有するか否かが調べられる。ここで、５０℃より高い温度を有する場合、温度測定制御ユニット２２は、温度分布測定ユニット１３、７１を制御して、アブレーションニードル２の先端５までのより遠い距離を有する第２の測定領域で、ステップ１０２において温度測定が継続するようにする。第１の測定領域で測定した温度分布が５０℃より高い温度を有しない場合、温度測定はステップ１０２において継続し、第１の測定領域の中の温度分布を測定する。さらに、５０℃より高い温度を含まない測定した温度は、温度分布推定ユニット１５に供給される。ここで、ステップ１０５で、温度分布推定ユニット１５は、全体温度分布を決定し、特に、時間期間の間に、異なる測定領域の中の既に測定した温度分布からの、個々の温度分布が個々の測定領域の中で測定されている異なる測定領域の中のモデル温度分布の変位が、最小化されるように、熱モデルのモデルパラメータを変更することにより、及び変更したモデルから推定温度分布を決定することにより、時間期間の間に、個々の測定領域で温度分布が測定されていない異なる測定領域２４の中の、及び温度分布が測定されていない肝臓２０の中の他の領域の中の推定温度分布を決定する。

ステップ１０２及び１０４は、ループで実行される。ここで、このループ及びステップ１０５は、並行して実行される。つまり、測定した温度分布は、最新全体温度分布を絶えず生成するために、温度分布推定ユニット１５に絶えず供給される。一方の側の温度分布決定ステップ１０２、１０４及び１０５、並びに他方の側のアブレーションステップ１０３も、並列に実行されて、アブレーション治療中に、医師のようなユーザが、温度分布の展開を監視し、ユーザが生成された温度分布に満足する場合、アブレーション治療を停止できるようにする。したがって、ステップ１０２〜１０５は、ユーザが治療を停止するまで、又は停止基準が満たされるまで、実行されても良い。

測定領域２４は、アブレーションニードル２の先端５までの異なる距離を有する。つまり、超音波測定が実行される位置は固定されていない。この位置が固定される場合、結果として、次善の、例えばより高い又はより低い温度が測定され、位置は高い熱勾配を有することがある。これは、測定した温度分布に基づき計算され得る、特定の熱に達していないとき達成され得る、アブレーション現場及び推定治療エンドポイントにおける本来の位置でこれらの測定から導出されるモデルパラメータの精度に影響を与える。

図１を参照して上述した温度分布測定装置は、特に最適温度上昇、つまり本実施形態では３７から５０℃への温度上昇が用いられることを保証するために、測定位置が治療中に変更される適応型超音波温度測定方式を提供する。

図１を参照して上述した実施形態では、熱源は、ＲＦアブレーションニードル２の先端５にある、単一歯アブレーション電極であっても良いアブレーション電極であるが、他の実施形態では、特にアブレーション治療を実行するためにＨＩＦＵ源又はマイクロ波線源のような他の熱源も使用できる。

温度分布測定装置２１は、ＲＦアブレーション歯に平行な、つまり熱源に平行な、平面２４の対において、超音波を用いて局所的温度上昇を追跡するよう適応される。温度がずっと同じ平面の中で追跡される固定的状況と対照的に、動的状況では、加熱が進行するにつれ、温度上昇を計算するために異なる空間的位置が用いられる。

温度分布測定装置２１は、望ましくは、以下の問題を解決する。スキャン平面は、固定のままであるとき、温度が５０℃を超えて上昇し測定が有用でない場合があるので、アブレーション歯、つまり熱源の近くに置かれない可能性がある。温度上昇が決して５０℃より高くならないこいとを保証するほど十分遠くに、スキャン平面が配置される場合、温度上昇は、初期の時点で非常に低く、したがって、温度測定の精度は比較的低くなるだろう。さらに、超音波を用いて測定した温度上昇を熱モデルに提供するのに加えて、重要な入力の１つは、熱源に対する、個々の測定が行われた空間位置である。熱勾配が高いとき、スキャン平面の位置の不確実性は、モデルパラメータに大きな誤りをもたらし得る。したがって、望ましくは、測定領域の位置は、特に、スキャン平面位置は、測定領域が殆ど又は常に比較的小さい熱勾配を有する空間的領域の中にあるように、動的に移動される。

