ИНТЕРПОЛИРОВАННЫЕ ТРЕХМЕРНЫЕ ОЦЕНКИ ТЕПЛОВОЙ ДОЗЫ С ИСПОЛЬЗОВАНИЕМ МАГНИТНО-РЕЗОНАНСНОЙ ТОМОГРАФИИ
INTERPOLATED THREE-DIMENSIONAL THERMAL DOSE ESTIMATES USING MAGNETIC RESONANCE IMAGING

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ
Изобретение относится к магнитно-резонансной томографии, в частности - к использованию магнитно-резонансной томографии для оценки трехмерных тепловых доз.
ПРЕДПОСЫЛКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Тепловая доза представляет собой меру теплового повреждения ткани, которая основана на уравнении Аррениуса и изначально введена Sapareto и Dewey в 1984 и задается как
,
где
и T представляет собой температуру. Единицу типично задают в эквивалентных минутах при 43 градусах по Цельсию. Увеличение на один градус (когда выше 43 градусов) удваивает тепловую дозу. Эта мера в настоящее время является наиболее заметно используемой мерой для оценивания того, когда достаточное тепловое повреждение достигнуто при тепловой терапии. Стандартно используемый предел для теплового некроза в мышечной ткани и фибромах матки составляет 240 эквивалентных минут при 43 градусах, несмотря на то, что обнаружено, что этот предел зависит от ткани, поскольку некоторые ткани более чувствительны к увеличению температуры, чем другие. Также существуют другие меры для оценки теплового повреждения, такие как максимальная температура (которая очень схожа с тепловой дозой для быстрых нагревов) и уравнение Аррениуса как таковое. Тепловую дозу типично применяют при лечении высокоинтенсивным фокусированным ультразвуком (ВИФУ), тогда как, например, при лазерной абляции часто применяют уравнение Аррениуса в его исходной форме для того, чтобы оценивать тепловое повреждение.
Независимо от меры в них обыкновенно используют только измеренную температуру. Температуру можно измерять посредством термопар, оптических волокон, МР термометрии, ультразвуковой термометрии, термоакустического зондирования или любого такого средства. Эти средства измерения температуры имеют общее в том, что измеряют только температуру в некоторых точках (термодатчики) или в некоторых плоскостях (визуализация термометрии, термоакустическое зондирование). Измерения также могут быть в трех измерениях, например, для трехмерной МР томографии, но если так, то разрешение типично является низким и анизотропным для того, чтобы сделать возможной регистрацию в реальном времени.
Например, магнитно-резонансную термометрию можно использовать для того, чтобы определять или абсолютную температуру объема, или изменение температуры в зависимости от используемого способа. Для определения абсолютной температуры можно измерять несколько пиков магнитного резонанса с использованием методов спектроскопической визуализации. Способы, которые измеряют изменения температуры, типично быстрее и используются для получения измерений температуры для того, чтобы наводить температурное лечение. Например, МР термометрию, основанную на сдвиге резонансной частоты протона, можно использовать для того, чтобы предоставлять температурные карты в воде внутри ткани во время процедуры абляции для управления процессом нагрева с обратной связью в реальном времени.
При терапии высокоинтенсивным фокусированным ультразвуком (ВИФУ) необходим надежный мониторинг температуры в реальном времени с использованием, например, магнитно-резонансной томографии (МРТ) для того, чтобы гарантировать достаточный тепловой некроз в целевом объекте, при этом избегая чрезмерного нагрева и повреждения окружающих здоровых тканей. Для достижения достаточного временного и пространственного разрешения необходимо быстрое томографирование, предпочтительно с высоким пространственным разрешением при сохранении достаточного отношения сигнала к шуму для реконструкции надежных измерений температуры.
Публикация «Quantification of near-field heating during volumetric MR-HIFU ablation» C. Mougenot et al. в Med. Phys. 38(2011)272-282 относится к количественному определению эффекта объемной соникации (с помощью высокоинтенсивного фокусированного ультразвука (ВИФУ)) с помощью тепловой дозы. В этой публикации показаны (Фигура 2) карты тепловых доз, соответствующие срезам, для которых генерировали карты тепловых доз.
СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Изобретение относится к медицинскому аппарату, компьютерному программному продукту и к способу в независимых пунктах формулы изобретения. Варианты осуществления приведены в зависимых пунктах формулы изобретения.
Сложность, которая может возникнуть, состоит в том, что получаемые тепловые данные или изображения, в частности, посредством магнитно-резонансной томографии, можно получать из ограниченных объемов или они могут иметь ограниченное пространственное разрешение из-за ограничений, накладываемых на время сбора данных. Это не является редкостью получать тепловые данные магнитного резонанса только из ограниченного объема объекта во время температурного лечения. Варианты осуществления изобретения могут предусматривать средства предоставления оценки тепловой дозы в области за пределами той, где были получены тепловые данные. Другие варианты осуществления могут предусматривать средства оценки дозы при разрешениях, которые выше, чем те, при которых получали тепловые данные.
Как указано выше, тепловая доза представляет собой меру, используемую для оценки теплового повреждения, наносимого целевой ткани при тепловой терапии. Тепловая доза использует только историю температур и представляет собой такую неинвазивную меру, которую можно определять до тех пор, пока доступна информация о температуре. Она широко используется в качестве терапевтической конечной точки при тепловой терапии, такой как высокоинтенсивный фокусированный ультразвук (ВИФУ), также ее можно использовать для того, чтобы предоставлять обратную связь о том, какие области вылечены не полностью. Для высокоинтенсивного фокусированного ультразвука (ВИФУ), наводимого по магнитному резонансу (МР), получают информацию о температуре на визуализированных МРТ-срезах, а температурные изображения получают с использованием одного из стандартных способов перевода изменения МР свойства в изменение температуры. По этой причине тепловую дозу можно оценивать на срезах, используемых для МР томографии. Это может быть проблематично, если изображения повторно позиционируются для дополнительной соникации, поскольку после этого невозможно измерение накопленной тепловой дозы. Чтобы обойти это, можно использовать симметрию предполагаемого нагревания и естественное сглаживание распределения температур, т.к. тепловая диффузия сглаживает какие-либо пространственно локализованные температурные пики, и интерполяцию на трехмерное пространство, где тепловую дозу, накопленную от всех соникаций, можно складывать. Поступая таким образом, можно получать трехмерную оценку накопленной тепловой дозы для всего лечения, которую можно визуализировать в любой плоскости с использованием стандартных способов мультипланарной реконструкции (МПР). Даже несмотря на то, что интерполяция содержит в себе некоторые допущения и может не быть идеальной, этот способ, тем не менее, может помогать в определении того, является ли лечение завершенным и, следовательно, предоставлять более точную конечную точку.
«Машиночитаемая запоминающая среда», как использовано в настоящем документе, охватывает любые материальные запоминающие среды, которые могут хранить инструкции, которые может исполнять процессор вычислительного устройства. Машиночитаемую запоминающую среду можно обозначать как машиночитаемую невременную запоминающую среду. Машиночитаемую запоминающую среду также можно обозначать как материальный машиночитаемый носитель. В некоторых вариантах осуществления машиночитаемая запоминающая среда также может быть способна хранить данные, к которым может осуществлять доступ процессор вычислительного устройства. Примеры машиночитаемых запоминающих сред включают, но не ограничиваются этим: гибкий диск, привод магнитного жесткого диска, твердотельный жесткий диск, флэш-память, USB-накопитель, оперативное запоминающее устройство (RAM), постоянное запоминающее устройство (ROM), оптический диск, магнитно-оптический диск и файл регистров процессора. Примеры оптических дисков включают компакт-диски (CD) и универсальные цифровые диски (DVD), например диски CD-ROM, CD-RW, CD-R, DVD-ROM, DVD-RW или DVD-R. Термин «машиночитаемая запоминающая среда» также относится к различным типам сред записи, доступ к которым может осуществлять компьютерное устройство через сеть или канал связи. Например, данные можно выбирать через модем, через интернет или через локальную сеть.
«Компьютерная память» или «память» представляет собой пример машиночитаемой запоминающей среды. Компьютерная память представляет собой любую память, которая непосредственно доступна процессору. Примеры компьютерной памяти включают, но не ограничиваются этим: RAM память, регистры и файлы регистров.
