(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
熱アブレーションプロセス中に、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であって、
前記組織を加熱するために前記組織へ加熱電力を導入するように構成される温度アプリケーションユニットと、
超音波を発し、受信するため、及び前記アブレーションプロセス中の超音波せん断波検出に基づいて前記組織の測定領域における温度を決定するための、超音波ユニットと、
熱伝達モデルを含み、決定された前記温度と当該熱伝達モデルに基づいて前記組織内の関心領域における温度を推定するための温度推定ユニットと
を有し、前記熱伝達モデルが前記組織の医用画像に基づく、温度モニタリング装置。
【請求項２】
前記超音波ユニットが前記医用画像に基づいて前記組織内の測定領域を定義するように構成される、請求項１に記載の温度モニタリング装置。
【請求項３】
前記温度アプリケーションユニットが前記医用画像に基づいて前記組織へ導入される前記加熱電力を決定するように構成される、請求項１に記載の温度モニタリング装置。
【請求項４】
前記測定領域が少なくとも一つの測定面を有する、請求項１に記載の温度モニタリング装置。
【請求項５】
前記測定領域が前記関心領域から離れて形成される、請求項１に記載の温度モニタリング装置。
【請求項６】
前記温度推定ユニットが前記関心領域の位置と前記測定領域の位置を決定するための位置センサを有する、請求項１に記載の温度モニタリング装置。
【請求項７】
前記温度推定ユニットが前記医用画像に基づいて前記組織内のヒートシンクを検出するように構成され、前記温度推定ユニットが検出される前記ヒートシンクに基づいて前記熱伝達モデルを適応させるように構成される、請求項１に記載の温度モニタリング装置。
【請求項８】
前記温度推定ユニットが異なる測定領域における超音波温度測定に基づいて前記熱伝達モデルのパラメータを適応させるように構成される、請求項１に記載の温度モニタリング装置。
【請求項９】
前記温度アプリケーションユニットが前記関心領域における推定温度に基づいて前記組織へ導入される加熱電力を制御するように構成される、請求項１に記載の温度モニタリング装置。
【請求項１０】
前記超音波ユニットが前記熱伝達モデルに基づいて決定される前記組織の予測温度に基づいて前記組織内の測定領域の位置を定義するように構成される、請求項１に記載の温度モニタリング装置。
【請求項１１】
前記温度アプリケーションユニットが前記組織へ加熱電力パルスを導入するように構成され、前記温度推定ユニットが前記加熱電力パルスによって生成される前記測定領域において前記超音波ユニットによって決定される温度に基づいて前記熱伝達モデルのパラメータを決定するように構成される、請求項１に記載の温度モニタリング装置。
【請求項１２】
前記温度アプリケーションユニットが前記組織へ加熱電力を導入するためのプローブを有し、当該プローブが前記組織の温度を測定するための温度測定装置を有する、請求項１に記載の温度モニタリング装置。
【請求項１３】
前記温度アプリケーションユニットが前記組織へ加熱電力パルスを導入するように構成され、前記超音波ユニットが前記プローブの温度測定装置によって測定される温度に基づいて前記超音波温度測定をキャリブレーションするように構成される、請求項１２に記載の温度モニタリング装置。
【請求項１４】
前記医用画像が画像ユニットによって提供される超音波画像、コンピュータ断層撮影画像、及び／又は磁気共鳴断層撮影画像である、請求項１に記載の温度モニタリング装置。
【請求項１５】
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の作動方法であって、前記温度モニタリング装置は、温度アプリケーションユニット、超音波ユニット、及び温度推定ユニットを有し、
前記温度アプリケーションユニットが、前記組織を加熱するために前記組織へ加熱電力を導入するステップと、
前記超音波ユニットが、超音波せん断波検出に基づいて前記組織の測定領域における温度を決定するステップと、
