(57)【要約】熱処置システムが提供され、このシステムは、患者における標的集団を切除するために使用される熱投与量を発生するための熱適用要素、熱適用要素の熱投与量特性を制御するためのコントローラ、処置の間に標的集団の予備画像および熱画像を提供するための画像化装置、および各々が一組の熱投与量特性によって表される一連の処置部分を含む処置計画を自動的に構築するためのプラナーを備える。この非限定的な例示のみのために、この熱適用要素は、超音波エネルギー、レーザー光エネルギー、高周波（ＲＦ）エネルギー、マイクロ波エネルギー、または電気エネルギーのいずれかを適用し得る。
2004514510.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
熱処置システムであって、以下：
患者の標的集団を切除するために使用される熱投与量を生成するための熱適用要素；
該熱適用要素の熱投与量特性を制御するためのコントローラ；
該標的集団の予備的画像を提供するための画像化装置；および
１組の熱投与量特性によってそれぞれ表される一連の処置部位を含む、処置計画を自動的に構築するためのプラナー、
を備える、熱処置システム。
【請求項２】
請求項１に記載の処置システムであって、前記熱投与量特性が、少なくとも一部において、前記熱適用要素の電気的特性および機械的特性に変えられる、処置システム。
【請求項３】
請求項１に記載の処置システムであって、前記プラナーが、以下：
前記標的集団の容積、
前記患者の皮膚表面から前記標的集団への距離、
１組のデフォルト熱投与量予測特性、
１組のユーザ特定的熱投与量予測特性、
前記熱適用要素の物理的特性、および
前記画像化装置によって提供される画像、
のうちの１つ以上を含む入力情報に基づいて、前記処置計画を自動的に構築する、処置システム。
【請求項４】
請求項３に記載の熱処置システムであって、前記デフォルト熱投与量予測特性が、臨床適用の型に基づき、そして以下：
熱投与量閾値、
熱投与量予測アルゴリズム、
各熱投与量についての最大許容エネルギー、
各処置部位についての熱投与量持続時間、
熱投与量間の冷却時間、および
前記熱適用要素についての電気特性、
のうちの少なくとも１つを含む、処置システム。
【請求項５】
請求項３に記載の熱処置システムであって、前記ユーザ特定的熱投与量予測特性が、以下：
任意のデフォルト熱投与量予測特性に対するオーバーライド、
処置部位格子密度、および
熱投与量閾値、熱投与量予測アルゴリズム、各熱投与量についての最大許容エネルギー、各処置部位についての熱投与量持続時間、熱投与量間の冷却時間、および前記熱適用要素についての電気特性からなる群からのデフォルト熱投与量予測特性として特定化されない、熱投与量予測特性、
のうちの少なくとも１つを含む、処置システム。
【請求項６】
請求項１に記載の処置システムであって、前記処置計画が、前記標的集団全体が該標的集団全体を切除するのに十分な複合熱投与量を得るために、一連の熱投与量によってカバーされることを確実にする、処置システム。
【請求項７】
請求項１に記載の処置システムであって、前記熱投与量特性が、最適化基準として生理学的特性を使用して、自動的に最適化される、処置システム。
【請求項８】
請求項１に記載の処置システムであって、前記プラナーが、炭化またはエバポレーションを妨げるために、各処置部位において前記熱投与量を制限する、処置システム。
【請求項９】
請求項１に記載の処置システムであって、前記プラナーが、前記処置計画における各処置部位の予測熱投与量等高線を示す、予測熱投与量分布を構築する、処置システム。
【請求項１０】
請求項１に記載の処置システムであって、ユーザ特定的熱投与量予測特性を入力し、そして一旦、前記処置計画が構築されると、該処置計画を編集するための、ユーザインターフェース（ＵＩ）をさらに備える、処置システム。
【請求項１１】
請求項１に記載の処置システムであって、前記処置計画が、３次元で構築される、処置システム。
【請求項１２】
請求項１に記載の処置システムであって、各処置部位において生じる実際の熱投与量分布を示す、熱画像を提供するためのフェードバック画像化装置をさらに備える、処置システム。
【請求項１３】
請求項１２に記載の処置システムであって、前記画像化装置が、フィードバック画像化装置として作動する、処置システム。
【請求項１４】
請求項１に記載の処置システムであって、前記熱適用要素が、以下：
超音波エネルギー、
レーザー光エネルギー、
ＲＦエネルギー、
マイクロ波エネルギー、および
電気エネルギー、
のうちの１つを適用する、処置システム。
【請求項１５】
集束超音波システムであって、以下：
患者における標的集団を切除するために使用される熱投与量を生じる超音波エネルギーを生成するための変換器；
該変換器の熱投与量特性を制御するためのコントローラ；
該標的の予備的画像を提供し、そして該患者において実際の熱投与量分布を示す熱画像を提供するための画像化装置；および
該予備的画像を使用して処置計画を自動的に構築するためのプラナーであって、該処置計画が、該変換器を制御するために該コントローラによって使用される１組の熱投与量特性によって表される一連の処置部位を含む、プラナー、
を備える、集束超音波システム。
【請求項１６】
請求項１５に記載の集束超音波システムであって、前記プラナーが、前記処置計画における各処置部位の予測熱投与量等高線を示す、予測熱投与量分布をさらに構築する、集束超音波システム。
【請求項１７】
請求項１６に記載の集束超音波システムであって、熱投与量が前記処置計画において各処置部位に送達された後に、前記実際の熱投与量分布が、前記標的集団内の残りの未処置位置を決定するために、前記予測熱投与量分布と比較される、集束超音波システム。
【請求項１８】
請求項１６に記載の集束超音波システムであって、熱投与量が、前記処置計画において処置部位に送達された後、前記実際の熱投与量分布が、隣接する超音波処理部位の投与量パラメーターに対する変化を決定するために、前記予測熱投与量分布と比較される、集束超音波システム。
【請求項１９】
請求項１７に記載の集束超音波システムであって、前記プラナーが、前記残りの未処置位置に基づいた前記処置計画を自動的に評価し、そして前記標的集団の完全な切除が、処置部位を加えること、処置部位を除くこと、既存の処置部位を改変すること、または該処置計画を未変化のままにすることのうちの１つ以上によって達成されることを確実にするために該処置計画を更新する、集束超音波システム。
【請求項２０】
請求項１７に記載の集束超音波システムであって、ユーザが、前記残りの未処置位置に基づいて、前記処置計画を手動で調節し得る、集束超音波システム。
【請求項２１】
請求項１７に記載の集束超音波システムであって、前記予備的画像および熱的画像が、３次元データを表す、集束超音波システム。
【請求項２２】
請求項１７に記載の集束超音波システムであって、前記予測熱投与量分布および実際の熱投与量分布が、３次元データによって表される、集束超音波システム。
【請求項２３】