«Компьютерный накопитель» или «накопитель» представляет собой пример машиночитаемой запоминающей среды. Компьютерный накопитель представляет собой любую энергонезависимую машиночитаемую запоминающую среду. Примеры компьютерного накопителя включают, но не ограничиваются этим: привод жесткого диска, USB-накопитель, гибкий диск, интеллектуальную карту, DVD, CD-ROM и твердотельный жесткий диск. В некоторых вариантах осуществления компьютерный накопитель также может представлять собой компьютерную память или наоборот.
«Процессор», как использовано в настоящем документе, охватывает электронные компоненты, которые способны исполнять программу или исполняемую машиной инструкцию. Упоминания о вычислительном устройстве, содержащем «процессор», следует интерпретировать как, возможно, содержащем больше чем один процессор или ядро процессора. Процессор, например, может представлять собой многоядерный процессор. Процессор также может относиться к совокупности процессоров в пределах одной компьютерной системы или распределенной среди множества компьютерных систем. Термин «вычислительное устройство» также следует интерпретировать как возможно относящийся к совокупности или сети вычислительных устройств, где каждое содержит процессор или процессоры. Многие программы имеют свои инструкции, исполняемые посредством множества процессоров, которые могут находиться в пределах одного и того же вычислительного устройства или которые даже могут быть распределены среди множества вычислительных устройств.
«Пользовательский интерфейс», как использовано в настоящем документе, представляет собой интерфейс, который позволяет пользователю или оператору взаимодействовать с компьютером или компьютерной системой. «Пользовательский интерфейс» также можно обозначать как «человеко-машинный интерфейс». Пользовательский интерфейс может предоставлять информацию или данные оператору и/или принимать информацию или данные от оператора. Пользовательский интерфейс может делать возможным, чтобы входные данные, введенные оператором, были получены компьютером, и может обеспечивать вывод данных пользователю из компьютера. Другими словами, пользовательский интерфейс может позволять оператору управлять или манипулировать компьютером, также интерфейс может позволять компьютеру индицировать следствие управления или манипуляций оператора. Отображение данных или информации на дисплее или в графическом пользовательском интерфейсе является примером предоставления информации оператору. Прием данных через клавиатуру, мышь, шаровой манипулятор, сенсорную панель, ручку-указатель, графический планшет, джойстик, игровой джойстик, веб-камеру, головную гарнитуру, рычаг переключения передач, рулевое колесо, педали, проводную перчатку, танцевальную панель, пульт дистанционного управления и датчик ускорения - все это является примерами компонентов пользовательского интерфейса, которые позволяют получать информацию или данные от оператора.
«Аппаратный интерфейс», как использовано в настоящем документе, охватывает интерфейс, который позволяет процессору компьютерной системы взаимодействовать с и/или управлять внешним вычислительным устройством и/или аппаратом. Аппаратный интерфейс может позволять процессору передавать управляющие сигналы или инструкции на внешнее вычислительное устройство и/или аппарат. Аппаратный интерфейс также может позволять процессору обмениваться данными с внешним вычислительным устройством и/или аппаратом. Примеры аппаратного интерфейса включают, но не ограничиваются этим: универсальную последовательную шину, порт IEEE 1394, параллельный порт, порт IEEE 1284, последовательный порт, порт RS-232, порт IEEE-488, соединение Bluetooth, соединение по беспроводной локальной сети, соединение TCP/IP, соединение Ethernet, интерфейс управляющего напряжения, интерфейс MIDI, интерфейс аналогового входа и интерфейс цифрового входа.
«Дисплей» или «устройство отображения», как использовано в настоящем документе, охватывает устройство вывода или пользовательский интерфейс, адаптированный для отображения изображений или данных. Дисплей может выводить визуальные, аудио- и/или тактильные данные. Примеры дисплея включают, но не ограничиваются этим: компьютерный монитор, телевизионный экран, чувствительный к прикосновениям экран, тактильный электронный дисплей, экран Брайля, электронно-лучевую трубку (CRT), запоминающую трубку, бистабильный дисплей, электронную бумагу, векторный дисплей, плоский дисплей, вакуумный флюоресцентный дисплей (VF), дисплеи на светоизлучающих диодах (LED), электролюминесцентный дисплей (ELD), плазменные дисплеи (PDP), жидкокристаллический дисплей (LCD), дисплеи на органических светоизлучающих диодах (OLED), проектор и головной дисплей.
Данные магнитного резонанса (МР) определяются в настоящем документе как зарегистрированные измерения радиочастотных сигналов, испускаемых спинами атомов, посредством антенны аппарата магнитного резонанса во время сканирования магнитно-резонансной томографии. Изображение магнитно-резонансной томографии (МРТ) определяется в настоящем документе как реконструированная двух- или трехмерная визуализация анатомических данных, содержащихся в данных магнитно-резонансной томографии. Эту визуализацию можно осуществлять с использованием компьютера.
Данные магнитного резонанса могут содержать измерения радиочастотных сигналов, испускаемых спинами атомов, посредством антенны аппарата магнитного резонанса во время сканирования магнитно-резонансной томографии, которые содержат информацию, которую можно использовать для магнитно-резонансной термометрии. Магнитно-резонансная термометрия функционирует посредством измерения изменений температурно-чувствительных параметров. Примеры параметров, которые можно измерять во время магнитно-резонансной термометрии, представляют собой: сдвиг резонансной частоты протона, коэффициент диффузии или изменения времени релаксации T1 и/или T2, что можно использовать для того, чтобы измерять температуру с использованием магнитного резонанса. Сдвиг резонансной частоты протона зависит от температуры, поскольку магнитное поле, которое воздействует на отдельные протоны, атомы водорода, зависит от окружающей молекулярной структуры. Увеличение температуры снижает молекулярный скрининг из-за температуры, влияющей на водородные связи. Это ведет к зависимости температуры от резонансной частоты протона.
Плотность протонов линейно зависит от равновесной намагниченности. Следовательно, возможно определять изменения температуры, используя изображения взвешенных по плотности протонов.
Времена релаксации T1, T2 и T2-звездочка (иногда обозначаемое как T2*) также зависят от температуры. Следовательно, реконструкцию изображений, взвешенных по T1, T2 и T2-звездочка, можно использовать для того, чтобы конструировать тепловые или температурные карты.
Температура также влияет на броуновское движение молекул в водном растворе. Следовательно, последовательности импульсов, которые способны измерять коэффициенты диффузии, такие как спиновое эхо с импульсным градиентом диффузии, можно использовать для того, чтобы измерять температуру.
Один из наиболее полезных способов измерения температуры с использованием магнитного резонанса опосредован измерением сдвига резонансной частоты протона (РЧП) протонов воды. Резонансная частота протонов зависит от температуры. С изменением температуры в вокселе сдвиг частоты будет вызывать изменение измеряемой фазы протонов воды. Следовательно, можно определять изменение температуры между двумя фазовыми изображениями. Этот способ определения температуры обладает таким преимуществом, что он является относительно быстрым в сравнении с другими способами. Способ РЧП в настоящем документе рассмотрен наиболее детально, чем другие способы. Однако способы и технические приемы, рассмотренные в настоящем документе, также применимы к другим способам выполнения термометрии с использованием магнитно-резонансной томографии.
Спектроскопические данные магнитного резонанса определяются в настоящем документе как зарегистрированные измерения радиочастотных сигналов, испускаемых спинами атомов, посредством антенны аппарата магнитного резонанса во время сканирования магнитно-резонансной томографии, которые содержат информацию, которая описывает множественные резонансные пики.