前記温度推定ユニットが、熱伝達モデルと決定された前記温度に基づいて前記組織内の関心領域における温度を推定するステップと
を有し、当該熱伝達モデルが前記組織の医用画像に基づく、方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は特に熱アブレーションプロセス中に、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に、並びに特に熱アブレーションプロセス中に、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法に関する。
【背景技術】
【０００２】
低侵襲手術の分野において熱アブレーション法は周知であり、大手術の優れた代替法を提供する。この技術は高周波、凍結療法、及び／又はマイクロ波アブレーションを提供するための針若しくはプローブを要するだけである。代替的に超音波を使用するような非侵襲熱源が使用され得る。各場合において、組織は６０℃以上の温度に組織を加熱することによって凝固される。この技術は好適には癌を治療するために使用される。
【０００３】
高周波アブレーションは癌、特に肝癌を治療する現在最も一般的な低侵襲加熱療法である。高周波アブレーションはアクティブ電極チップを伴うプローブを使用し、それを通じて高周波交流電流が伝導される。電流は接地パッドへと体中を伝播し、電流はイオン性攪乱と摩擦加熱を生じる。組織に導入される熱は熱伝導を通じて分散されて腫瘍をアブレーションする。
【０００４】
癌の高再発率のために、追跡検査が一カ月以内に、再度三ヶ月ごとに、残存病変若しくは再発を検出する腫瘍マーカと一緒になされる。高再発率の一般的な理由の一つは、全腫瘍細胞を適切に破壊するように熱アブレーション法のアブレーションサイズをモニタリングし制御することができないためである。従ってアブレーションゾーンの温度マップを用いてリアルタイムフィードバックを提供することが必須である。
【０００５】
手術の温度プロファイルは現在磁気共鳴ベースの温度イメージングによって実現され得るが、この技術は高価であり容易に利用可能でない場合がある。
【０００６】
代替的に超音波温度測定が熱アブレーションモニタリングのために使用され得るが、この方法の感度は５０℃以上で著しく低下し、超音波エコーは組織壊死の開始と共に顕著に変化するので、正確な温度測定及びアブレーションゾーンの正確な温度マップの生成は不可能である。
【０００７】
代替的に超音波せん断波イメージングは、癌を検査し、アブレーション組織と周辺健常組織との間のコントラストを提供してリアルタイムに熱アブレーションをモニタリングする周知の技術である。しかしながら、高周波マイクロ波アブレーション中の熱導入はアブレーションゾーンのコア周辺に気泡を形成し、これはせん断波イメージングにアーチファクトを導入し得るので、アブレーションの熱モニタリングが阻害され得る。
【０００８】
超音波温度測定若しくはせん断波イメージングを用いる超音波検査法は両方とも、金属装置によって阻害され得るので、高周波アブレーションプローブの存在のためにアブレーションゾーンのコアに近いモニタリングは不可能である。
【０００９】
代替法はせん断波イメージング面をアブレーションゾーンの周辺に配置し、熱モデルを用いることによってアブレーションゾーンの温度を決定するが、ヒートシンクとなる血管に起因する組織の不均一性のために、アブレーションゾーンにおける温度の正確な決定は不可能である。
【００１０】
ＵＳ２０１０／０２５６５３０Ａ１は組織アブレーションをモニタリングするための方法と装置を開示し、アブレーション電極の位置は超音波トランスデューサによってモニタリングされるが、金属電極並びにアブレーションゾーンにおける温度及び気泡効果のために、アブレーションゾーンの正確な温度モニタリングは不可能である。
【００１１】
ＥＰ２３８７９６３Ａ１はオブジェクトへエネルギーを印加することによって生じるオブジェクト内の温度分布を決定するための温度分布決定装置を開示し、オブジェクトが第一温度範囲内の温度に加熱されるようにオブジェクトにエネルギーが印加される間、オブジェクトの空間的にかつ時間的に依存する第一温度分布を超音波ユニットが測定し、第一温度範囲と異なる第二温度範囲内のオブジェクトにおける空間的にかつ時間的に依存する第二温度分布を温度分布推定ユニットが推定する。