請求項１５に記載の集束超音波システムであって、前記画像化装置が、超音波が通過することができない患者内の感受性領域の輪郭をさらに提供する、集束超音波システム。
【請求項２４】
請求項２３に記載の集束超音波システムであって、前記プロセッサーが、前記感受性領域を超音波に曝露することを回避するために、該処置計画を構築する際に、前記輪郭を使用する、集束超音波システム。
【請求項２５】
請求項２３に記載の集束超音波システムであって、前記感受性流域が、骨、気体、および他の感受性組織を含む、集束超音波システム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
（発明の分野）
本発明は、一般に熱処置システムに関し、より詳細には、熱処置システムにおける熱投与量（ｔｈｅｒｍａｌ　ｄｏｓｉｎｇ）を制御するための方法および装置に関する。
【０００２】
（背景）
高強度集束超音波によって発生されるような熱エネルギー（約２０キロヘルツより高い周波数を有する音響波）は、患者における内部組織領域を治療的に処置するために使用され得る。例えば、超音波は、腫瘍を切除するために使用され得、それによって侵襲性手術のための必要性を省略する。この目的のために、超音波エネルギーを生成するために電気信号によって駆動される圧電変換器は、患者に対して外側であるが、切除されるべき組織に近接して配置され得ることが示唆されてきている。この変換器は、超音波エネルギーが患者における標的組織領域に対応する「焦点ゾーン」に集束し、この組織が凝固するまで標的組織領域を加熱するように、幾何学的に形状化され配置される。この変換器は、互いに近接した多くの焦点ゾーンにおいて、連続的に集束され得、活性化され得る。この一連の「超音波処理」は、所望の大きさおよび形状の組織構造全体（例えば、腫瘍）の凝固壊死を生じるために使用される。
【０００３】
このような集束超音波システムにおいて、この変換器は、好ましくは、超音波エネルギーが標的組織領域に対応する「焦点ゾーン」に集束し、この組織が壊死するまでこの領域を加熱するように、幾何学的に形状化され配置される。この変換器は、互いに近接した多くの焦点ゾーンにおいて、連続的に集束され得、活性化され得る。例えば、この一連の「超音波処理」は、所望の大きさおよび形状の組織構造全体（例えば、腫瘍）の凝固壊死を生じるために使用され得る。
【０００４】
例示のために、図１Ａは、「球状キャップ」形状を有する整相列の変換器１０を示す。この変換器１０は、球の一部を規定する湾曲の半径を有する曲面上に配置された複数の同心環１２を備える。この同心環１２は、一般に等しい表面積を有し、境界線１４によって複数の湾曲した変換器セクター、または変換器要素１６に分割され得、変換器１０の面の「タイリング（ｔｉｌｉｎｇ）」を作製する。この変換器要素１６は、圧電材料の共鳴周波数付近の洞波（ｓｉｎｕｓ　ｗａｖｅ）によって駆動される際に、要素１６が励起洞波の位相および振幅に従って振動し、それによって所望の超音波エネルギーを生成するような圧電材料で構成される。
【０００５】
図１Ｂに示されるように、各変換器要素１６についてのそれぞれの洞の「駆動信号」の位相変化および振幅は、所望のモードの集束した平面パターンおよび容積パターンを有する焦点ゾーン２０において発せられた超音波エネルギー１８を合計するように、個々に制御される。これは、変換器要素１６が特定の位置において建設的に干渉し、他の位置において破壊的に相殺するような様式で、それぞれの変換器要素１６の信号位相を調整することによって達成される。例えば、要素１６の各々が、互いに同位相である駆動信号によって駆動される場合（「０モード」として知られる）、発せられた超音波エネルギー１８は、比較的狭い焦点ゾーンにおいて集束される。あるいは、要素１６は、互いに予め位相がシフトした関係（Ｕｍｅｍｕｒａらの米国特許第４，８６５，０４２号に、「ｎモード」）にあるそれぞれの駆動信号によって駆動され得る。これは、環の周りに配置された複数の２ｎゾーン（すなわち、一般に環形状を規定し、焦点ゾーンを交差する焦点面内の大きな組織領域の壊死を引き起こす広い集束を生成する）を含む焦点ゾーンを生じる。焦点スポットの複数の形状は、アレイから発せられたエネルギーの相対的位相および振幅を制御すること（ビームの操縦および走査を含む）によって生成され得、これによって、集束したビームの電気的制御が体内の規定された腫瘍の規定されたゾーンにおける複数のスポットをカバーおよび処置することができる。
【０００６】
特定の焦点距離および焦点形状を得るためのより発達した技術は、２０００年７月２７日に出願され、標題「Ｓｙｓｔｅｍｓ　ａｎｄ　Ｍｅｔｈｏｄｓ　ｆｏｒ　Ｃｏｎｔｒｏｌｌｉｎｇ　Ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ　ｏｆ　Ａｃｏｕｓｔｉｃ　Ｅｎｅｒｇｙ　Ａｒｏｕｎｄ　ａ　Ｆｏｃａｌ　Ｐｏｉｎｔ　Ｕｓｉｎｇ　ａ　Ｆｏｃｕｓｅｄ　Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ　Ｓｙｓｔｅｍ」の米国特許出願番号第０９／６２６，１７６号；２０００年４月２１日に出願され、標題「Ｓｙｓｔｅｍｓ　ａｎｄ　Ｍｅｔｈｏｄｓ　ｆｏｒ　Ｒｅｄｕｃｉｎｇ　Ｓｅｃｏｎｄａｒｙ　Ｈｏｔ　Ｓｐｏｔｓ　ｉｎ　ａ　Ｐｈａｓｅｄ　Ａｒｒａｙ　Ｆｏｃｕｓｅｄ　Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ　Ｓｙｓｔｅｍ」の米国特許出願番号第０９／５５６，０９５号；および２０００年４月２１日に出願され、標題「Ｓｙｓｔｅｍｓ　ａｎｄ　Ｍｅｔｈｏｄｓ　ｆｏｒ　Ｃｒｅａｔｉｎｇ　Ｌｏｎｇｅｒ　Ｎｅｃｒｏｓｅｄ　Ｖｏｌｕｍｅｓ　Ｕｓｉｎｇ　ａ　Ｐｈａｓｅｄ　Ａｒｒａｙ　Ｆｏｃｕｓｅｄ　Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ　Ｓｙｓｔｅｍ」の米国特許出願番号第０９／５５７，０７８号に開示されている。
【０００７】
各々の変換器要素の位相が独立して制御されることを可能にする変換器制御システムを提供するために、これらの焦点位置付け技術および焦点形状化技術を実施することが重要である。焦点ゾーンの正確な位置付けおよび動力学的移動および再形状化（ｒｅｓｈａｐｅ）を提供するために、焦点間または操作のモード間の切り換えを可能にするために個々の要素の位相および／または振幅を、比較的速く（例えば、μ秒範囲内で）変更することが可能であることが所望される。米国特許出願番号第０９／５５６，０９５号に教示されるように、１つ以上の要素の駆動信号周波数を急速に変化させることができることもまた、所望される。
【０００８】
さらに、ＭＲＩ誘導型集束超音波システムにおいて、画像を生成する高感度受像器信号内で干渉する電気倍音、電気ノイズ、または電場を生成することなく、超音波変換器アレイを駆動することができることが所望される。画像化システムと干渉しない様式で、整相列集束超音波変換器における各変換器要素駆動信号の位相および振幅を個々に制御し動力学的に変化させるためのシステムが、２０００年１１月２８日に出願され、標題「Ｓｙｓｔｅｍｓ　ａｎｄ　Ｍｅｔｈｏｄｓ　ｆｏｒ　Ｃｏｎｔｒｏｌｌｉｎｇ　ａ　Ｐｈａｓｅｄ　Ａｒｒａｙ　Ｆｏｃｕｓｅｄ　Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ　Ｓｙｓｔｅｍ」の米国特許出願番号第０９／７２４，６１１号に開示される。