Спектроскопические данные магнитного резонанса можно, например, использовать для того, чтобы осуществлять протонно-спектроскопическую (ПС) визуализацию на основе способа температурного картирования, который позволяет создавать температурные карты с абсолютной шкалой. Эту температурную карту с абсолютной шкалой, следовательно, можно использовать для того, чтобы осуществлять температурную калибровку. Этот способ основан на физических принципах температурной зависимости сдвига резонанса протонов воды, так же как и способ резонансной частоты протона, но способ регистрации отличается: сдвиг частоты вычисляется по магнитно-резонансным спектрам. Сдвиг вычисляется по разности положений воды и эталонного пика протона. Протоны в липидах, например, можно использовать в качестве эталона, поскольку известно, что их резонансная частота почти не зависит от температуры, тогда как пик протона воды имеет линейную зависимость от температуры. Это можно осуществлять в вокселях, где присутствуют оба типа тканей. Если вода и липиды не присутствуют в одном и том же вокселе, можно попытаться использовать в качестве эталона некоторый другой тип ткани, а не липиды. Если это не успешно, могут иметь место некоторые воксели, где эталонные пики и, следовательно, температурные данные не доступны. Можно использовать интерполяцию и/или температурную фильтрацию, чтобы помочь в этих ситуациях, поскольку обычно не ожидают, что температура тела быстро меняется в пространстве, а точно локализованный подъем температуры типично вызван тепловой терапией, которая является очевидным исключением. Использование эталонных пиков делает способ относительно независимым от дрейфа полей или движения между сканированиями. Поскольку сканирование занимает время порядка по меньшей мере одной минуты при использовании существующих способов, ПС способ восприимчив к движению между сканированиями или изменению температуры во время сканирования. В случае, когда температура постоянна или вариация температуры мала как во времени, так и в пространстве, способ способен давать полезную информацию. Например, при высокоинтенсивном фокусированном ультразвуке, наводимом по магнитному резонансу, (МР-ВИФУ), ПС способ можно использовать для того, чтобы предоставлять фактическое распределение температур в теле перед началом МР-ВИФУ или другого температурного лечения, в противоположность использованию пространственно гомогенной начальной температуры, в качестве которой берут внутреннюю температуру тела, измеряемую с использованием термометрического зонда. Альтернативно, ПС способ можно использовать в качестве проверки корректности для накопленной температуры между тепловыми лечениями за пределами области лечения.
«Ультразвуковое окно», как используется в настоящем документе, охватывает окно, которое способно передавать ультразвуковые волны или энергию. Типично тонкую пленку или мембрану используют в качестве ультразвукового окна. Ультразвуковое окно, например, можно создавать из тонкой мембраны из BoPET (Двуосноориентированный полиэтилен терефталат).
В одном из аспектов изобретение относится к медицинскому аппарату, который содержит систему магнитно-резонансной томографии для получения данных магнитно-резонансной термометрии от объекта. Система магнитно-резонансной томографии содержит магнит с зоной томографирования. Данные магнитно-резонансной термометрии получаются из зоны томографирования. Медицинский аппарат дополнительно содержит память для хранения исполняемых машиной инструкций. Медицинский аппарат дополнительно содержит процессор для управления медицинским аппаратом. Исполнение исполняемых машиной инструкций заставляет процессор получать данные магнитно-резонансной термометрии из множества срезов в пределах зоны томографирования посредством управления системой магнитно-резонансной томографии.
Данные магнитного резонанса или данные магнитно-резонансной термометрии типично получают из объемов, называемых вокселями, или из толстых пластинообразных объемов, называемых срезами. Данные магнитно-резонансной термометрии из конкретного среза типично представляются в виде двухмерной диаграммы или поля. Исполнение исполняемых машиной инструкций дополнительно заставляет процессор интерполировать трехмерную оценку тепловой дозы в соответствии с данными магнитно-резонансной термометрии. Так сказать, данные магнитно-резонансной термометрии из множества срезов используются для того, чтобы интерполировать трехмерную оценку дозы. Этот вариант осуществления может быть полезен, поскольку это делает возможной оценку тепловой дозы в областях, для которых данные магнитного резонанса не получали.
В некоторых вариантах осуществления тепловая доза может представлять собой упрощение уравнения Аррениуса, и с использованием уравнения Аррениуса можно получать оценку повреждения ткани на основе только температурного временного интервала.
В другом варианте осуществления исполнение инструкций дополнительно заставляет процессор получать данные магнитно-резонансной термометрии из множества срезов за множество периодов времени. Исполнение инструкций дополнительно заставляет процессор вычислять двухмерную тепловую дозу для каждого из множества срезов. Трехмерная оценка тепловой дозы интерполируется с использованием двухмерной тепловой дозы, вычисляемой для каждого из множества срезов. В этом варианте осуществления данные магнитно-резонансной термометрии получаются для множества срезов за различные временные интервалы. Зная температуру за различные временные интервалы, можно вычислять тепловую дозу в пределах каждого из срезов. Затем получаемая тепловая доза для множества срезов используется для того, чтобы интерполировать оценку тепловой дозы в трехмерном пространстве.
В другом варианте осуществления исполнение инструкций дополнительно заставляет процессор получать данные магнитно-резонансной термометрии из множества срезов за множество периодов времени. Исполнение инструкций дополнительно заставляет процессор вычислять интерполированную трехмерную температурную карту для каждого из множества периодов времени. Трехмерная оценка тепловой дозы вычисляется с использованием каждой интерполированной трехмерной температурной карты. В этом варианте осуществления данные магнитно-резонансной термометрии также получаются за множество временных интервалов или периодов из множества срезов. Однако в этом варианте осуществления для каждого периода времени создается трехмерная температурная карта. Затем получаемая трехмерная температурная карта используется для того, чтобы непосредственно конструировать трехмерную оценку тепловой дозы.
В другом варианте осуществления трехмерная оценка тепловой дозы имеет более высокое пространственное разрешение, чем данные магнитно-резонансной термометрии. В некоторых применениях магнитно-резонансные данные о температуре можно получать с использованием очень низкого пространственного разрешения с тем, чтобы их можно было получать быстрее. В некоторых случаях желательно знать тепловую дозу или по меньшей мере предсказывать тепловую дозу с более высоким пространственным разрешением, чем то, на котором получали данные магнитно-резонансной термометрии. Этот вариант осуществления делает возможным, чтобы корректная оценка тепловой дозы была вычислена посредством интерполяции оценки тепловой дозы на более высокое разрешение, чем основное разрешение тепловых данных магнитного резонанса.
В другом варианте осуществления исполнение инструкций заставляет процессор получать данные магнитно-резонансной термометрии множество раз и интерполировать трехмерную оценку тепловой дозы множество раз. Исполнение инструкций дополнительно заставляет процессор вычислять оценку накопленной тепловой дозы посредством суммирования множества трехмерных оценок тепловой дозы. Это можно использовать, например, когда система температурного лечения, такая как система высокоинтенсивного фокусированного ультразвука, используется для того, чтобы неоднократно лечить или нагревать или охлаждать целевую зону объекта. Тепловую дозу можно определять для каждого периода нагревания или охлаждения и затем суммировать в трехмерную оценку накопленной тепловой дозы.
Трехмерную оценку тепловой дозы для отдельных соникаций в случае высокоинтенсивного фокусированного ультразвука можно суммировать в течение всего сеанса. Это может предоставлять трехмерную оценку накопленной тепловой дозы для конкретного сеанса соникации. Это могут использовать клиницисты или врачи для того, чтобы оценивать эффект конкретной соникации или лечения нагреванием или охлаждением. Преимущество трехмерной оценки накопленной тепловой дозы может состоять в том, что она предоставляет трехмерный вид области, оцениваемой по тепловому повреждению во время протекания сеанса лечения, таким образом, предоставляя очень эффективную клиническую конечную точку.
В другом варианте осуществления медицинский аппарат дополнительно содержит систему управления температурой, выполненную с возможностью управления температурой в пределах целевой зоны, локализованной в пределах зоны томографирования. Исполнение инструкций дополнительно заставляет процессор принимать план лечения. План лечения, как используется в настоящем документе, содержит инструкции или данные, которые можно использовать для того, чтобы конструировать конструкции, которые являются применимыми для управления системой управления температурой. Например, в плане лечения врач может очерчивать области объекта, которые врач желает подвергать температурному лечению. Исполнение инструкций дополнительно заставляет процессор управлять системой управления температурой в соответствии с планом лечения для управления температурой в пределах целевой зоны. Инструкции заставляют процессор получать по меньшей мере часть данных магнитно-резонансной термометрии при управлении системой управления температурой. Система управления температурой может иметь управляемую область нагрева или фокальную точку для управляемого нагрева целевой зоны. Этот вариант осуществления может быть полезен, поскольку он делает возможным определение тепловой дозы, когда система управления температурой нагревает или охлаждает целевую зону.