【００１２】
Ｂ．Ａｒｎａｌ  ｅｔ  ａｌ．："Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ  ｏｆ  Ｔｈｅｒｍａｌ  Ｔｈｅｒａｐｙ  Ｂａｓｅｄ  ｏｎ  Ｓｈｅａｒ  Ｍｏｄｕｌｕｓ  Ｃｈａｎｇｅｓ：Ｉ．Ｓｈｅａｒ  Ｗａｖｅ  Ｔｈｅｒｍｏｍｅｔｒｙ"，ＩＥＥＥ  ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ  ｏｎ  ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ，ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒｉｃｓ  ａｎｄ  ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ  ｃｏｎｔｒｏｌ，Ｖｏｌ．５８，Ｎｏ．２，１  Ｆｅｂｒｕａｒｙ  ２０１１，ｐａｇｅｓ  ３６９‐３７８から、せん断波温度測定に基づく組織の温度を決定するための方法が知られている。
【００１３】
Ａ．Ａｎａｎｄ  ｅｔ  ａｌ．："Ｔｈｒｅｅ‐Ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ  Ｓｐａｔｉａｌ  ａｎｄ  Ｔｅｍｐｏｒａｌ  ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ  ｉｎ  Ｇｅｌ  Ｐｈａｎｔｏｍｓ  Ｕｓｉｎｇ  Ｂａｃｋｓｃａｔｔｅｒｅｄ  Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ"，ＩＥＥＥ  ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ  ｏｎ  ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ，ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒｉｃｓ  ａｎｄ  ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ  ｃｏｎｔｒｏｌ，Ｖｏｌ．５４，Ｎｏ．１，１  Ｊａｎｕａｒｙ  ２００７，ｐａｇｅｓ  ２３‐３１から、後方散乱超音波に基づく組織中の温度を決定するための方法が知られている。
【００１４】
ＵＳ７５２０８７７Ｂ２はマルチプロングプローブを用いる高周波システムを開示し、プロングは互いに電気的に絶縁され、電力はプロング間、プロングと接地パッド間、若しくはその両方で高速スイッチされる。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１５】
従って低技術的努力で高精度の、組織内の温度をモニタリングするための改良された温度モニタリング装置及び改良された温度モニタリング法を提供することが本発明の目的である。
【課題を解決するための手段】
【００１６】
本発明の第一の態様によれば、特に熱アブレーションプロセス中に、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が提供され、当該装置は、
組織を加熱するために組織に加熱電力を導入するように構成される温度アプリケーションユニットと、
超音波を発し、受信するため、並びに超音波せん断波検出に基づいて組織の測定領域における温度を決定するための超音波ユニットと、
決定された温度及び熱伝達モデルに基づいて組織内の関心領域における温度を推定するための熱伝達モデルを含む温度推定ユニットとを有し、熱伝達モデルは組織の医用画像に基づく。
【００１７】
本発明のさらなる態様によれば、特にアブレーションプロセス中に、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法が提供され、当該方法は、
組織を加熱するために組織に加熱電力を導入するステップと、
超音波せん断波検出に基づいて組織の測定領域における温度を決定するステップと、