図５は、アブレーション歯の露出電極の中点でアブレーション歯を横切る、アブレーション歯に、つまり熱源に垂直な線に沿って標準的な温度プロファイルを示す。アブレーション歯は、水平軸に沿って距離ｄ＝０にある。線グラフ４０は、肝臓組織の中のＲＦアブレーション加熱治療中の１００ｓ毎の温度Ｔの発生を示す。図５から分かるように、ピーク歯温度は、９０℃より高い。図６は、熱源の位置から２５ｍｍの距離における温度発生を例示的に示す。つまり、図６は、図５の線４１に沿った温度を例示的に示す。図７は、熱源の位置から５ｍｍの距離における温度発生を例示的に示す。つまり、図７は、図５の線４２に沿った温度を示す。これらの距離、つまり５ｍｍ及び２５ｍｍは、超音波スキャン平面、つまり測定領域が固定測定方式で配置され得る場所を表す。しかしながら、両方の位置は、欠点を有する。２５ｍｍの距離では、温度上昇は、図６に示すような治療の終わりに僅か３．５℃である。したがって、この距離では、適用温度範囲は良好に利用されない。５ｍｍの距離では、温度上昇は、図７に示すように７０℃に近い温度まで上昇する。これは、上述の理由のために実施の困難な超音波に基づく温度測定技術になってしまう。図６及び７に示すこれらの問題は、望ましくは、温度分布測定装置２１により解決される。

温度分布測定装置２１は、測定領域の、つまり超音波スキャン平面の位置を動的に変更するための柔軟性を提供し、また、超音波温度測定を最も好適な場所で行うことを可能にし、次にこれらの超音波温度測定値は熱モデルに供給できる。最適位置、つまり、測定領域が配置されるべき最適距離は、図５から決定できる。図５では、青のアスタリスク４３は、異なる時点において温度が５０℃に近い場所を表す。時間に対するこれらの青のアスタリスク４３、つまりｔに対応する距離ｄは、図８に示される。図８は、超音波技術で測定できる最適温度変化を有するために、測定領域、つまり本実施形態では超音波スキャン平面が配置されることが望ましい熱源までの距離を表すグラフを例示的に示す。

温度分布測定装置は、超音波温度測定測定値が得られるスキャン平面の、つまり測定領域の位置を変更する能力を有する。温度分布測定装置は、望ましくは、１次元トランスデューサ又は２次元トランスデューサであっても良い超音波プローブを有する。超音波プローブが１次元トランスデューサを有する場合、超音波プローブは、望ましくは、異なる空間位置における温度測定値を得るために１次元超音波トランスデューサが機械的に平行移動されるように、適応される。超音波プローブが２次元超音波トランスデューサを有する場合、超音波プローブは、望ましくは、超音波温度測定が実行されるべき異なる場所に位置決めされたスキャン平面を有する。温度分布測定装置、特に対応する処理ユニットを有する温度分布測定装置の温度測定制御ユニットは、望ましくは、温度上昇が所定の許容範囲、例えば３７℃と５０℃の間かどうかを決定するために、各スキャン平面位置における、つまり各測定領域の中の温度測定値を評価する。温度上昇がこの範囲を超えるとき、そのスキャン平面からの温度データは却下され、次に遠い場所が分析のために用いられる。

上述の実施形態では、温度が実際に測定される測定領域は単一平面のみで形成されるが、つまり、常住の実施形態では、異なる測定領域は単一の可動超音波スキャン平面のみにより形成されるが、他の実施形態では、温度が実際に測定される測定領域は、幾つかの平面により、特に幾つかの超音波スキャン平面により形成することができ、同じ時間に異なる平面で温度が測定できる。これらの平面のうちの少なくとも１つにおいて、温度が５０℃のような上限温度より高く上昇する場合、この平面を更なる温度測定から除外することにより、又はこの平面を別のもっと遠い位置へ移動することにより、測定領域は変更されても良い。平面は、垂直又は水平平面であっても良い。ここで、スキャン平面は、水平ならば、Ｃスキャンモードでスキャンされても良い。さらに、平面である代わりに、測定領域は別の形状を有することもできる。つまり、測定領域は、非平面、特に曲がっていても良い。さらに、上述の実施形態では、スキャン平面、つまり平面測定領域は、アブレーション歯の方向に平行であるが、他の実施形態では、スキャン平面はアブレーション歯に垂直であっても良い。