В другом варианте осуществления исполнение инструкций дополнительно заставляет процессор модифицировать план лечения в соответствии с трехмерной оценкой тепловой дозы. Это может быть полезно, поскольку система управления температурой может нагревать или охлаждать целевую зону в чередующиеся периоды времени управления температурой. Наличие доступной трехмерной оценки тепловой дозы может позволять медицинскому аппарату избегать областей температурного лечения, которые нежелательно лечить, или регулировать управление системы управления температурой для того, чтобы более точно нагревать или охлаждать целевую зону.
В другом варианте осуществления исполнение инструкций дополнительно заставляет процессор детектировать состояние конечной точки с использованием трехмерной оценки тепловой дозы и плана лечения. Исполнение инструкций дополнительно заставляет процессор останавливать по меньшей мере часть управления температурой целевой зоны посредством передачи команды остановки системе управления температурой, если детектировано состояние конечной точки. Этот вариант осуществления может быть полезным, поскольку трехмерную оценку тепловой дозы можно использовать для того, чтобы предсказать тепловую дозу в областях, которые не измерялись посредством тепловых данных магнитного резонанса с помощью системы магнитно-резонансной томографии. Это может предотвращать нагрев или охлаждение целевой зоны медицинским аппаратом дольше, чем необходимо. В некоторых вариантах осуществления трехмерная оценка дозы также может быть трехмерной оценкой накопленной дозы, сконструированной посредством суммирования множества трехмерных оценок дозы.
В другом варианте осуществления целевая зона имеет границу. Исполнение инструкций дополнительно заставляет процессор вычислять тепловую дозу границы в пределах предварительно определяемого расстояния от по меньшей мере части границы. Этот вариант осуществления может быть полезным, поскольку он может помогать избежать сложностей с охлаждением областей, которые не предназначены для нагрева или охлаждения в плане лечения.
В другом варианте осуществления трехмерная оценка тепловой дозы может вычисляться в пределах предварительно определяемого объема интерполяции. Объем интерполяции содержит зону лечения. Этот вариант осуществления может быть полезным, поскольку область предварительно определяемого объема интерполяции может представлять собой область, где трехмерная оценка тепловой дозы может быть предсказана так, чтобы быть точной или достаточно точной.
Предварительно определяемый объем интерполяции можно использовать в качестве маски для поиска нагретых областей или областей, смежных с нагретыми областями. Это также может ускорять вычисление трехмерной оценки тепловой дозы.
В другом варианте осуществления исполнение инструкций дополнительно заставляет процессор определять центр нагрева массы с использованием плана лечения. Интерполированная трехмерная оценка тепловой дозы интерполируется по меньшей мере частично с использованием центра нагрева массы. Центр нагрева массы можно определять один раз для каждого периода нагрева.
Эффекты частичного объема можно учитывать в некоторых вариантах осуществления посредством поиска того, где находится центр нагрева массы. Определение центра нагрева массы может предоставлять средство противодействия эффекту частичного объема посредством использования знания о том, что нагрев наиболее вероятно симметричен. Следовательно, учет центра нагрева массы и симметрии нагрева, хотя и необязательно, помогает учитывать эффекты частичного объема и создавать более точную интерполяцию тепловых доз. Например, могут иметь место другие способы, такие как имитация и знания о гетерогенности тканевого распределения, распределении тепловых доз или комбинации каждого из этих. Посредством вставки этой информации в алгоритм интерполяции результат интерполяции может быть в некоторых случаях слегка улучшен. Это, например, может представлять собой фиксацию пространственных координат в интерполированном пространстве высокого разрешения для совпадения с центром маски. Однако локальные изменения в свойствах переноса тепла различных типов тканей, окружающих центр нагрева массы, могут изменять или искажать симметрию, тем самым снижая точность этого способа в некоторых случаях.
В другом варианте осуществления исполнение инструкций дополнительно заставляет процессор определять траекторию нагрева с использованием плана лечения. Траектория нагрева, как использовано в настоящем документе, представляет собой последовательность местоположений (локаций) или объемов, где система управления температурой нагревает или охлаждает объект. Трехмерная оценка тепловой дозы интерполируется по меньшей мере частично с использованием траектории нагрева.
В некоторых вариантах осуществления может быть полезной постобработка достоверности трехмерной оценки тепловой дозы. Например, если нагретая траектория является кругом с определенным диаметром, как это бывает во многих случаях, можно иметь чрезвычайно большое отклонение от круглой геометрической формы, и это происходит в области с низким отношением сигнала к шуму. Эти воксели следует удалять, поскольку они, вероятно, содержат ошибки из-за шума.
В другом варианте осуществления можно задавать порог того, насколько велико отклонение от предполагаемой области абляции, которая является приемлемой. Если отношение сигнала к шуму в этой области ниже определенного уровня, то можно с достаточной степенью достоверности утверждать, что доза обусловлена шумом.
В другом варианте осуществления система управления температурой представляет собой систему высокоинтенсивного фокусированного ультразвука.
В другом варианте осуществления система управления температурой представляет собой радиочастотную систему управления температурой.
В другом варианте осуществления система управления температурой представляет собой систему микроволновой абляции.
В другом варианте осуществления система управления температурой представляет собой систему гипертермической терапии. В системе гипертермической терапии внешние источники нагрева и/или внутренние источники нагрева накладывают на и/или вставляют в объект для того, чтобы нагревать объект.
В другом варианте осуществления система управления температурой представляет собой систему лазерной абляции.
В другом варианте осуществления система управления температурой представляет собой систему инфракрасной абляции.
В другом варианте осуществления система управления температурой представляет собой систему криоабляции. Система криоабляции, как используется в настоящем документе, охватывает систему, которую можно использовать для того, чтобы снижать температуру ткани объекта или замораживать ее.
В другом аспекте изобретение представляет компьютерный программный продукт, содержащий исполняемые машиной инструкции для исполнения посредством процессора, управляющего медицинским аппаратом. Медицинский аппарат содержит систему магнитно-резонансной томографии для получения данных магнитно-резонансной термометрии от объекта. Система магнитно-резонансной томографии содержит магнит с зоной томографирования. Исполнение исполняемых машиной инструкций заставляет процессор получать данные магнитно-резонансной термометрии из множества срезов в пределах зоны томографирования посредством управления системой магнитно-резонансной томографии. Исполнение исполняемых машиной инструкций дополнительно заставляет процессор интерполировать трехмерную оценку тепловой дозы в соответствии с данными магнитно-резонансной термометрии.
В другом аспекте изобретение относится к способу управления медицинским аппаратом. Медицинский аппарат содержит систему магнитно-резонансной томографии для получения данных магнитно-резонансной термометрии от объекта. Система магнитно-резонансной томографии содержит магнит с зоной томографирования. Способ содержит этап получения данных магнитно-резонансной термометрии из множества срезов в пределах зоны томографирования посредством управления системой магнитно-резонансной томографии. Способ дополнительно содержит этап интерполяции трехмерной оценки тепловой дозы в соответствии с данными магнитно-резонансной термометрии.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Далее описаны предпочтительные варианты осуществления изобретения только в качестве примера и со ссылкой на рисунки, на которых:
на фиг. 1 показана блок-схема, которая иллюстрирует способ согласно варианту осуществления изобретения,
на фиг. 2 показана блок-схема, которая иллюстрирует способ согласно дополнительному варианту осуществления изобретения,
на фиг. 3 показана блок-схема, которая иллюстрирует способ согласно дополнительному варианту осуществления изобретения,
на фиг. 4 проиллюстрирован медицинский аппарат согласно одному из вариантов осуществления изобретения,
на фиг. 5 проиллюстрирован медицинский аппарат согласно дополнительному варианту осуществления изобретения,
на фиг. 6 проиллюстрирован медицинский аппарат согласно дополнительному варианту осуществления изобретения,
на фиг. 7 проиллюстрирован медицинский аппарат согласно дополнительному варианту осуществления изобретения,
на фиг. 8 проиллюстрирован медицинский аппарат согласно дополнительному варианту осуществления изобретения,
на фиг. 9 показаны три изображения тепловых доз в организме, перпендикулярные оси луча ВИФУ после соникации,
на фиг. 10 показаны интерполированные изображения тепловых доз на основе изображений, показанных на фиг. 9,
на фиг. 11 показана интерполяция на основе температуры с последующим вычислением тепловой дозы с более высоким разрешением для той же соникации, как изображено на фиг. 9 и 10, и
фиг. 12 является разностным изображением, полученным между интерполяцией на основе температуры, представленной на фиг. 11, в сравнении с интерполяцией на основе экспоненциальной дозы в нижнему ряду на фиг. 10.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ВАРИАНТОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ
Элементы со схожими номерами на этих фигурах являются эквивалентными элементами или осуществляют одну и ту же функцию. Элементы, которые ранее обсуждались, необязательно будут обсуждаться на последующих фигурах, если функция эквивалентна.