熱伝達モデルと決定された温度に基づいて組織内の関心領域における温度を推定するステップとを有し、熱伝達モデルは組織の医用画像に基づく。
【００１８】
本発明の好適な実施形態は従属請求項に定義される。請求される方法は請求される装置及び従属請求項に定義されるものと同様及び／又は同一の好適な実施形態を持つことが理解されるものとする。
【００１９】
本発明は、温度マップが提供されることができ、アブレーションゾーンが正確に決定されることができるように、組織へ加熱電力が導入される位置から離れて組織の温度を非侵襲的に測定し、関心領域、例えば電力導入の位置と測定領域の間の領域における組織の温度を推定するというアイデアに基づく。関心領域における温度を推定し、推定を改良するために、温度推定ユニットによって熱伝達モデルが使用され、伝達モデルのパラメータがコンピュータ断層撮影画像、超音波画像若しくは磁気共鳴画像などの医用画像に基づいて決定される。医用画像は組織の特性によって決定されるので、熱伝達モデルは追加プロービング若しくは測定ユニットなしに関心領域内の温度が正確に推定されることができるよう、正確に決定され得る。従って、関心領域内の温度のモニタリングが高精度で、低技術努力で可能である。
【００２０】
好適な実施形態において、超音波ユニットは医用画像に基づいて組織内の測定領域を定義するように構成される。これは関心領域内の温度の正確な推定を提供するために組織内の最適位置を定義する可能性がある。
【００２１】
好適な実施形態において、温度アプリケーションユニットは医用画像に基づいて組織へ導入される加熱電力を決定するように構成される。これは組織の熱特性が医用画像から導出され得るので、加熱電力によって加熱される組織の温度を正確に予め決定する可能性がある。
【００２２】
好適な実施形態において、測定領域は少なくとも一つの測定面を有する。これは測定面の距離が関心領域から規定距離において正確に位置付けられ得るので、測定領域の位置を正確に定義する可能性がある。
【００２３】
好適な実施形態において、測定領域は関心領域から離れて形成される。これは関心領域における超音波測定に対する高温効果の影響が軽減され得るので、超音波せん断波温度検出の感度を増す可能性がある。
【００２４】
好適な実施形態において、温度推定ユニットは関心領域の位置と測定領域の位置を決定するための位置センサを有する。これは関心領域内の温度の正確な推定が実現され得るように関心領域と測定領域の距離を正確に決定する可能性がある。
【００２５】
好適な実施形態において、温度推定ユニットは医用画像に基づいて組織内のヒートシンクを検出するように構成され、温度推定ユニットは検出されたヒートシンクに基づいて熱伝達モデルを適応させるように構成される。これは組織内のヒートシンクを形成し得る血管が医用画像を用いて容易に検出され得るので、熱伝達モデルの性能を改良する可能性がある。
【００２６】
好適な実施形態において、温度推定ユニットは異なる測定領域における超音波温度測定に基づいて熱伝達モデルのパラメータを適応させるように構成される。これは推定温度を超音波温度測定と比較し、各モデルパラメータを適応させることによって熱伝達モデルを持続的に改良する可能性がある。
【００２７】
ある実施形態において、超音波温度測定はアブレーションゾーンの周辺で実行される。
【００２８】
熱伝達モデルパラメータはアブレーション中若しくは前に実行されるせん断波測定に基づいて決定される。従ってリアルタイムの熱伝達モデルの適応が可能である。
【００２９】
好適な実施形態において、温度アプリケーションユニットは関心領域における推定温度に基づいて組織へ導入される加熱電力を制御するように構成される。これは組織の正確な治療が可能であるように関心領域内の温度を既定レベルへセットする可能性がある。
【００３０】
好適な実施形態において、超音波ユニットは熱伝達モデルに基づいて決定される組織の予測温度に基づいて組織内の測定領域の位置を定義するように構成される。これは、温度測定の感度が改良され得るように、せん断波検出の高感度範囲内にある組織温度を持つ位置において測定領域を定義する可能性がある。
【００３１】