【０００９】
特に、熱投与量の送達（例えば、超音波処理）の後に、冷却期間が、標的組織構造に隣接する健常組織内に蓄積した有害かつ有痛性の熱を回避するために必要とされる。この冷却期間は、熱投与期間より有意に長くあり得る。標的組織部分を完全に切除するために多くの超音波処理が必要とされ得るので、必要とされる全体の時間が重要であり得る。この手順がＭＲＩ誘導型である場合、これは、有意な時間の間に患者がＭＲＩ機器内で静止したままでなければならない（これは、非常にストレスが溜まり得る）ことを意味する。同時に、（例えば、悪性癌腫瘍の場合において）標的組織構造全体が切除され、この手順は患者の快適さの名目上いずれの短い切断もとらないことが重要であり得る。
【００１０】
従って、集束超音波エネルギーのような熱エネルギーを使用して、組織領域を処置するためのシステムおよび方法を提供することが所望され、ここで、熱エネルギーの投与は、より効率がよく効果的な様式で適用される。
【００１１】
（発明の要旨）
本発明の第１の局面に従い、熱処置システムが提供され、このシステムは、患者における標的集団（ｔａｒｇｅｔ　ｍａｓｓ）を切除するために使用される熱投与量を発生するための熱適用要素、熱適用要素の熱投与量特性を制御するためのコントローラ、処置の間に標的集団の予備画像および熱画像を提供するための画像化装置、および各々が一組の熱投与量特性によって表される一連の処置部分を含む処置計画を自動的に構築するためのプラナーを備える。この非限定的な例示のみのために、この熱適用要素は、超音波エネルギー、レーザー光エネルギー、高周波（ＲＦ）エネルギー、マイクロ波エネルギー、または電気エネルギーのいずれかを適用し得る。
【００１２】
好ましい実施形態において、このプラナーは、標的集団の容量、患者の皮膚表面からこの標的集団までの距離、一組のデフォルト熱投与量予測特性、一組のユーザ特定した熱投与量予測特性、熱適用要素の物理的特性、および画像化装置によって提供される画像の１つ以上を含む入力情報に基づく処置計画を自動的に構築する。このデフォルト熱投与量予測特性は、好ましくは臨床適用の型に基づき、熱投与量閾値、熱投与量予測アルゴリズム、各熱投与量についての最大許容エネルギー、各処置部分についての熱投与量持続時間、熱投与の間の冷却時間、および熱適用要素についての電気特性のうちの少なくとも１つを含む。このユーザ特定した熱投与量予測特性は、好ましくは、任意のデフォルト熱投与量予測特性についてのオーバーライド、処置部分グリッド密度、および熱投与量予測特性の少なくとも１つ以上を含み、この熱投与量予測特性は、熱投与量閾値、熱投与量予備アルゴリズム、各熱投与量についての最大許容エネルギー、熱投与間の各処置部分冷却時間についての熱投与量持続時間、および熱適用要素についての電気特性からなる群からのデフォルト熱容量予測特性として特定されない。
【００１３】
好ましくは、この処置計画は、標的集団全体を切除するのに十分な複合熱投与量を得るために一連の熱投与量によってカバーされることを確実にし、この熱投与量特性は、最適化基準として生理学的特性を使用して自動的に最適化される。好ましくは、プラナーは、エバポレーションまたは炭化を防ぐために、各処置部分における熱投与量を制限する。
【００１４】
好ましい実施形態において、このプラナーは、処置計画における各処置部分の予測された熱投与量閾値等高線を例示する、三次元における予測された熱投与量分布を構築する。一旦この処置計画が構築されると、ユーザインターフェース（ＵＩ）はまた、ユーザ特定した熱投与量予測特性を入力し、処置計画を編集するために提供され得る。熱画像を提供するためのフィードバック画像化装置はまた、提供され得、ここで、熱画像は、各処置部分において生じる実際の熱投与量分布を示す。１実施形態において、この画像化装置は、フィードバック画像化装置として作用する。
【００１５】
本発明の別の局面に従って、集束超音波システムが提供され、これは、患者における標的集団を切除するために使用される熱投与量を生じる超音波エネルギーを発生するための変換器、変換器の熱投与量特性を制御するためのコントローラ、標的の予備画像を提供し、患者における実際の熱容量分布を示す熱画像を提供するための画像化装置、および予備画像を使用して処置計画を自動的に構築するためのプラナーを備え、この処置計画は、変換器を制御するためにコントローラによって使用される一組の熱投与量特性によって表される一連の処置部分を含む。
【００１６】
プラナーは、好ましくは、処置計画において各処置部分の予測された熱投与量等高線を例示する予測された熱投与量分布を構築し、ここで、熱投与量が処置計画において処置部分に送達された後、実際の熱投与量分布が、標的集団内の残存する未処置の位置を決定するために予測された熱投与量分布と比較される。このプラナーは、好ましくは、残存する未処置の位置に基づいて処置計画を自動的に評価し、そして、処置部分を追加し、処置部分を除去し、残存する処置部分を改変し、または処置計画を変更しないままにすることによって、標的集団の完全な切除が達成されることを確実にするために、この処置計画を更新する。幾つかの実施形態において、ユーザは、残存する未処置の位置に基づいて、処置計画を手動で調節することができる。
【００１７】
好ましくは、この画像化装置は、超音波が通過することが許容されていない患者における高感度領域の輪郭を提供し、ここで、プロセッサは、この高感度領域を超音波に曝露することを回避するために、処置計画を構築する際にこの輪郭を使用する。
【００１８】
本発明の他の局面および特徴は、本明細書以下で明らかとなる。
【００１９】
（好ましい実施形態の詳細な説明）
本発明は、本明細書において、標的集団にエネルギーを送達する手段として、超音波変換器を使用する例によって例示される。しかし、他のエネルギー送達手段が使用され得ることは当業者に明らかである。例えば、本発明は、レーザー光エネルギー、高周波（ＲＦ）エネルギー、マイクロ波エネルギー、またはオーム加熱コイルまたはオーム加熱端子におけるような熱に変換される電気エネルギーを使用するシステムに等価に適用され得る。それ故に、以下の好ましい実施形態は、本発明を超音波システムに限定されることが考慮されるべきではない。
【００２０】
図２は、本発明の１実施形態に従う熱処置システム１００を示す。熱処置システム１００は、標的集団１０４（これは、代表的には、患者１１６における腫瘍である）上にエネルギービーム１１２を集束するために熱適用要素１０２を使用する。１つの好ましい実施において、熱処置システム１００は、集束超音波システムであり、この熱適用要素１０２は、超音波ビームを送達する変換器である。この実施形態において、変換器１０２は、上で援用されたＵｍｅｍｕｒａ特許に開示される変換器のような球状キャップ変換器からなり得る。変換器１０２についての種々の幾何学的設計が使用され得ることは、当業者に理解される。さらに、システム１００の代替の実施形態は、ビーム１１２の最適な焦点を達成するために、集束ラジエータ、音響レンズ、または音響反射器を使用する。