一実施形態では、超音波プローブが１次元超音波トランスデューサを有する場合、トランスデューサは、望ましくは、基準データ取得段階で異なる位置における基準超音波データを得るために、治療の始めに機械的に平行移動される。つまり、基準超音波データは、異なる測定領域で取得される。望ましくは、基準データ取得段階における基準スイープは、３７℃の温度における基準情報を提供する。基本的に、これは、治療の開始前のｔ＝０におけるＲＦエコーの特性のスナップショットとして考えられる。基準超音波データは、基準データ取得段階中に取得した超音波後方散乱と治療段階中に取得した実際の超音波後方散乱との間の差に基づき超音波温度測定法により異なる測定領域の中の実際の温度分布を決定するために、治療段階中に、つまり温度分布測定段階中に、使用できる。

スキャン平面、つまり平面測定領域の位置同士の距離は、望ましくは、作成されるべき病変の計画目標体積及び必要スキャン平面数に基づき決定される。また、モデル提供ユニット１４により供給されるモデルであっても良く異なる位置における熱勾配を示す熱モデルからの経験的情報は、望ましくは、平面測定領域の位置を決定するために用いられる。

基準スキャンが基準データ取得段階で実行された後に、１次元トランスデューサは、アブレーション歯に通常最も近い第１の位置に再び位置決めされる。治療が開始された後、第１の平面内の温度上昇は、対応する基準フレームとの比較を用いて測定される。この第１の平面内で、つまり第１の測定領域内で測定された温度上昇は、提供される熱モデルに絶えず供給される。第１の平面で測定された温度が５０℃に近いとき、この位置における温度測定は停止され、１次元トランスデューサは、次の空間位置へ、つまりアブレーション歯から離れた第２の位置へ移動される。第１の位置からの温度測定は、第２の位置から、第３の位置から、以下同様の位置からの後続の測定値に付加される。そして、最適モデルパラメータは、制約としてこれらの温度測定値に基づき推定される。最適モデルパラメータに基づき、つまり対応する最適熱モデルに基づき、体積全体に渡る３次元温度分布が決定できる。

上述の実施形態では、基準超音波データは、アブレーション治療の開始前に基準スイープを実行することにより基準データ取得段階で取得されたが、他の実施形態では、温度分布測定方法は、このような基準超音波データ取得を有しないで実行されても良い。この場合、モデル供給ユニット１４により供給される熱モデルは、測定される超音波データについて基準温度を決定するために使用できる。特に、オブジェクトの提供される熱モデルは、可変モデルパラメータに依存して、個々の温度分布が治療中に既に測定されている測定領域の中の、及び個々の温度分布が治療中に既に測定されていない測定領域の中のモデル温度分布を記述できる。ここで、温度分布推定ユニット１５は、個々の温度分布が既に測定されている測定領域のモデル温度分布の、個々の温度分布が既に測定されている測定領域の測定した温度分布からの変位が最小化されるようにモデルパラメータを変更することにより、及び変更されたモデルから基準温度を決定することにより、個々の温度分布が未だ測定されていない個々の測定領域の基準温度を決定するために適応されても良い。例えば、１次元超音波トランスデューサは、最初に、時間ｔ_０から時間ｔ_１まで、第１の位置に配置されても良い。ここで、この第１の位置で、つまり対応する第１の測定領域では、温度は、時間ｔ_１における温度まで時間の経過と共に測定される。時間ｔ_１は、測定温度が５０℃に近い、つまりほぼそれに等しい又はそれより僅かに大きい時間により定められても良い。次に、１次元超音波トランスデューサは、時間ｔ_１において第２の位置へ移動される。ここで、時間ｔ１における又はより具体的には時間ｔ_１＋Δｔにおける、ここでΔｔは第１の位置から第２の位置へ移動するための時間であり、第２の位置における、つまりアブレーション歯までより遠い第２の測定領域の中の温度は、第１の測定領域に中の既に実行された温度測定に基づき熱モデルから予測される。ｔ_１における第２の測定領域の中のこの予測された温度は、第２の測定領域の中の測定についての基準温度であり、基準超音波データは、第２の測定領域の中で時間ｔ_１において取得された超音波データである。１次元トランスデューサが第２の位置へ移動された後に、時間ｔ_１から時間ｔ_２までのこの位置で測定された温度上昇は、時間ｔ_２における絶対温度を得るために、時間ｔ_１で熱モデルから導出された開始温度に加算される。同じ手順は、更なる測定領域について、例えば、第３の、第４の及び第５の測定領域について、それぞれ対応する時間間隔ｔ_２からｔ_３、ｔ_３からｔ_４、ｔ_４からｔ_５で実行できる。データはアブレーション歯から離れた異なる空間位置で利用可能なので、空間的−時間的熱分布プロファイルを決定する熱パラメータを推定するために非常にロバストなデータが提供される。