На фиг. 1 показана блок-схема, которая иллюстрирует способ согласно одному из вариантов осуществления изобретения. На этапе 100 получаются данные магнитно-резонансной термометрии из множества срезов. Затем на этапе 102 интерполируется трехмерная оценка тепловой дозы с использованием данных магнитно-резонансной термометрии.
На фиг. 2 показана блок-схема, которая иллюстрирует способ согласно дополнительному варианту осуществления изобретения. На этапе 200 получаются данные магнитно-резонансной термометрии из множества срезов. Затем на стадии 202 вычисляется оценка тепловой дозы для каждого из срезов во множестве периодов времени. Затем на стадии 204 интерполируется трехмерная оценка тепловой дозы с использованием двухмерных тепловых доз для каждого из срезов за множество периодов времени.
На фиг. 3 показана блок-схема, которая иллюстрирует способ согласно дополнительному варианту осуществления изобретения. Сначала на этапе 300 получаются данные магнитно-резонансной термометрии из множества срезов за множество периодов времени. Затем на этапе 302 интерполируется трехмерная тепловая температурная карта для каждого из множества периодов времени. Затем на стадии 304 вычисляется трехмерная оценка тепловой дозы с использованием трехмерных температурных карт для каждого из множества периодов времени.
На фиг. 4 проиллюстрирован медицинский аппарат 400 согласно варианту осуществления изобретения. Медицинский аппарат 400 содержит систему 402 магнитно-резонансной томографии. Система 402 магнитно-резонансной томографии показана как содержащая магнит 404. Магнит 404 представляет собой сверхпроводящий магнит цилиндрического типа с каналом 406 через его центр нагрева. Магнит 404 имеет охлаждаемый жидким гелием криостат со сверхпроводящими катушками. Также возможно использовать постоянные или резистивные магниты. Использование магнитов различных типов также возможно, например, также возможно использовать как разделенный цилиндрический магнит, так и так называемый открытый магнит. Разделенный цилиндрический магнит подобен стандартному цилиндрическому магниту, за исключением того, что криостат разделен на две секции для того, чтобы сделать возможным доступ к изо-плоскости магнита, такие магниты, например, можно использовать в соединении с терапией пучком заряженных частиц. Открытый магнит имеет две секции магнита, одна над другой, с пространством между ними, которое достаточно велико для того, чтобы вмещать объект: компоновка области двух секций схожа с таковой в катушке Гельмгольца. Открытые магниты популярны, поскольку объект менее ограничен. Внутри криостата цилиндрического магнита находится совокупность сверхпроводящих катушек. Внутри канала цилиндрического магнита находится зона 408 томографирования, где магнитное поле достаточно сильно и однородно для того, чтобы осуществлять магнитно-резонансную томографию.
Также внутри канала магнита находится катушка 410 градиента магнитного поля, которую используют для регистрации данных магнитного резонанса для того, чтобы пространственно кодировать магнитные спины в пределах зоны томографирования магнита. Катушку 410 градиента магнитного поля соединяют с источником 412 питания катушки градиента магнитного поля. Катушка градиента магнитного поля является репрезентативной. Типично катушки градиента магнитного поля содержат три отдельных набора катушек для пространственного кодирования в трех ортогональных пространственных направлениях. Источник 412 питания градиента магнитного поля подает ток на катушки градиента магнитного поля. Током, который подают на катушки магнитного поля, управляют в качестве функции времени, и он может быть линейно изменяющимся (пилообразным) и/или импульсным.
Смежно с зоной 408 томографирования находится радиочастотная катушка 414. Радиочастотная катушка 414 соединена с радиочастотным приемопередатчиком 416. Также внутри канала магнита 404 находится объект 418, который лежит на опоре 420 объекта и частично в пределах зоны 408 томографирования.
Рядом с зоной 408 томографирования находится радиочастотная катушка 414 для манипуляции ориентациями магнитных спинов в пределах зоны 408 томографирования и для приема радиопередач от спинов также в пределах зоны 408 томографирования. Радиочастотная катушка 414 может содержать множество элементов катушек. Радиочастотную катушку 414 также можно обозначать как канал или антенну. Радиочастотная катушка соединена с радиочастотным приемопередатчиком 416. Радиочастотную катушку 414 и радиочастотный приемопередатчик 416 можно заменить на отдельные передающую и принимающую катушки и отдельные передатчик и приемник. Понятно, что радиочастотная катушка 414 и радиочастотный приемопередатчик 416 являются репрезентативными. Радиочастотная катушка 414 предназначена для того, чтобы также представлять выделенную передающую антенну и выделенную принимающую антенну. Аналогичным образом приемопередатчик 416 также может представлять отдельный передатчик и отдельный приемник.
В пределах зоны 408 томографирования показано представление трех срезов 421, 421′, 421′′. Эти три среза показаны как меняющиеся в различных местоположениях (локациях) в трехмерном пространстве. Срез 421′′ перпендикулярен оси симметрии магнита 404. Срезы 421 и 421′ перпендикулярны друг другу и параллельны или копланарны оси симметрии магнита 404. Местоположение (локация) этих срезов 421, 421′, 421′′ предназначено быть репрезентативным.
Источник 412 питания катушки градиента магнитного поля и радиочастотный приемопередатчик 416 соединены с аппаратным интерфейсом 424 компьютерной системы 422. Компьютерная система 422 дополнительно содержит процессор 426. Процессор 426 соединен с аппаратным интерфейсом 424. Аппаратный интерфейс 424 позволяет процессору 426 передавать и принимать данные и команды системе 402 магнитно-резонансной томографии. Компьютерная система 422 дополнительно содержит пользовательский интерфейс 428, компьютерный накопитель 430 и компьютерную память 432.
Компьютерная память 430 показана как содержащая последовательность 440 импульсов, которая позволяет получать данные 442 магнитно-резонансной термометрии из срезов 421, 421′, 421′′. Данные 442 магнитно-резонансной термометрии показаны как хранящиеся в компьютерном накопителе 430. Компьютерный накопитель 430 дополнительно показан как содержащий трехмерную оценку 444 дозы, которую вычисляли с использованием данных 442 магнитно-резонансной термометрии.
Компьютерная память 432 показана как содержащая управляющий модуль 460. Управляющий модуль 460 содержит исполняемый компьютером код, который позволяет процессору 426 управлять работой и функционированием медицинского аппарата 400. Компьютерная память 432 дополнительно показана как содержащая модуль 462 реконструкции изображений данных магнитного резонанса. Модуль 462 реконструкции изображений данных магнитного резонанса позволяет процессору 426 реконструировать изображения и/или тепловые карты по данным магнитного резонанса и/или данным 442 магнитно-резонансной термометрии. Компьютерная память 432 показана дополнительно содержащей интерполяционный модуль 464 и модуль 466 вычисления тепловой дозы. Интерполяционный модуль 464 и модуль 466 вычисления тепловой дозы использовали для того, чтобы вычислять трехмерную оценку 444 тепловой дозы.