【００２１】
超音波は、標的媒体を通るメカニカルウェーブ（ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ　ｗａｖｅ）として伝播する振動エネルギーである。システム１００において、変換器１０２は、電気駆動信号を機械的運動に変換することによってメカニカルウェーブを発生する。メカニカルウェーブ、従って超音波ビーム１１２の周波数は、駆動信号の周波数と等価である。超音波周波数スペクトルは、２０Ｋｈｚで始まり、システム１００の代表的実行は、０．５〜１０Ｍｈｚの範囲内の周波数を使用する。変換器１０２はまた、電気駆動信号出力を超音波ビーム１１２における音響出力に変換する。超音波ビーム１１２は、この出力を熱として標的集団１０４に移動させることによって標的集団１０４の温度を上昇する。超音波ビーム１１２は、組織が破壊される温度まで標的集団組織の温度を上昇させるために、標的集団１０４上に集束される。組織内の熱分布は、ビーム１１２の焦点スポット内の強度分布によって制御され、次いで、この強度分布は、ビームと組織との相互作用ならびにビーム１１２の周波数、持続時間、および出力（これらは、電気駆動信号の周波数、持続時間、および出力と直接関連する）によって形状化される。
【００２２】
図３に見られるように、変換器１０２は、標的組織集団１０４（これは、患者１１６において、皮膚表面２０２から幾らか距離をおいている）上にビーム１１２を集束する。皮膚表面２０２から標的集団１０４までの距離は、近距離場２０４であり、これは、健常な組織を含む。近距離場２０４における組織がビーム１１２によって損傷を受けないことが重要である。エネルギーゾーン２０６は、ビーム１１２についての標的ゾーンであり、ここで、エネルギーは標的集団１０４の組織まで熱として移動される。エネルギーゾーン２０６は、異なる深さの幾つかの断面に分けられる。電気信号駆動変換器１０２の周波数を変化させることによって、エネルギーゾーン２０６内の特定の断面を標的化することができる。
【００２３】
２つの比例が、この点を例示する：（１）ｄはｋ１（ｖ／ｆ）（Ｒ／２ａ）に比例し；（２）ｌは、ｋ２（ｖ／ｆ）（Ｒ／２ａ）２に比例する。（１）において、ｄは、ビーム１１２の焦点スポットの直径を表す。Ｒは、変換器１０２の湾曲半径を表し、２ａは変換器１０２の直径を表す。それ故に、変換器１０２に関連した物理的パラメータも同様に、重要なパラメータである。（２）において、ｌは、ビーム１１２の焦点の軸長を表す。異なる断面は、周波数ｆを変化させることによって標的化され得、この周波数ｆの変化は、焦点長ｌを変化させる。（１）および（２）の両方において、νは身体組織における音の速度であり、およそ１５４０ｍ／ｓである。
【００２４】
見られ得るように、焦点長ｌを決定する際に重要な役割を担う同じパラメータはまた、焦点スポット直径ｄを決定する際に重要な役割を担う。この焦点スポットは、代表的には、しばしば変換器１０２より小さいため、この音響強度は、変換器における強度と比較して、しばしば焦点スポットより高い。幾つかの実施において、焦点スポット強度は、変換器強度の数百倍高くあり得るか、または数千倍でさえ高くあり得る。この周波数ｆはまた、エネルギーゾーン２０６における強度分布に影響を与え：周波数が高くなればなるほど、分布は密にあり、これは、近距離場２０４を加熱しないという点で有利である。
【００２５】
超音波処理の持続時間は、どのくらいの熱が実際に標的集団組織に、焦点において移動されるかを決定する。所定の信号出力および焦点直径に対して、より長い持続時間により、より多くの熱移動が生じ、従って、より高い温度が生じる。しかし、熱伝導および血流は、組織内での実際の温度分布を、より長い超音波持続時間について予測不可能にする。その結果、代表的な実施は、ほんの数秒間の持続時間を使用する。集束された超音波システムにおいてまた、焦点を高すぎる温度に上昇させないために、注意しなければならない。１００℃の温度は、組織内の水を沸騰させて、ビーム１１２に経路内に気体を形成させる。この気体は、ビーム１１２に伝播をブロックし、これはシステム１００の性能に有意に影響を与える。
【００２６】
コントローラ１０６は、変換器１０２の機械的測定および電気的特性を制御する。例えば、コントローラ１０６は、電気駆動信号の周波数、持続時間、および振幅のような、電気的特性、ならびに変換器１０２の位置のような、機械的特性を制御する。変換器１０２の位置を制御することによって、標的集団１１６における焦点の位置が制御され得る。１つの実施形態において、コントローラ１０６は、変換器１０２のｘ位置、ｚ位置、ピッチ、および回転を制御する。変換器の物理的位置を制御するための好ましい機械的位置決めシステムは、発明の名称「Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ　Ｐｏｓｉｔｉｏｎｅｒ　ｆｏｒ　ＭＲＩ　Ｇｕｉｄｅｄ　Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ　Ｔｈｅｒａｐｙ　Ｓｙｓｔｅｍ」の、共有にかかる米国特許出願番号０９／６２８，９６４（これは、その全ての教示および開示について、本明細書中に参考として援用される）に教示されている。
【００２７】
１つの実施形態において、コントローラ１０６の制御下にある電気機械的ドライブが、これらの位置的局面を制御するために使用される。他の実施は、変換器１０２を位置決めするために、他の手段（液圧、歯車、モータ、サーボなどが挙げられる）を使用し得ることが、当業者に明らかである。さらに、電気的特性（主として、変換器１０２の周波数ｆおよび位相）の制御が、変換器１０２のｙ軸に沿った焦点の位置および焦点容量の寸法を制御することを、覚えておかなければならない。コントローラ１０６は、プラナー１０８によって提供される特性を使用して、変換器１０２の機械的特性および電気的特性を制御する。
【００２８】
プラナー１０８は、処置計画を自動的に構築し、これは、熱投与量特性によって表される一連の処置部位からなる。処置計画の目的は、標的集団１０４における種々の点において、一連の熱投与量を適用する、一連の超音波を計画することによって、標的組織１０４の確実な切除を確実にし、集団全体を切除するために十分な熱投与量を完了させることである。
【００２９】
例えば、この計画は、超音波の周波数、持続時間、および出力、ならびに一連の処置部位における各処置部位に対する焦点の位置およびモードを含む。焦点のモードとは、焦点が種々の寸法であるという事実をいう。代表的に、いくつかの中間モードが間にある、小から大までの範囲の焦点モードが存在する。しかし、焦点の実際の大きさは、焦点距離（ｌ）、周波数および焦点分布モードの関数として、変化する。従って、プラナー１０８は、処置部位に対する焦点の位置を計画する場合に、様式および焦点の大きさの変動を、考慮しなければならない。次いで、処置計画が、関連する形式でコントローラ１０６に通されて、コントローラ１０６にその作業を実行させる。