好適な実施形態において、温度アプリケーションユニットは組織へ加熱電力パルスを導入するように構成され、温度推定ユニットは加熱電力パルスによって生成される測定領域における超音波ユニットによって決定される温度に基づいて熱伝達モデルのパラメータを決定するように構成される。これは組織の正確な治療が実現され得るようにモニタリングされる組織内の実測に基づいて治療前に熱伝達モデルのパラメータを決定する可能性がある。
【００３２】
好適な実施形態において、温度アプリケーションユニットは組織へ加熱電力を導入するためのプローブを有し、プローブは組織の温度を測定するための温度測定装置を有する。これは追加の実際の温度測定が提供され得るので、温度測定と熱伝達モデルをさらに改良する可能性がある。
【００３３】
温度アプリケーションユニットが組織へ加熱電力パルスを導入するように構成される場合さらに好適であり、超音波ユニットはプローブの温度測定装置によって測定される温度に基づいて超音波温度測定をキャリブレーションするように構成される。これは超音波ユニットがｉｎ‐ｓｉｔｕ温度測定に基づいてキャリブレーションされ得るので、超音波測定を改良する可能性がある。この場合、熱伝導効果が最小化され得るように測定領域がプローブに接近して形成される場合好適である。
【００３４】
好適な実施形態において、医用画像は超音波画像、コンピュータ断層撮影画像、及び／又は磁気共鳴断層撮影画像である。これは熱伝達モデルに基づいて温度推定を改良するために正確な医用画像を提供する可能性がある。
【００３５】
上述の通り、本発明は熱伝達モデルに基づいて関心領域内の温度を推定するというアイデアに基づき、熱伝達モデルは各組織の医用画像を用いて適応される。従って、熱伝達モデルは実際の組織特性に、特に組織内のヒートシンクとなり、関心領域内の温度の推定を妨げ得る血管の存在に、適応され得る。従って、組織の正確なアブレーション処置が可能であるように、関心領域内の温度の正確な推定が低技術的努力で可能である。
【００３６】
本発明のこれらの及び他の態様は以降に記載の実施形態から明らかとなり、それらを参照して解明される。
【図面の簡単な説明】
【００３７】
【図１】アブレーションゾーンと超音波温度測定の略図を示す。
【図２】温度モニタリング装置の略ブロック図を示す。
【図３】温度モニタリング及び治療法の略ブロック図を示す。
【発明を実施するための形態】
【００３８】
図１は概して１０で示される例えばヒトの組織を示す。組織１０において、組織１０の部位を凝固させるため若しくは組織１０の部位をアブレーションするために既定温度へ組織１０を加熱するためのプローブ若しくは先端１４を持つ温度アプリケーション装置１２が配置される。温度アプリケーション装置１２は好適には低侵襲法として高周波アプリケーションユニット、凍結療法ユニット若しくはマイクロ波アブレーションユニットであるか、又は代替的に超音波（ＨＩＦＵ）を使用するような非侵襲熱源であり得る。温度アプリケーション装置１２は組織１０が６０℃を超える温度に加熱され、アブレーションゾーン１６における組織１０がアブレーション若しくは凝固されるように、組織１０へ加熱電力を導入する。組織１０の熱伝導性のためにアブレーションゾーン１６は中温ゾーン１８によって囲まれ、中温ゾーン１８における組織１０はアブレーションゾーン１６における温度よりも低い中温に加熱される。中温ゾーン１８は低温ゾーン２０によって囲まれ、低温ゾーン２０の組織１０は中温ゾーン１８の温度よりも低い。中温ゾーン１８は温度アプリケーション装置１２の加熱電力を用いて５０‐６０℃の温度に加熱されるので、この中温ゾーン１８において凝固若しくはアブレーションは生じない。低温ゾーン２０は温度アプリケーション装置１２の加熱電力を用いて５０℃未満の温度に加熱される。
【００３９】
組織１０の温度は好適にはアブレーションゾーン１６から離れた、組織１０内の異なる測定位置２２、２４において超音波せん断波検出を用いて測定される。測定位置２２、２４は通常、アブレーションゾーン１６から異なる距離において組織内に配置される異なる測定面２２、２４である。超音波せん断波検出は好適には超音波せん断波温度測定（ＳＷＴ）若しくは超音波せん断波イメージング（ＳＷＩ）によって実行される。せん断波温度測定は最高６０℃までの組織温度に適用可能であるため、温度測定位置２２、２４は正確な測定結果を提供するためにアブレーションゾーン１６から離れて位置すべきである。超音波せん断波イメージングは最高６５℃まで適用可能であるので、測定位置２２、２４はアブレーションゾーンの近くに配置され得るが、上述の通り気泡のような測定攪乱のために、測定位置２２、２４は６０℃未満の組織温度を持つ温度ゾーン１８、２０の一つにおいてアブレーションゾーン１６から離れるべきである。