１次元超音波トランスデューサの代わりに２次元超音波トランスデューサ、つまり２次元超音波アレイが用いられる場合、複数の２次元スキャン平面で撮像する能力が提供される。データが取得されるスキャン平面、つまり対応する位置、従って測定領域は、望ましくは予め定められる。これらの予め定められたスキャン平面で取得される超音波データは、時間ｔ_０においてアブレーション歯まで最も近いスキャン平面から開始して後の時間に更に遠くへ連続的に処理できる。これらの空間位置の各々で、つまり平面測定領域の各々で取得される超音波データは、超音波温度測定法によりこれらの測定領域の中の温度分布を決定するために使用できる。そして、決定された温度分布は、モデルパラメータを推定するために熱モデルに供給でき、結果として全体の温度分布をもたらす。本実施形態では２次元超音波トランスデューサが用いられるので、基準データ取得段階で、時間ｔ_０における、つまり人の温度が３７℃であるときの異なる測定領域の基準フレーム、つまり基準超音波データは、容易に同時に利用可能である。

上述の実施形態では、温度分布決定技術はＲＦアブレーション治療と関連して用いられるが、他の実施形態では、温度分布決定技術は、他のアブレーション治療のような他のエネルギ適用治療と一緒に用いることもできる。例えば、温度分布決定技術は、ＨＩＦＵ、マイクロ波アブレーション、レーザアブレーション、等と組み合わせることもできる。

上述の実施形態では超音波温度測定法により測定領域の中の温度分布を測定するために特定の超音波温度測定技術が記載されたが、他の実施形態では、オブジェクトの超音波特性と温度との間の関係に依存する他の超音波温度測定技術のような他の超音波温度測定技術を用いることもできる。さらに、上述の実施形態では、温度分布は組織内で決定されたが、他の実施形態では、温度分布は、他のオブジェクトの中で決定することもできる。例えば、温度分布は、生物の他の部分の中で又は技術的オブジェクトの中で決定することもできる。

開示された実施形態の他の変形は、図面、詳細な説明、及び請求項を読むことにより、当業者に理解され請求項に記載された発明を実施する際に実施されうる。

留意すべき点は、用語「有する（comprising）」は他の要素又は段階を排除しないこと、及び単数を表す語（a、an）は複数を排除しないことである。

単一のユニット又は装置が、請求の範囲に記載された幾つかのアイテムの機能を満たしても良い。特定の量が相互に異なる従属請求項に記載されるという事実は、これらの量の組合せが有利に用いることが出来ないことを示すものではない。

１又は複数のユニット若しくは装置により実行される、測定領域の中の温度分布の測定、測定領域が測定した温度分布に従って変更されるようにする温度分布測定ユニットの制御、modル野提供、モデルの適応、等のような手順は、いかなる他の数のユニット若しくは装置によっても実行できる。温度分布決定方法に従うこれらの手順及び／又は温度分布決定装置の制御は、コンピュータプログラムのプログラムコード手段として及び／又は専用ハードウェアとして実装することができる。

コンピュータプログラムは、インターネット又は他の有線若しくは無線通信システムを介するような、他のハードウェアと共に又はその一部として提供される光記憶媒体又は固体媒体のような適切な媒体に格納／分配されても良く、他の形式で分配されても良い。