【００３０】
処置計画を構築する目的で、プラナー１０８は、ユーザインターフェース（ＵＩ）１１０からの入力および画像化装置１１４を使用する。例えば、１つの実施において、ユーザは、臨床的な適用プロトコル（すなわち、胸部、骨盤、眼、前立腺など）を、ＵＩ　１１０を介して特定する。臨床適用プロトコルの選択は、デフォルト熱投与量予測特性（例えば、熱投与量閾値、熱投与量予測アルゴリズム、各熱投与量に対する最大許容エネルギー、各処置部位に対する熱投与量持続時間、熱投与量間の冷却時間、および熱適用要素に対する電気的特性）の少なくともいくらかを、制御し得る。
【００３１】
他の実施において、これらの特性のうちのいくつかまたは全ては、ユーザが特定した熱投与量予測特性として、ＵＩ　１１０を介して入力される。ユーザが特定した熱投与量予測特性として入力され得る他の特性は、超音波格子密度（どれだけの超音波が重なるはずであるか）および変換器１０２の物理的パラメータである。後者２つの特性はまた、特定の実施において、デフォルトパラメータとして規定され得る。
【００３２】
さらに、ユーザは、ＵＩ　１１０を介して、デフォルトパラメータのいずれかを編集し得る。１つの実施において、ＵＩ　１１０は、グラフィカルユーザインターフェース（ＧＵＩ）を備える：適切な選択をし、そして必要な情報を供給するために、ユーザは、マウスまたはタッチスクリーンを使用して、ディスプレイデバイスに表示されるようなメニューまたは選択肢を介して、誘導する。
【００３３】
処置計画を構築する際にプラナー１０８をさらの補助するために、画像化装置１１４は、標的集団１０４の画像を供給する。この画像は、容量、位置、および皮膚表面２０２からの距離を決定するために使用され得る。代表的な実施において、画像化装置１１４は、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）デバイスであり、そして１つの実施において、提供される画像は、標的集団１０４の三次元画像である。一旦、プラナー１０８がＵＩ　１１０から入力を受け取り、そして画像化装置１１４から画像を受け取ると、プラナー１０８は、自動的に、処置計画を構築する。
【００３４】
図４に示されるように、処置計画の目的は、標的組織集団３００を、一連の超音波３０４で完全に覆い、これによって、標的集団全体が完全に切除されることである。１つの実施において、一旦、処置計画が構築されると、ユーザは、必要であれば、ＵＩ　１１０の使用によって、この計画を編集する。１つの実施において、プラナー１０８はまた、予測された熱投与量分布を提供する。この分布は、図４に示される分布と類似しており、ここで、予測された熱投与量３０４は、画像化装置１１４によって提供される、標的集団１０４の画像上にマッピングされる。１つの実施において、この分布は、三次元分布である。さらに、蒸発を防止するために、焦点ゾーンのピーク温度を制限するアルゴリズムが、プラナー１０８に含まれる。このアルゴリズムは、量予測子と称される。
【００３５】
１つの実施において、温熱計画は、三次元の処置計画である。図５は、三次元処置計画を構築するための、１つの好ましいプロセス流れ図を示し、これは、標的集団１０４の三次元画像および三次元予測熱投与量分布３００を使用する。異なる焦点距離（ｌ）で集束させる能力は、標的集団１０４において、可変の焦点および可変の病巣サイズを、変換機軸の関数（ｙ）として導き得る。従って、図５に示すプロセスの結果として、プラナー１０８は、ｙｎｅａｒからｙｆａｒへと延びる標的集団１０４の部分を切除するために必要な、重なった断面の処置層の最小数を見出す。
【００３６】
プラナー１０８はまた、断面層における病巣の大きさを予測し、そして最大許容温度上昇を考慮して、各層における最大許容エネルギーを提供する。エネルギーまたは出力は、異なる層の間で標準化され、その結果、焦点における最大温度は、処置ゾーン２０６にわたっておよそ一定のままである。
【００３７】
三次元処置計画を構築することは、工程４０２において、標的集団の診断の品質の画像を得ることで開始する。例えば、診断の品質の画像は、画像化装置１１４のような画像化装置によって供給される。予備的な画像であり得る。工程４０４において、プラナー１０８は、この診断画像を使用して、処置領域を規定する。次いで、工程４０６において、線ｙ＝［ｙｎｅａｒ：ｙｆａｒ］が、変換器に対して垂直に、変換器の軸に沿って、標的集団１０４における最も近い点（ｙｎｅａｒ）から最も遠い点（ｙｆａｒ）へと、標的ゾーン２０６を突っ切るように、（ｙ）が規定される。線（ｙ）は、それに沿って処置層が規定される軸である。
【００３８】
一旦、（ｙ）が規定されると、プラナー１０８は、工程４０８において、（ｙｆａｒ）における小さな点の大きさおよび大きな点の大きさのために必要とされる最大出力を使用して、量予測を実行する。工程４１０において、プラナー１０８は、得られる最大温度が許容限界を越えるか否かを決定する。最大出力および最大温度限界のような特性が、デフォルト熱投与量予測特性として供給され得るか、またはユーザが供給する熱投与量予測特性として供給され得ることが、注目されるべきである。得られる最大温熱容量が許容可能な限界を越える場合、工程４１２において、温度上昇が許容可能な限界内になるまで、その出力は直線的に減少される。
【００３９】
小さな焦点モードおよび大きな焦点モードは、それぞれモード０およびモード４に対応し得、さらなるモード１、モード２およびモード３は、モード０とモード４との間にある。従って、工程４１４において、プラナー１０８は、中間のモード１、モード２、およびモード３についての最大出力を、モード０およびモード４において決定された最大出力から予測する。従って、工程４１６において、さらなるモードが存在する場合、プラナー１０８は、工程４０８に戻り、そしてこれらのモードについての最大出力を予測する。それが（ｙｆａｒ）についての最後のモードである場合、プラナー１０８は、工程４１８においてと同じ決定された最大出力を使用して、（ｙｎｅａｒ）における各焦点モードについての対応する最大出力を見出す。次いで、工程４２０において、プラナー１０８は、適切なモードについての最大温度上昇および病巣サイズ、ならびにｙｎｅａｒ＜ｙ１＜ｙｆａｒであるように、点（ｙ１）において必要とされる最大出力を見出す。好ましくは、（ｙ１）は、（ｙｎｅａｒ）に近い。例えば、１つの実施において、ｙ１＝ｙｎｅａｒ＋２５ｍｍである。（ｙ１）における温度上昇が、工程４２２において決定されるような許容可能な限界を超える場合、工程４２４において、温度上昇がその限界内になるまでその出力が減少され、次いで、プラナー１０８は、（ｙ１）において得られる病巣サイズを決定する。
【００４０】