【００４０】
組織の正確な治療、特に肝癌のような癌の正確な治療を提供するために、例えば全腫瘍細胞を除去し、癌再発のリスクを軽減するアブレーションゾーン１６の境界若しくはアブレーションゾーン１６の三次元サイズが組織１０内で正確に決定されなければならない。従って、アブレーションゾーン１６の境界は測定位置２２、２４における超音波せん断波測定と生体熱伝達モデルに基づいて関心領域２６として決定され、それを用いて三次元温度マップが決定される。生体熱伝達モデルはコンピュータ断層撮影、超音波若しくは磁気共鳴法のような独立したイメージングモダリティから得られる組織１０の医用画像に基づき、医療画像はアブレーション手順前にとられるか若しくは実行される。医用画像に基づいて、組織１０内の温度分布の正確な推定が可能になるよう、組織１０内のヒートシンクを形成する血管の場所のような組織１０の現在の特性が決定され、生体熱伝達モデルへインポートされる。
【００４１】
血管の位置のマップがアブレーションプロセス前に最初に提供される。組織１０の熱及び電気特性はアブレーションの開始時に未知の特性であるため、これらのパラメータは以下に記載の通りアブレーションプロセス中に推定される。超音波せん断波検出の測定データはモデルを適応させモデルの特異的パラメータを持続的に適応させるために熱伝達モデルへ持続的に提供される。従って、組織１０の全ゾーン１６、１８、２０における正確な温度分布が決定され得る。
【００４２】
好適な実施形態において、推定温度マップが評価され、温度アプリケーション装置１２によって組織１０へ供給される加熱電力は熱処理を最適化するため及びアブレーションゾーン１６のサイズを制御するために制御若しくは修正される。
【００４３】
従って、測定面２２、２４における超音波せん断波測定を用いて、組織１０の正確な熱治療が可能であるように関心領域２６内の温度が正確に推定され得る。
【００４４】
治療前フェーズにおいて、プローブ１４の位置を識別するために超音波ガイダンスが一般に使用され、超音波せん断波検出のために測定面２２、２４の位置を定義するために使用され得る。プローブ１４の位置検出のために、プローブ１４は電磁波、超音波若しくは光波に基づくトラッキングセンサであり得る位置センサ２８を有し得る。プローブ１４と測定面２２、２４間の距離も、温度アプリケーション装置１２に及び各超音波せん断波ユニットに結合される機械的固定具を用いてセット若しくは制御され得る。
【００４５】
医用画像は、超音波せん断波測定中のアーチファクトを回避するために血管を通る超音波せん断波の伝搬を回避するために測定位置２２、２４を定義するためにも利用される。
【００４６】
測定位置２２、２４が定義され調節されると、熱モデルが初期化され処置が開始される。通常、モデルは例えば文献値から得られる組織パラメータの初期値を利用する。例えば、導電率はσ＝０．１４８  Ｓ／ｍであり、熱伝導率は０．４６５  Ｗ／ｍ℃であり、密度は１０６０  ｋｇ／ｍ３であり、熱容量は３６００  Ｊ／Ｃ  ｋｇであり、かん流量は６．４ｘ１０−３／秒である。加熱電力は電力として印加され、インピーダンスプロファイルが取得され、熱モデルへリアルタイムにインポートされる。
【００４７】
プロセス中、測定面２２、２４はせん断波イメージングベースの温度推定を生成するために使用される。並行して、熱モデルによって推定される温度がせん断波温度測定並びに温度アプリケーション装置１２の先端１４において設けられる温度センサ３０によって実行される温度測定によって得られる温度と比較される。これらの測定及び推定温度と測定温度との比較を用いて、モデル予測と実験データとの差を最小化するように熱モデルのパラメータが常に持続的に適応される。アブレーション手順中に更新される適応されるパラメータは、コンピュータ断層撮影若しくは超音波画像において視覚化される血管における熱拡散率などの熱定数及びかん流量、導電率などの電気特性及び平均流速を含む。熱モデルのこの柔軟性を用いて、例えば局所的不均一性について、熱処理を最適化するために関心領域としてアブレーションゾーン１６の境界が非侵襲的に正確に測定され得るように、温度マップとアブレーションゾーン１６が正確に決定され得る。