На фиг. 5 показан медицинский аппарат 500 согласно дополнительному варианту осуществления изобретения. Медицинский аппарат 500, проиллюстрированный на фиг. 5, подобен медицинскому аппарату 400, показанному на фиг. 4. В этом варианте осуществления компьютерный накопитель 430 дополнительно показан как содержащий необязательную двухмерную тепловую дозу, вычисленную для срезов тепловых данных 442 магнитного резонанса. Компьютерный накопитель 430 показан как дополнительно содержащий интерполированные трехмерные тепловые карты 504. Трехмерную оценку 444 тепловой дозы можно вычислять с использованием двухмерных оценок тепловой дозы 502 или интерполированных трехмерных тепловых карт 504. Элементы 502 и 504 могут присутствовать или не присутствовать в различных вариантах осуществления. Компьютерный накопитель 430 показан как содержащий вторую трехмерную оценку тепловой дозы 506. Например, тепловые дозы можно вычислять в различные моменты времени или по тепловым данным магнитного резонанса, которые получены в течение периода различных временных интервалов или моментов времени. Компьютерный накопитель 430 показан как содержащий трехмерную оценку 508 накопленной тепловой дозы. Оценка 508 накопленной тепловой дозы представляет собой трехмерную оценку 444 тепловой дозы с использованием второй трехмерной оценки тепловой дозы 506.
Компьютерная память 432 показана как дополнительно содержащая модуль 510 суммирования оценки дозы. Модуль 510 суммирования оценки дозы содержит исполняемый компьютером код, который позволяет процессору суммировать трехмерную оценку 444 тепловой дозы и вторую трехмерную оценку 506 тепловой дозы для того, чтобы получать трехмерную оценку 508 накопленной тепловой дозы.
На фиг. 6 представлен дополнительный вариант осуществления медицинского аппарата 600 согласно одному из вариантов осуществления изобретения. В этом варианте осуществления медицинский аппарат 600 подобен представленному на фиг. 4 и 5. Однако в этом случае система 602 управления температурой встроена в медицинский аппарат 600. Система управления температурой может представлять собой также систему, выполненную с возможностью управляемого нагрева или охлаждения части объекта.
Система 602 управления температурой соединена с аппаратным интерфейсом 424 компьютерной системы 422 и выполнена с возможностью ее управления процессором 426. Подразумевается, что система 602 управления температурой в этом варианте осуществления является примерной и может представлять любую систему, используемую для нагрева части объекта. Система 602 управления температурой может представлять собой, например, но не ограничиваясь этим: систему высокоинтенсивного фокусированного ультразвука, радиочастотную систему управления температурой, систему микроволновой абляции, систему гипертермической терапии, систему лазерной абляции, систему криоабляции и систему инфракрасной абляции. Часть объекта 418 обозначена как целевая зона 604. Система 602 управления температурой имеет возможность управляемо нагревать целевую зону 604. Компьютерный накопитель 430 показан как содержащий план лечения 640. План лечения 640 может описывать внутреннюю структуру объекта 418 и содержать данные, которые позволяют идентификацию или локализацию целевой зоны 604. Компьютерный накопитель 430 дополнительно содержит набор управляющих команд 642 системы управления температурой, которые сгенерированы с использованием плана лечения 640. Управляющие команды 642 системы управления температурой содержат команды, которые позволяют процессору 426 управлять работой и функционированием системы 602 управления температурой.
Компьютерная память 432 дополнительно показана как содержащая модуль 660 генерации управления системы управления температурой. Модуль 660 генерации управления системы управления температурой содержит исполняемый компьютером код, который позволяет процессору 426 генерировать управляющие команды 642 системы управления температурой по плану лечения 640 и/или оценке 444 тепловой дозы. Использование оценки 444 тепловой дозы позволяет процессору 426 формировать замкнутый контур управления для управления работой и функционированием системы 602 управления температурой.
На фиг. 7 показан дополнительный вариант осуществления медицинского аппарата 700 в соответствии с изобретением. В этом варианте осуществления система управления температурой представляет собой систему 702 высокоинтенсивного фокусированного ультразвука. Система высокоинтенсивного фокусированного ультразвука содержит заполненную текучей средой камеру 704. Внутри заполненной текучей средой камеры 704 находится ультразвуковой преобразователь 706. Несмотря на то, что это не показано на этой фиг., ультразвуковой преобразователь 706 может содержать множество элементов ультразвукового преобразователя, причем каждый способен генерировать отдельный луч ультразвука. Это можно использовать для того, чтобы направлять локализацию точки 718 соникации электронным образом посредством управления фазой и/или амплитудой переменного электрического тока, подаваемого на каждый из элементов ультразвукового преобразователя. Точка 718 соникации выполнена с возможностью управления, чтобы воздействовать ультразвуком на целевую зону 604.
Ультразвуковой преобразователь 706 соединен с механизмом 708, который позволяет ультразвуковому преобразователю 706 механически изменять положение. Механизм 708 соединен с механическим исполнительным механизмом 710, который выполнен с возможностью приведения в действие механизма 708. Механический исполнительный механизм 710 также представляет источник питания для подачи электрической энергии в ультразвуковой преобразователь 706. В некоторых вариантах осуществления источник питания может управлять фазой и/или амплитудой электрической энергии для отдельных элементов ультразвукового преобразователя. В некоторых вариантах осуществления механический исполнительный механизм/источник 710 питания расположен за пределами канала 406 магнита 404.
Ультразвуковой преобразователь 706 генерирует ультразвук, который показан как проходящий по пути 712. Ультразвук 712 идет через заполненную текучей средой камеру 704 и через ультразвуковое окно 714. В этом варианте осуществления ультразвук после этого проходит через гелиевую подушку 716. Гелиевая подушка необязательно присутствует во всех вариантах осуществления, но в этом варианте осуществления имеет место углубление в опоре 420 объекта для вмещения гелиевой подушки 716. Гелиевая подушка 716 помогает связывать ультразвуковую энергию между преобразователем 706 и объектом 418. После прохождения через гелиевую подушку 716 ультразвук 712 проходит через объект 418 и фокусируется в точке 718 соникации. Точка 718 соникации фокусируется в пределах целевой зоны 604. Точку 718 соникации можно перемещать благодаря комбинации механического позиционирования ультразвукового преобразователя 706 и электронного направления положения точки 718 соникации для того, чтобы лечить всю целевую зону 604.
Система 702 высокоинтенсивного фокусированного ультразвука показана также соединенной с интерфейсом 424 аппаратного обеспечения компьютерной системы 422. Компьютерная система 422 и содержимое ее накопителя 430 и памяти 432 эквивалентны тому, что показано на фиг. 6.
На фиг. 8 проиллюстрирован медицинский аппарат 800 согласно дополнительному варианту осуществления изобретения. В этом варианте осуществления система управления температурой является радиочастотной системой 801 управления температурой. Вариант осуществления, показанный на фиг. 8, подобен тому, что показано на фиг. 6. Компьютерная система 422 на фиг. 8 эквивалентна компьютерной системе 422, показанной на фиг. 6. Содержимое компьютерного накопителя 430 и компьютерной памяти 432 также эквивалентно компьютерному накопителю 430 и компьютерной памяти 432, как показано на фиг. 6. В варианте осуществления, показанном на фиг. 8, радиочастотная система 801 управления температурой используется в качестве системы управления температурой. Радиочастотная система 801 управления температурой содержит антенну 802 и радиочастотный передатчик 804. Антенна 802 находится вблизи целевой зоны 604. Радиочастотную энергию, генерированную передатчиком 804 и излученную антенной 802, используют для того, чтобы избирательно нагревать целевую зону 604. В этом варианте осуществления радиочастотный передатчик 1004 показан как соединенный с аппаратным интерфейсом 424. Процессор 426 и содержимое компьютерного накопителя 430 и компьютерной памяти 432 используются для того, чтобы управлять радиочастотным передатчиком 804 эквивалентно методу, которым система 702 высокоинтенсивного фокусированного ультразвука с фиг. 7 управляется посредством процессора 426.
На фиг. 9 представлены три изображения тепловых доз в организме от соникации объекта на трех параллельных коронарных срезах 900, 902, 904. Срез 902 находится между срезом 900 и срезом 904. На этих фигурах белый равен тепловой дозе 240 EM, которую часто принимают в качестве некроза при абляции фибромы матки. Черный на фоне фигур является тепловой дозой, равной 0. Разрешение на этих изображениях составляет 2,5 × 2,5 мм в плоскости с толщиной среза 7 мм. Между срезами 900, 902, 904 разрыв отсутствует.