（ｙｎｅａｒ）境界に関する重なりの基準（これは、超音波格子密度を介して提供され得る）を使用して、第一の処置が配置される。この処置は、実際に、三次元の層またはスライスである。次いで、工程４２８において、内部層重なりの基準を使用して、補助的な処置スライスが、先の処置層の頂部に、第一のスライスに対してと同じ高さを第二のスライスに対して使用して、配置される。工程４３０において、プラナー１０８は、（ｙｆａｒ）に達するためにより多くの層が必要であるか否かを決定する。より多くの層が必要である場合、このプロセスは、アルゴリズムにおいて、工程４１８に戻り、そして（ｙ１）を（ｙｎｅａｒ）と交換する（工程４３２）。
【００４１】
一旦、最後の処置層に達すると、プラナー１０８は、その層が標的限界（ｙｆａｒ）を越えて延びるか否かを決定する。その層が遠くに延びすぎている場合、先の層ではなく外側限界（ｙｆａｒ）を境界として用いて、重なり基準が使用されるべきである。重なり基準において（ｙｆａｒ）を使用することにより、過剰量を引き起こし得るが、標的集団１０４の外側の健常組織を損傷させない。
【００４２】
１つの実施形態において、熱投与量特性は、生理学的パラメータ（１つの実施において、圧縮可能性、剛性および散乱のような、機械的組織パラメータが使用される）を最適化基準として使用して、自動的に最適化される。
【００４３】
図６を参照すると、図２のシステム１００と類似の温熱処置システム５００は、オンラインフィードバック画像化装置５０２を備える。実際に、特定の超音波を用いて送達される実際の熱投与量は、プラナー１０８によって予測された熱投与量と同じではない。先に言及したように、吸収計数、血流、不均一な熱伝導、異なる組織集団に対する異なる伝導率、組織により誘導されるビーム切除およびシステム公差における変動が、熱投与量を正確に予測することを困難にする。さらに、実際の焦点寸法は、焦点距離（ｌ）および焦点分布の関数として変動し得、熱投与量の正確な予測をさらにより困難にする。
【００４４】
図７Ａ〜Ｂに示すように、実際の熱投与量６０６は、しばしば、予測された量の組織を切除しない。具体的には、２つの状況が起こり得る。第一に、図７Ａにおける比較６０２によって示されるように、実際の熱投与量６０６は、予測された熱投与量６０８より大きくあり得る。この場合、切除される組織６１０の重なりが存在する。第二の状況は、図７Ｂの比較６０４により示される。この場合、実際の熱投与量６０６は、予測された熱投与量６０８より小さい。従って、超音波処理の後に残る、切除されていない組織の領域６１２が存在する。
【００４５】
オンラインフィードバック画像化装置５０２は、超音波処理のいくらかまたは全ての後の、標的組織１０４のリアルタイムの温度感受性磁気共鳴画像を提供する。プラナー１０８は、図８に示されるように、実際の複雑な熱投与量を予測された複雑な熱投与量と比較して、フィードバック画像化装置５０２からの画像を使用して、実際の熱投与量分布６００を構築する。具体的には、熱投与量分布６００は、超音波処理の各々またはいくらかに対する、実際の熱投与量対予測された熱投与量の比較を示す。見られるように、重なり領域６１０および切除されない領域６１２は、過剰量または過少量を生じる。なぜなら、標的集団１０４における異なる処置部位６１４に対して、処置計画が計画され、そして熱投与量が適用されるからである。
【００４６】
１つの実施において、フィードバック画像化装置５０２によって提供される画像および更新された熱投与量分布６００は、三次元データを表す。プラナー１０８は、熱投与量分布６００を使用して、各超音波処理の後に、リアルタイムで、処置計画を自動的に調節するか、またはこれらの点のいくつかにおける熱投与量分布６００を使用して、隣接する点に対して調節する。プラナー１０８は、処置部位を追加すること、処置部位を除くこと、または次の処置部位に続くことによって、処置計画を調節し得る。さらに、いくつかまたは全ての残りの処置部位の熱投与量特性は、プラナー１０８によって、フィードバック画像化装置５０２からのリアルタイムフィードバックに基づいて、自動的に調節され得る。
【００４７】
記載したように、プラナー１０８は、各熱投与量の後または超音波処理点のいくつかの後に、処置計画を自動的に再公式化し、これによって、標的集団１０４が、効率的かつ効果的な様式で、完全に切除されることを確実にする。さらに、オンラインフィードバック画像化装置５０２によって提供されるフィードバックは、処置計画を手動で調節するため、またはプラナー１０８によってなされた変化を無視するために、使用され得る。１つの例示的な実施形態において、画像化装置１１４はまた、フィードバック画像化装置５０２として機能することが、注目されるべきである。
【００４８】
温熱処置システム（例えば、システム１００および５００）において熱投与量を制御する好ましい方法が、図９に示される。最初に、ユーザは、工程７０２において、適切な臨床適用プロトコルを選択する。例えば、ユーザは、ＵＩ　１１０のようなインターフェースを使用して、臨床適用プロトコルを選択し得る。１つの実施形態において、臨床適用プロトコルの選択は、デフォルト熱投与量予測パラメータのセットを制御する。臨床適用が選択された後に、標的集団の関連する磁気共鳴画像が、工程７０４において検索される。例えば、これらの画像は、画像化装置１１４のような手段によって検索され得る。工程７０６において、これらの画像は、先に議論されたような処置スライスのような標的領域を規定するために、使用される。１つの実施形態において、標的領域を決定することは、手動でかまたは自動的に、工程７０４において検索された画像上に標的集団をトレースすることを包含する。１つの実施において、標的集団は、三次元処置計画のために、三次元で、三次元画像にトレースされる。超音波を使用する別の実施形態において、オペレータは、骨、気体、または他の感受性組織のような障害物を考慮することができ、そしてそれらに従って、超音波ビームがこれらの障害物を通らないことを確実にし得る。この計画に基づいて、これらの障害物を回避するために、患者が再配置され得るか、または変換器が再配置され得、そして／もしくは傾けられ得る。
【００４９】
工程７０８において、ユーザは、さらなる熱投与量予測特性を入力し得るか、または既に選択されたいずれかのデフォルト熱投与量予測特性を改変し得る。例えば、これらのさらなる特性は、ＵＩ　１１０を介して入力され得る。次いで、工程７１０において、先の工程において得られた特性に基づいて、処置計画が自動的に構築される。処置計画の目的は、一連の熱投与量を一連の処置部位に適用することによって、標的集団を切除するために十分な、適切な複雑な熱投与量が、焦点の大きさの変動および標的部位に実際に送達される熱投与量の変動を、自動的に考慮することを確実にすることである。
【００５０】
例えば、処置計画は、プラナー１０８のようなプラニング手段によって、自動的に構築され得る。１つの実施形態において、処置計画を自動的に構築することは、各処置部位における予測された熱投与量を示す、予測される熱投与量分布を構築することを包含する。この熱投与量分布は、三次元分布を表し得、そしてこのような実施において、温熱計画を構築することは、図５に示される上記の工程に従い得る。別の実施形態において、処置計画を構築することは、蒸発を防ぐために、各超音波処理に関連する超音波エネルギーの限界を計算することをさらに包含する。
【００５１】