請求項中のいかなる参照符号も請求の範囲又は本発明の範囲を制限するものと考えられるべきではない。

本発明は、オブジェクトを加熱することにより引き起こされるオブジェクト内部の温度分布を測定する温度分布測定装置に関する。温度分布測定ユニットは、オブジェクトが加熱されている間、オブジェクト内部の測定領域の中の温度分布を測定する。温度測定制御ユニットは、異なる測定領域の中の異なる温度分布を測定するために、温度分布測定ユニットを制御して、測定領域が測定された温度分布に従って変更されるようにする。これは、例えば、実際に測定した温度分布に依存して測定領域を変更することを可能にし、現在の測定領域で実際に測定された温度が実際の測定中に高くなり過ぎる場合に、変更された新しい測定領域で、オブジェクトの温度の測定が継続されるようにし、それによりオブジェクトの温度分布を測定できる時間期間を延長する。

Claims (13)

1. オブジェクトを加熱することにより引き起こされる該オブジェクトの内部の温度分布を測定する温度分布測定装置であって、前記温度分布測定装置は、
   前記オブジェクトが加熱されている間に、前記オブジェクトの内部の測定領域の中の温度分布を測定する温度分布測定ユニットであって、前記温度分布測定ユニットは、前記測定領域の超音波データを取得する超音波プローブと、前記取得した超音波データに基づき前記測定領域の内部の前記温度分布を決定する超音波温度測定ユニットと、を有する、温度分布測定ユニットと、
   モデル提供ユニットであって、
   （ａ）時間期間の間の、個々の測定領域の中で個々の温度分布が測定されている測定領域の中の、及び
   （ｂ）時間期間の間の、個々の測定領域の中で個々の温度分布が測定されていない測定領域の中の、及び／又は温度分布が測定されていない前記オブジェクトの内部の非測定領域の中の、
   モデル温度分布を示す前記オブジェクトのモデルを提供するモデル提供ユニットと、
   前記提供されたモデルを用いることにより前記測定された温度分布に基づき、時間期間の間の個々の測定領域の中で個々の温度分布が測定されていない測定領域の中の及び／又は前記非測定領域の中の推定温度分布を決定する温度分布推定ユニットと、
   を有し、
   前記装置は、
   前記測定領域の中の前記測定された温度分布が所定の温度範囲の外側の温度を有するか否かを決定し、前記測定領域の中の前記測定された温度分布が前記所定の温度範囲の外側にある場合、前記測定領域が変更されるように前記温度分布測定ユニットを制御するよう適応される温度測定制御ユニット、
   を有する温度分布測定装置。
2. 前記温度測定制御ユニットは、前記測定領域の位置を変えることにより前記測定領域が変更されるように、前記温度分布測定ユニットを制御するよう適応される、請求項１に記載の温度分布測定装置。
3. 前記オブジェクトは熱源により加熱され、前記温度測定制御ユニットは、前記測定領域が異なる位置に連続的に配置されるように前記温度分布測定ユニットを制御するようにされ、前記測定領域の位置が変えられる場合、前記熱源に近い位置から前記熱源から遠い位置へ変えられる、請求項２に記載の温度分布測定装置。
4. 前記温度分布測定装置は、前記測定領域を変更するために、前記測定領域の位置を変えるよう前記超音波プローブを移動するようにされる、請求項１に記載の温度分布測定装置。
5. 前記超音波プローブは、前記測定領域を変更するために、前記超音波プローブを移動することなく、前記測定領域の位置が変えられるようにされる、請求項１に記載の温度分布測定装置。
6. 前記温度分布測定ユニット及び前記温度測定制御ユニットは、前記超音波プローブが、基準温度で異なる測定領域について基準超音波データを、及び異なる測定領域について実際の超音波データを取得するように、並びに、前記超音波温度測定ユニットが、個々の測定領域について取得された個々の前記実際の超音波データ、個々の測定領域について取得された前記基準超音波データ、及び個々の前記基準温度に従って個々の測定領域の中の温度分布を決定するようにされる、請求項１に記載の温度分布測定装置。
7. 前記温度分布測定ユニット及び前記温度測定制御ユニットは、基準データ取得段階で、前記超音波プローブが知られている基準温度において前記異なる測定領域について前記基準超音波データを取得するよう、並びに、温度分布測定段階で、前記超音波プローブが実際の超音波データを取得し、前記超音波温度測定ユニットが個々の測定領域について取得された個々の実際の超音波データ、個々の測定領域について取得された前記基準超音波データ、及び個々の前記基準温度に依存して前記異なる測定領域の中の温度分布を決定するようにされる、請求項６に記載の温度分布測定装置。