【００４８】
そのように導出される温度分布は処置を完了するため若しくは処置を適応させるために温度アプリケーションユニットのオペレータをガイドし、温度アプリケーション装置１２の出力を制御するフィードバックとしても使用され得る。
【００４９】
熱モデル若しくは生体熱伝達モデルは好適には組織１０における熱拡散及び適用される熱源から生じる血液かん流を考慮するＰｅｎｎｅｓの生体熱方程式の実現である。大きな血管における指向性フローに起因するヒートシンク効果を考慮する付加的な熱伝達方程式も熱モデルに組み込まれ得る。生体熱伝達に加えて、熱付与（すなわち熱源）の根本的物理特性が高周波加熱用の電流インターフェースのような対応する物理インターフェースを用いてモデル化され得る。高周波アブレーション処置中の組織加熱をモデル化するためにマルチフィジクスシミュレーションが適用され得る。
【００５０】
熱伝達モデルに対する局所ｉｎ  ｓｉｔｕ組織特異的パラメータは熱伝達モデルをリアルタイムに適応させるためにアブレーション治療中若しくは直前に実行されるせん断波測定に基づいて決定される。
【００５１】
熱伝達モデルパラメータはアブレーションプロセスより前に決定若しくは推定され得る。第一のステップにおいて、加熱電力パルスがプローブ１４によって組織１０に印加され、超音波せん断波測定を用いて測定面２２、２４において誘導温度分布が測定される。測定温度と加熱電力パルスは未知のモデルパラメータを推定若しくは決定するために使用される。パラメータが決定された後、アブレーションプロセス中に使用される加熱電力プロファイルについてアブレーションゾーン１６の予測サイズが決定され得る。アブレーションゾーン１６の推定サイズと決定サイズ間の可能性がある偏差は適宜適応され得る。この実施形態はアブレーションプロセス中の熱モデルパラメータのリアルタイム即時推定の必要性を軽減する。
【００５２】
ある実施形態では、アブレーションゾーン１６の周辺で実行されるせん断波測定から推定される組織温度が使用される。
【００５３】
さらなる実施形態において超音波せん断波測定はアブレーションプロセス前にキャリブレーションされる。キャリブレーションステップ中、測定面２２、２４はプローブ１４の温度センサ３０の近くに配置され、加熱電力パルスは温度アプリケーション装置１２を用いて印加される。超音波せん断波測定と温度センサ３０の温度測定が比較され、超音波せん断波測定は温度センサ測定に従ってキャリブレーションされる。このキャリブレーションを用いて、プローブ１４に近い組織組成も考慮され得る。そうして得られるパラメータはアブレーションプロセス前にモデルパラメータを決定するために熱モデルに与えられる。
【００５４】
図２において、温度モニタリング装置が概略的に示され、概して４０で示される。温度モニタリング装置４０は組織１０を加熱するため及び組織１０のアブレーションプロセスを実行するためにプローブ１４へ加熱電力を印加するための温度アプリケーション装置１２を有する温度アプリケーションユニット４２を有する。温度モニタリング装置４０は超音波を発し、受信するため、及び超音波せん断波検出に基づいて組織１０の測定位置２２、２４における温度を決定するための超音波ユニット４４をさらに有する。超音波ユニット４４は測定位置２２、２４において温度を決定するためにせん断波温度測定（ＳＷＴ）及び／又はせん断波イメージング（ＳＷＩ）を提供する。超音波ユニット４４はさらにプローブ１４の位置に対して組織１０内の測定位置２２、２４を定義するように構成される。超音波ユニット４４はプローブ１４の位置に対して測定位置２２、２４を決定する位置センサをさらに有する。
【００５５】