工程７１２において、処理計画は、手動の入力によって編集される。例えば、ＵＩ　１１０が使用されて、処置計画が編集され得る。１つの実施形態において、この計画を編集することは、処置部位を追加すること、処置部位を削除すること、処置部位のいくらかまたは全ての位置を変化させること、いくつかまたは全ての処置部位に対する他の熱投与量特性を変化させること、あるいは計画全体を再構築することを包含し得る。工程７２０によって示されるように、その計画が編集される場合、このプロセスは工程７０８に戻り、そしてそこから続く。一旦、計画が設定されると、評価工程７１４が実行される。評価は、患者１１６および標的集団１０４の位置に関して処置システム１００が適切に位置合わせされることを確実にするために、必要である。１つの実施形態において、評価は、適切な位置合わせを評価するために、低エネルギー熱投与量を、標的集団における予め決定された点において実行することを包含する。引き続く工程において、評価は、全エネルギーレベルにおいて繰り返されて、量パラメータを較正し得る。工程７２２によって示されるように、工程７１４の結果に依存して、再評価が必要とされ得る。この場合、このプロセスは、工程７１４に戻り、そして評価が再度実行される。他方で、変換器１０２に対する機械的特性（例えば、位置）が、変化されること（工程７２０）が必要であり得、従って、このプロセスは、工程７０８に戻る。
【００５２】
一旦、評価が完了すると、処置計画は、工程７１６において実行される。１つの実施形態において、この工程は、この計画の各工程が実行されるにつれて、標的集団の温度感受性の画像の連続物を捕捉することを包含する。これらの画像は、各連続する熱投与量から得られる実際の熱投与量分布を表す。例えば、オンラインフィードバック画像化装置５０２は、温度感受性画像を提供し得、これらの画像が、実際の温度用慮分布を構築するために使用される。工程７１８において、実際の処置が処置計画をいかに近く追跡するかを決定するために、実際の熱投与量分布が、予測された熱投与量分布と比較される。次いで、工程７２４において、その処置が次の工程に続き得るか（工程７１６を繰り返す）、または処置計画に対して変化がなされなければならないか（工程７２０）が決定される。この変化は、手動でかまたは自動的に達成され得、そして処置部位を追加すること、処置部位を削除すること、処置部位を繰り返すこと、または処置部位のいくらかもしくは全てに対する特定の熱投与量特性を改変することを包含し得る。
【００５３】
処置計画を変化または更新するために使用される、いくつかの方法が存在する。例えば、各熱投与量の終了時に、標的層において、蓄積された投与量等高線によってカバーされない領域が存在し得る。これらの処置されない領域は、個々の領域に分離される。次いで、これらの領域の各々は、工程７０８で開始するプロセスを介して送られ、残りの領域を処置するために構築された、更新された処置計画を生じる。このプロセスは、処置されない領域がそれ以上存在しなくなるまで、繰り返される。
【００５４】
処置されていない領域の追跡を達成するために、各処置領域は、図１０Ａ〜Ｃに示されるように、（ｙ）座標によって、次いで（ｘ）座標によって分類された、
ピクセル範囲の二次元連鎖リストとして維持され得る。図１０Ａに見られるように、処置領域は、薄い色のピクセルによって表される、連続した領域８０２である。次いで、このピクセル分布は、データ構造８０４によって表される。この型の表現は、「ランレングスコード化」と称される。データ構造８０４は、ロウが処置領域８０２を含むピクセルを示す、連鎖リスト８０６を含む。従って、列１に対して、リスト要素８０６ａは、１〜２の範囲のピクセルが処理領域８０２の一部を含むことを示し、８０６ｂは、７〜７の範囲のピクセルが処置領域８０２の一部を含むことを示し、そして８０６ｃは、１１〜１１の範囲のピクセルが処置領域８０２の一部を含むことを示す。ロウ０およびロウ５は、処理用域８０２のいずれの部分も含まないこともまた、見られる；従って、データ構造８０４におけるこれらのロウは、いかなるピクセル範囲も含まない。
【００５５】
一旦、熱投与量が適用されると、破壊される標的集団の領域（処置される領域）が、図１０Ａに示されるように、処置されない領域と同じ様式で表現される。処置される領域（図１０Ｂ）は、標的領域８０２における残りの処置されない領域を規定するために、処置されない領域から減算される。次いで、これらの領域は、プラニング段階（工程７２０）に戻して送られ得、そして処置計画が更新され得る。
【００５６】
未処置領域および処置領域を表すランレングスの減算は、以下のルールに従う：
ランレングスセグメント［ａ，ｂ］および［ｃ，ｄ］について、
【００５７】
【数１】
2004514510.tif 000003
従って、２つの領域の減算は、それぞれの領域のラインをトラバースする工程および第１データ構造におけるラインを、第２データ構造のその対応するラインから減算する工程を包含する。
【００５８】
上記ルールは、図１０Ｂに示され、データ構造８１０によって表される領域８０８が図１０Ａの領域８０２から減算される例によって、さらに説明される。所与の領域について、ルール（１）〜（５）の適用は、以下を生じる：
【００５９】
【数２】
2004514510.tif 000004
減算を実行する際に、データ構造８１０のロウ１のそれぞれのセグメント８０６ｄおよび８０６ｅを、データ構造８０４のロウ１の各セグメント８０６ａ、８０６ｂおよび８０６ｃから減算する。従って、上記工程１でのトップロウについて見られ得るように、セグメント８０６ｄを、ルール（２）を使用して、セグメント８０６ａから減算する。ルール（２）の適用は、ピクセルなし（すなわち、０レンジ）を含むランレングスセグメントを生じる。直感的に、ルール（２）で行う場合、セグメント８０６ｄが、セグメント８０６ａと同じであること、および２つの減算が、０を生じることが分かる。次に、セグメント８０６ｄを、ルール（１）を使用して、セグメント８０６ｂから減算する。直感的に、セグメント８０６ｄによって記載されるピクセル範囲が、セグメント８０６ｂによって記載される範囲を重複しないので、８０６ｄを８０６ｂから減算する工程は、効果を有さない。実際に、ルール（１）の適用は、セグメント８０６ｂの対する効果を有さない。
【００６０】
しかし、ここで、セグメント８０６ｅを、セグメント８０６ｂから減算されなければならない。見られ得るように、セグメント８０６ｅは、全体的に、セグメント８０６ｂと重複する。従って、ルール（２）（これは、これらの２つのセグメントについての適切なルールである）の適用は、０を生じる。言い換えると、領域８０２が標的集団であり、そして領域８０８が期待される熱投与量を規定する場合、セグメント８０６ｅによって表される熱投与量は、セグメント８０６ｂによって表される標的集団の部分を完全に除去する。同じ結果は、セグメント８０６ｃからセグメント８０６ｅおよび８０６ｄの減算について起こる。次いで、減算は、上記工程２、３、および４によって示されるように、各ロウについて続く。得られる領域は、図１０Ｃに示され、これは、実際に、４つの別々の領域８１２、８１４、８１６、および８１８からなる。これらの領域８１２、８１４、８１６、および８１８は、データ構造８２０およびランレングスセグメント８０６の関連する連結リストによって表される。処置計画が工程７２０の計画段階に戻ることによって更新されることを必要するのは、これらの未処置領域８１２、８１４、８１６、および８１８である。