На фиг. 10 показаны интерполированные изображения тепловых доз на основе изображений 900, 902, 904, показанных на фиг. 9. На фиг. 10 показаны десять различных изображений. Изображения 1000, 1002, 1004, 1006, 1008 содержат линейную интерполяцию, где доза выглядит значительно большей, и можно видеть острые углы размером с воксель. Изображения 1010, 1012, 1014, 1016, 1018 содержат экспоненциально интерполированные изображения, которые выглядят более естественными и сглаженными. Интерполированное разрешение составляет 1×1 мм в срезе и 3,5 мм за пределами среза. По существу, один дополнительный срез добавлен между каждым из исходных срезов 900, 902, 904, показанных на фиг. 9. Изображение 900 соответствует изображению 1000 и изображению 1010. Изображение 902 соответствует изображению 1004 и 1014. Изображение 904 соответствует изображению 1008 и изображению 1018. Изображение 1002 является срезом между изображениями 900 и 902. Изображение 1006 является интерполированным изображением между изображениями 902 и 904. Изображение 1012 является интерполированным изображением между 900 и 902. Изображение 1016 является интерполированным изображением между 902 и 904.
На фиг. 11 показана интерполяция на основе температуры с последующим вычислением тепловой дозы с более высоким разрешением для той же соникации, как изображено выше на фиг. 9 и 10. Кроме того, в этой последовательности пять изображений. Изображение 1100 соответствует изображению 900 на фиг. 9. Изображение 1104 соответствует изображению 902. Изображение 1108 соответствует изображению 904. Изображение 1102 находится между изображениями 900 и 902. Изображение 1106 находится между изображениями 902 и 904. Интерполированное разрешение составляет 1 мм × 1 мм в срезе и 3,5 мм за пределами среза. По существу, как и прежде, имеет место один дополнительный срез между каждым из исходных срезов. На этих фигурах порядок слева направо представляет собой направление от брюшной полости к спине пациента, так называемое передне-заднее направление. Визуально различия между фиг. 11 и фиг. 10 незначительны. Однако ожидается, что интерполяция, показанная на фиг. 11, более точна, чем две интерполяции, показанные на фиг. 10.
На фиг. 12 показаны разностные изображения, полученные между интерполяцией на основе температуры, представленной на фиг. 11, по отношению к интерполяции на основе экспоненциальной дозы в нижнем ряду на фиг. 10. Изображение 1200 представляет собой разность между изображением 1100 и 1010. Изображение 1202 представляет собой разность между изображением 1102 и 1012. Изображение 1204 представляет собой разность между изображением 1104 и 1014. Изображение 1206 представляет собой разность между изображением 1106 и изображением 1016. Изображение 1208 представляет собой разность между изображением 1108 и изображением 1018. Масштаб на этих изображениях составляет от -50 до +50 EM. Серый равен 0. Белый равен +50 EM и черный равен -50 EM. Внутри области с тепловой дозой выше 240 EM область маскируют для прозрачности, поскольку точное значение тепловой дозы не представляет большого интереса в этой области. Достаточно сказать, что интерполяция на основе температуры дает более высокое значение дозы как внутри области 240 EM, так и на границе. Только в нескольких пикселях интерполяция на основе дозы дает более высокое значение. Они представляют собой темно-серые воксели с уровнем темного фона, представляющим величину разности.
Линейную интерполяцию дозы в верхнем ряду, изображения с 1000 до 1008 на фиг. 10, выполняют в 1D следующим образом:
[1]
0
1
1
int
где D и D представляют собой тепловую дозу в двух точках и x представляет собой расстояние в нормализованных координатах от D до точки интерполяции D, с тепловой дозой, получаемой из температуры в виде:
, [2]
где подстрочный индекс j добавлен для ясности и соответствует подстрочному индексу ноль или один в уравнении 1 и 3.
Экспоненциальную интерполяцию дозы в нижнем ряду, изображения с 1010 до 1018 на фиг. 10, выполняют на основе понимания, что температура между двумя точками на малом расстоянии стремится быть плавной, и тогда линейная интерполяция является хорошей аппроксимацией, а также того факта, что тепловая доза представляет собой экспоненциальное уравнение с температурой в экспоненте (доказательство ниже). Затем выполняется подобная интерполяция с использованием тех же обозначений, что и выше, используя:
[3]
Интерполяция тепловых доз более высокого разрешения на фигуре 11 получена с использованием интерполяции температуры и затем вычисления тепловой дозы на основе этой интерполированной температуры. Так на первом этапе интерполированное температурное изображение вычисляется посредством линейной интерполяции в каждый и любой момент времени, когда получено температурное изображение, аналогичным образом, как для вышеупомянутой дозы в уравнении 1. На втором этапе эта интерполированная температура затем используется для того, чтобы вычислять интерполированную дозу:
[4]
Прямая интерполяция тепловой дозы на основе карт тепловых доз (как на Фигуре 10), которые получены в конце мониторинга температуры для данной соникации, имеет меньшую вычислительную ценность, чем интерполяция температурных изображений на каждой и любом динамическом уровне. Разность в вычислительной нагрузке не велика, поскольку линейная интерполяция всегда является очень простой.
Теперь рассмотрим способы интерполяции более детально. Тепловая доза будет вычислена как:
[5]
Первый способ интерполяции является простой линейной интерполяцией:
, [6]
0
1
где D и D представляют собой тепловые дозы в точке ноль и один, соответственно, между которыми интерполированная точка расположена на нормализованном расстоянии x от точки ноль. Второй способ интерполяции является экспоненциальной интерполяцией:
[ [7]
Рассуждение в основе этого состоит в том, что если мы можем рассматривать температуру вокселя как редко дискретизированную версию реальной температуры, то температуру между этими редко дискретизированными точками можно с приемлемой точностью принимать как линейную интерполяцию, поскольку все флуктуации более высокого порядка должны выравнивать минимум диффузии. При этом, конечно, полагают, что отношение диффузии и разрешения вокселя достаточно велико, чтобы постоянные вариации температуры более высокого порядка были невозможны. Если это имеет место, тепловую дозу можно вычислять как
[8]
Однако это не является аналогичным Ур. 7, поскольку экспоненциальная интерполяция в Ур. 8 происходит через момент времени и затем суммируется вместо экспоненциальной интерполяции сумм, как в случае Ур. 7.
При оценке тепловых доз может быть полезным иметь оценку теплового повреждения в трех измерениях на достаточно высоком разрешении. Кроме того, если осуществляют больше чем одно нагревание, то тепловое повреждение, наносимое отдельными нагреваниями, должно предпочтительно быть помещено в одну и ту же систему координат с тем, чтобы общее тепловое повреждение, нанесенное за весь сеанс нагрева или охлаждения, можно было оценивать в трех измерениях. Затем эта оценка может быть наложена, например, на трехмерные анатомические изображения магнитного резонанса (МР), а затем использована для того, чтобы предоставлять конечную точку посредством простого оценивания, когда тепловая доза в целевом участке достигла достаточного уровня. Кроме того, это можно использовать для определения тепловой дозы около чувствительных структур или около границы целевого участка.
Когда трехмерную тепловую дозу определяют и обновляют, МПР можно полезно использовать в любой плоскости для визуализации, таким образом делая низкой вычислительную нагрузку. Кроме того, плоскости томографирования необязательно должны быть плоскими, а также могут быть изогнутыми для того, чтобы повторять границу чувствительной структуры, такой как, например, кожа в ВИФУ терапии груди.
При условии, что доступны измерения температуры, проблема состоит в том, как переносить температурные данные, полученные в некоторых двухмерных плоскостях, в трехмерный объем общей точки отсчета (7) для измерений надежным и репрезентативным образом. Далее текст сосредоточен на нагреве, осуществляемом посредством ВИФУ преобразователей, размещенных снаружи, несмотря на то, что это также можно применять к другим ВИФУ преобразователям, таким как трансуретральные катетеры для ВИФУ предстательной железы, например, с некоторыми очевидными модификациями. Если несколько нагревательных событий выполняют в различных положениях для другой тепловой терапии при мониторинге температуры, то такое же решение также можно применять там.