温度モニタリング装置４０は熱伝達モデル４８を含む温度推定ユニット４６をさらに有する。温度推定ユニット４６は処置される組織１０から医用画像を受信するためのイメージングユニット５０に接続される。温度推定ユニット４６は測定データを受信するため及び組織１０に印加される加熱電力を制御するためにさらに温度アプリケーションユニット４２へ及び超音波ユニット４４へ接続される。温度推定ユニット４６は熱伝達モデル４８と測定位置２２、２４における超音波ユニット４４の測定に基づいて組織１０内の関心領域２６における温度を推定するように構成され、熱伝達モデル４８は画像ユニット５０から受信される医用画像に基づく。従って、組織１０のアブレーションを正確に決定するために、一般に組織１０内の及び特に関心領域２６内の温度を推定するために組織１０の局所特性が考慮され得る。
【００５６】
温度推定ユニット４６は推定温度及び特に組織１０の推定温度マップをオペレータへ提供するための出力装置５２に接続され得る。温度モニタリング装置４０はオペレータがアブレーションプロセスを調節若しくは終了することを可能にする温度アプリケーションユニット４２へ結合されるオペレータコントロール（不図示）も有し得る。
【００５７】
図３において温度モニタリング法の略フロー図が示され、概して６０で示される。
【００５８】
一般に、温度モニタリング法６０は概して三つのフェーズ、処置前フェーズＩ、処置フェーズＩＩ、及び処置後フェーズＩＩＩを有する。
【００５９】
処置前フェーズＩ中、医用画像がキャプチャされ６２、６４に示す通り、測定面２２、２４が位置トラッキング法を用いて、例えば位置センサ２８を用いて、既知の距離においてアブレーションゾーン１６から離れて組織１０内に配置される。６６において、６６に示す通り例えば医用画像から受信される血管情報を用いて熱モデルが初期化される。６６において、例えば医用画像から導出されるかん流、指向性フロー、組織特性及びプローブ１４の特性に基づいて、熱モデルの追加パラメータが決定され得る。
【００６０】
処置フェーズＩＩ中、６８に示す通り測定面２２、２４が関心領域２６まわりに置かれ、７０に示す通りこれらの測定面２２、２４における温度がせん断波温度測定を用いて測定される。
【００６１】
７２に概して示す通り熱モデルは処置フェーズＩＩ中に持続的に更新及び改良される。熱モデル４８のこの適応７２中に、７４に示す通り熱モデル４８が利用され、７６に示す通り組織１０における温度分布が推定される。７８に示す通り推定温度が測定面２２、２４における温度測定と比較され、８０に示す通りモデルパラメータはせん断波温度測定を用いて測定される温度とマッチするように適応される。熱モデル４８のこの更新７２は全処置フェーズＩＩ中の連続的プロセスである。結果として、８２に示す通り組織１０の全ボリュームにわたる温度推定が提供される。
【００６２】
処置後フェーズＩＩＩ中、８４に示す通りアブレーションプロセスのフィードバックがオペレータに提供され、８６に示す通りアブレーションプロセスが継続若しくは終了されるべきかどうかの判断が提供され得る。
【００６３】
その結果、全アブレーションプロセスが組織１０の正確な温度マップを提供することによって最適化され得る。
【００６４】
本発明は図面及び先の記載において詳細に図示され記載されているが、かかる図示と記載は例示若しくは説明であって限定ではないとみなされるものとする。本発明は開示の実施形態に限定されない。開示の実施形態への他の変更は、図面、開示及び添付の請求項の考察から、請求される発明を実施する当業者によって理解されもたらされることができる。
【００６５】
請求項において、"有する"という語は他の要素若しくはステップを除外せず、不定冠詞"ａ"若しくは"ａｎ"は複数を除外しない。単一の要素若しくは他のユニットは請求項に列挙される複数の項目の機能を満たし得る。特定の手段が相互に異なる従属請求項に列挙されるという単なる事実は、これら手段の組み合わせが有利に使用されることができないことを示さない。
【００６６】
請求項における任意の参照符号は範囲を限定するものと解釈されてはならない。
【図１】
0006543243.tif 000002
【図２】
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【図３】
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