8. モデル提供ユニットは、前記モデルが、可変モデルパラメータに依存して、個々の温度分布が既に測定されている測定領域の中の、及び個々の温度分布が未だ測定されていない測定領域の中のモデル温度分布を記述するように、前記モデルを提供するようにされ、
   前記温度分布推定ユニットは、個々の温度分布が既に測定されている測定領域のモデル温度分布の、個々の温度分布が既に測定されている測定領域の前記測定した温度分布からの変位が最小化されるように前記モデルパラメータを変更することにより、及び前記変更されたモデルから基準温度を決定することにより、個々の温度分布が未だ測定されていない個々の測定領域の基準温度を決定するようにされる、
   請求項６に記載の温度分布測定装置。
9. 前記モデル提供ユニットは、前記オブジェクトのモデルが、可変モデルパラメータに依存して、前記モデル温度分布を記述するように、前記オブジェクトのモデルを提供するようにされ、
   前記温度分布推定ユニットは、時間期間の間に個々の温度分布が個々の測定領域で測定されている異なる測定領域のモデル温度分布の、前記異なる測定領域の前記測定した温度分布からの変位が最小化されるように前記モデルパラメータを変更することにより、及び前記変更されたモデルから前記推定温度分布を決定することにより、前記時間期間の間に個々の温度分布が個々の測定領域で測定されていない異なる測定領域の及び／又は前記非測定領域の前記推定温度分布を決定するようにされる、
   請求項１に記載の温度分布測定装置。
10. オブジェクトを加熱するシステムであって、前記システムは、
    前記オブジェクトを加熱する熱源と、
    請求項１に記載の前記オブジェクトの内部の温度分布を決定する温度分布決定装置と、
    を有するシステム。
11. 前記システムは、前記決定した温度分布に依存して前記熱源を制御する熱源制御ユニットを更に有する、請求項１０に記載のシステム。
12. オブジェクトを加熱することにより引き起こされる該オブジェクトの内部の温度分布を測定する温度分布測定装置の作動方法であって、前記温度分布測定装置は、熱源と温度分布測定ユニットと温度分布推定ユニットとを有し、前記作動方法は、
    前記温度分布測定ユニットにより、前記熱源が加熱している前記オブジェクトの内部の測定領域の中の温度分布を測定するステップであって、前記温度分布測定ユニットは、前記測定領域の超音波データを取得する超音波プローブと、前記取得した超音波データに基づき前記測定領域の内部の前記温度分布を決定する超音波温度測定ユニットと、を有する、ステップと、
    前記オブジェクトのモデルを提供するステップであって、前記オブジェクトのモデルは、
    （ａ）時間期間の間の、個々の測定領域の中で個々の温度分布が測定されている測定領域の中の、及び
    （ｂ）時間期間の間の、個々の測定領域の中で個々の温度分布が測定されていない測定領域の中の、及び／又は温度分布が測定されない前記オブジェクトの内部の非測定領域の中の、
    モデル温度分布を示す、ステップと、
    前記温度分布推定ユニットにより、前記提供されたモデルを用いることにより前記測定された温度分布に基づき、時間期間の間の個々の測定領域の中で個々の温度分布が測定されていない異なる測定領域の中の及び／又は前記非測定領域の中の推定温度分布を決定するステップと、
    を有し、
    前記作動方法は、
    前記測定領域の中の前記測定された温度分布が所定の温度範囲の外側の温度を有するか否かを決定し、前記測定領域の中の前記測定された温度分布が前記所定の温度範囲の外側にある場合、前記測定領域が変更されるように、前記温度分布測定ユニットを制御するステップ、
    を更に有する温度分布測定方法。
13. オブジェクトを加熱することにより引き起こされる該オブジェクトの内部の温度分布を決定するコンピュータプログラムであって、前記コンピュータプログラムは、前記コンピュータプログラムが請求項１に記載の温度分布決定装置を制御するコンピュータで実行されると、前記温度分布決定装置に、請求項１２に記載の温度分布測定装置の作動方法のステップを実行させる、コンピュータプログラム。

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