【００６１】
処置計画を更新するための代替の方法は、図９の工程７１０および７１２を除くことを包含する。代わりに、このシステムは、処置される標的集団９１４を受け入れ、そして図１１に示される工程に従う。第１に、工程９０２において、未処置領域９１４が存在するか否かを決定する。存在する場合、処置部位９１６は、工程９０４において選択され、そして熱投与量特性は、適切な熱投与量を処置部位９１６に送達するように、評価される。次いで、工程９０６において、熱投与量は、処置部位９１６に適用され、処置領域９１８を生じる。工程９０８において、処置部位の大きさは、工程９１０において、この処置領域が残りの未処置領域を決定するために未処置領域９２０から減算され得るように、計算され、連結リストとして保存される。次いで、このプロセスは、工程９０２に戻され、そして新たな処置部位が選択される。一旦、全体の処置集団９１４が処置されると、いかなる未処置領域も存在せず、このプロセスは、終了する。
【００６２】
図９に戻って参照して、この処置が完了した後に、工程７２６において、処置を再開するかまたは終了するかを決定する。さらに、工程７０４〜７１６のいずれかにおいて、不十分な情報が存在するかまたは致命的な誤りが生じる場合、このプロセスは、自動的に工程７２６に進み、ここで、これは、新たな処置計画とともに進行するかまたは一緒に終了するかを決定され得る。
【００６３】
従って、大部分の詳細な狭い局面において、本発明は、３次元熱投与量処置計画を構築するための方法を提供し、この方法は、以下を包含する：
（ａ）診断画像を受け取る工程；
（ｂ）標的領域を規定する工程；
（ｃ）熱適用要素の表面に対して垂直であり、そして標的集団内の最も近い点から最も遠い点に伸長する標的集団を通って切断する処置ラインを規定する工程；
（ｄ）最も遠い点における大きな焦点および小さな焦点に必要とされる最大出力を決定する工程；
（ｅ）大きな焦点および小さな焦点のための対応する最大温度が許容される限界を越えるか否かを決定する工程；
（ｆ）最大温度が許容可能な限界内になるまで最大出力を下げるように縮尺されて、縮尺された最大出力を提供する工程；
（ｇ）先の工程からの縮尺された最大出力を使用して、任意の中間焦点サイズに対する最大出力を見つけ出す工程；
（ｈ）縮尺された最大出力を使用して、処置ラインに沿った標的集団内の最も近い点において各焦点サイズに対する最大出力を見つけ出す工程；
（ｉ）熱投与量を、最も近い点と最も遠い点との間の第１点（好ましくは、最も近い点に近い）に焦点を合わせることを仮定する工程；
（ｊ）縮尺された最大出力を使用して、第１点における適切な焦点サイズおよび必要とされる最大出力に対応する、最大温度および損傷サイズを見つけ出す工程；
（ｋ）第１点における最大温度が許容可能な限界よりも大きいか否かを決定する工程；
（ｌ）最大温度が許容される限界を越えないように、第１点における最大出力を下げるように縮尺する工程；
（ｍ）第１点における対応する損傷サイズを見つけ出す工程；
（ｎ）標的集団における最も近い点によって規定される境界に関して重なり基準を使用して、第１処置スライスを配置する工程；
（ｏ）層間重なり基準を使用する第１処置の頂部に、補助処置スライスを配置する工程；ならびに
（ｐ）上記最も近い点を第１点に置き換え、そして工程（ｈ）に戻して、標的領域が処置ラインに沿って、最も近い点から最も遠い点をカバーするまでこのプロセスを繰り返す工程。
【００６４】
本発明の多くの局面および特徴が、好ましい実施形態の上記説明および図面に記載され、そして例示されているが、多くの変更および改変が、本明細書中に開示される本発明の概念から逸脱することなく、当業者によってなされ得ることが理解される。
【００６５】
従って、本発明は、先の特許請求の範囲およびその等価物によることを除いて、制限されるべきではない。
【００６６】
図面は、本発明の好ましい実施形態の設計および有用性の両方を示し、ここで、異なる実施形態における同じ要素は、例示の容易さのために、同じ参照番号によって参照される。
【図面の簡単な説明】
【図１Ａ】
図１Ａは、集束超音波システムの一部として、整相列で駆動されるべき複数の変換器要素を含む例示的な球状キャップ変換器の上面図である。
【図１Ｂ】
図１Ｂは、図１Ａの変換器の部分切断側面図であり、標的焦点領域における集束超音波エネルギーの集中した放射を示す。
【図２】
図２は、患者における標的組織領域に熱エネルギー線量を提供するための熱処置システムの単純化した概略ブロック図である。
【図３】
図３は、超音波変換器および図２のシステムの好ましい実施形態において処置されるべき標的組織集団の断面図である。
【図４】
図４は、標的組織集団の断面図であり、一連の計画された超音波処理領域を示す。
【図５】
図５は、図２のシステムを使用して三次元処置計画を構築するための好ましいプロセスフロー図である。
【図６】
図６は、フィードバック画像生成器を含む代替の熱処置システムの単純化した概略ブロック図である。
【図７Ａ】
図７Ａは、標的超音波領域の二次元図であり、これは、実際の熱切除が予測した量より多い例を示す。
【図７Ｂ】
図７Ｂは、標的超音波領域の二次元図であり、これは、実際の熱切除が予測した量より少ない例を示す。
【図８】
図８は、フィードバック画像生成装置からの画像を使用して、図６のシステムによって構築される標的組織領域全体についての、実際の熱投与量対予測した熱投与量の比較を示す。
【図９】
図９は、熱処置システムにおける熱投与量を制御する好ましい方法を示す。
【図１０Ａ】
図１０Ａは、標的組織領域に適用されるべき予測された熱投与量の二次元画素図を示す。
【図１０Ｂ】
図１０Ｂは、図１０Ａの予測された熱投与量を生じることを意図した熱処置から生じる実際の熱投与量の二次元画素図を示す。
【図１０Ｃ】
図１０Ｃは、図１０Ａの画素図から図１０Ｂの画素図を差し引くことによって誘導される残存する未処置の標的領域の二次元画素図を示す。
【図１１】
図１１は、熱処置計画を更新する好ましい方法を示す。
【図２】
2004514510.tif 000005
【図５】
2004514510.tif 000006
【図６】
2004514510.tif 000007
【図９】
2004514510.tif 000008
【図１１】
2004514510.tif 000009
【国際公開パンフレット】
2004514510.tif 000010
2004514510.tif 000011
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【国際調査報告】
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