3
Обыкновенно, двухмерные плоскости томографирования, содержащие температурные карты, имеют достаточно низкое разрешение (например, 2,5×2,5×7 мм для применения Sonalleve при фиброме матки), которое необходимо для того, чтобы получать МР температурные карты достаточно быстро. Трехмерный объем, содержащий оценку тепловой дозы, должен иметь более высокое разрешение для того, чтобы несколько нагревательных событий были корректно представлены в этой системе координат. Сглаженность температуры можно использовать с этой целью, поскольку любые острые углы будут сглажены неотъемлемой тепловой диффузией.
Варианты осуществления изобретения могут предусматривать средство получения трехмерной оценки тепловой дозы, репрезентативной для оценки теплового повреждения подлежащей ткани. Один признак может представлять собой средство надежной интерполяции информации о температуре, получаемой из термометрии, на более высокое разрешение и с использованием геометрической формы нагрева, которая известна или которую можно оценивать, чтобы оценивать тепловую дозу нагретого трехмерного объема на более высоком разрешении для какого-либо заданного нагревательного события. Интерполированную трехмерную тепловую дозу высокого разрешения всех нагревательных событий после этого можно добавлять к той же трехмерной системе координат высокого разрешения. Это делает возможной оценку общего теплового повреждения в трех измерениях для всего сеанса, таким образом, допуская улучшенную визуализацию оценки теплового повреждения для клинициста, который может, в свою очередь, делать тепловую дозу более точной терапевтической конечной точкой. Также можно улучшать безопасность в качестве последствия, поскольку накопленное тепловое повреждение на границах и за пределами целевой области лучше визуализировано.
Если температурные изображения доступны при вычислении трехмерной дозы, то линейная интерполяция температурных изображений на более высокое разрешение представляет собой один подход. Альтернативно, экспоненциальная интерполяция полученных изображений тепловых доз низкого разрешения на общую точку отсчета более высокого разрешения также является приемлемой. В некоторых вариантах осуществления это может требовать одностадийного вычисления в конце каждого нагревательного события вместо дополнительного вычисления во время нагрева, что может быть полезным для того, чтобы снижать вычислительную нагрузку во время нагрева. Однако эта альтернатива имеет тенденцию быть менее точной. Также может быть, что вычисление центра массы в организме (in vivo) и использование его в качестве центральной точки для изображений более высокого разрешения предоставляет тепловую дозу, которая более репрезентативна в отношении фактической подлежащей тепловой дозы. Это по меньшей мере относится к экспериментам на фантомах. Также, чем выше исходное пространственное разрешение, тем лучше будет интерполяция. Кроме того, для нагревательных событий, которые нагревают только маленькие области в масштабе вокселя, интерполяция не будет точной.
Для того, чтобы получать оценку в трех измерениях, необходимо несколько плоскостей томографирования, параллельных или нет. Если дискретизированный объем представляет собой трехмерную тепловую карту, то этот этап естественно не нужен. Если температура измеряется только в дискретных точках, тогда это обязательно послужит причиной того, что трехмерная оценка дозы будет менее надежной. Чем больше часть нагретой области, которая имеет измеренную температуру, тем более надежной будет трехмерная оценка дозы. В областях, где температуру не измеряют, можно использовать симметрию источника тепла и нагрева и/или уравнение биотепла Пеннеса для того, чтобы получать оценки того, какая температура, вероятно, должна быть в тех областях. Например, в случае ВИФУ соникации с внешними преобразователями нагрев, вероятно, должен обладать осевой симметрией из-за геометрической формы поля интенсивности ультразвука до тех пор, пока ткань является достаточно гомогенной.
Если имеют место области с более чем одним наблюдением, например, в области с пересекающимися коронарным и сагиттальным МР температурными изображениями, то все наблюдения можно использовать в интерполяции.
В одном из вариантов осуществления местоположение (локация) в трех измерениях задается для каждого вокселя во всех визуализируемых плоскостях, которые имеют оценку температуры, и затем это интерполируется на одну трехмерную оценку дозы высокого разрешения на одном этапе. Во втором варианте осуществления интерполяция на более высокое разрешение сначала выполняется отдельно для каждой стопки параллельных срезов. Затем используется геометрическая форма нагрева, при этом имеют дело с возможными поперечными сечениями стопок. Альтернативно, интерполяция в этом случае сначала может быть только для каждого среза и в плоскости перед вторым этапом.
Наконец, некоторое маскирование на основе надежности оценок температуры (например, отношение сигнала к шуму в МР термометрии) и/или местоположения (локации) предполагаемого нагревания, вероятно, будет полезно для того, чтобы избегать шума, попадающего в трехмерную оценку тепловой дозы.
В некоторых вариантах осуществления сначала нужны множественные наблюдения температуры. Для МР термометрии это типично обозначает несколько срезов или плоскостей томографирования. Они могут быть параллельными или перпендикулярными.
Всю доступную информацию можно использовать, значит, если имеют место пересекающиеся области, то все наблюдения из этих областей следует использовать. Если возможно, также предпочтительно учитывать возможные эффекты частичного объема, если подлежащая геометрическая форма источника нагрева, например фокус ВИФУ, известна и может быть надежно оценена, или можно использовать симметрию. Это может представлять собой случай, когда можно применять акустическую имитацию.
В частности, в областях, где нагрев только частично дискретизирован, может быть полезным использовать геометрическую форму подлежащего источника тепла и/или симметрию нагрева. В случае более крупных нагретых областей при соникации (так называемые крупные ячейки лечения) некоторое количество нагретой ткани может простираться по направлению пути луча, т.е. в AP направлении, за пределами коронарных срезов. В таком случае только ткань в пределах сагиттального среза дискретизируют в этих областях. Ткань, расположенная достаточно далеко от оси луча в LR направлении, не будет дискретизирована. Однако, допуская сглаженность температуры и достаточно осесимметричный путь луча, также можно сделать обоснованное предположение о температуре в этих областях.
Одна проблема при комбинировании пересекающихся срезов состоит в том, что воксели редко имеют одни и те же трехмерные координаты, но при этом могут иметь различные значения из-за эффектов частичного объема и шума. Один простой путь учета перекрывающихся данных состоит в том, чтобы сначала интерполировать сагиттальный срез в этом примере на несколько более высокое, но все еще грубое разрешение в плоскости, а также интерполировать коронарную стопку в трех измерениях на то же разрешение. AP разрешение интерполированной коронарной стопки должно быть равно AP разрешению в плоскости для интерполированного сагиттального среза. FH разрешения также должны совпадать. Для простоты разрешение может быть изотропным. Интерполяция этого набора данных на более высокое разрешение, тем не менее, могла бы в таком случае полностью учитывать пересекающиеся данные. Таким путем можно использовать температурные данные. Другая возможность, где используют только контуры тепловой дозы, состоит в использовании стандартных подходов для отслеживания трехмерного объекта с пересекающихся двухмерных плоскостей. Такие инструменты существуют и часто основаны на использовании кривых Безье.
Чтобы избежать эффекта артефактов и шума, делающих интерполяцию сложной, предпочтительно маскировать все области, о которых известно, что они не подлежат нагреву. Это делает вычисление трехмерной дозы более быстрым и менее восприимчивым к ошибкам. Этот подход полностью приемлем, поскольку он предназначен только для визуализации.
Когда получают трехмерную оценку тепловой дозы, ее прибавляют к общему трехмерному объему для оценки накопленной тепловой дозы. Этот объем, который предпочтительно изотропен и имеет высокое разрешение, затем можно быстро и легко оценивать посредством программного обеспечения для управления терапией, и тепловую дозу можно отображать в каком-либо направлении с использованием, например, МПР. Изогнутые срезы также можно визуализировать, если есть желание, например, на поверхности органов из группы риска (ОГР), таких как кожа, кишечник и т.д. Интерпретация тепловой дозы на плоских срезах, которые пересекают ОГР в различных положениях, часто затруднительна, и изогнутые срезы, разрешенные трехмерной накопленной тепловой дозой высокого разрешения, могут обеспечивать преимущество.
Хотя изобретение проиллюстрировано и описано подробно на рисунках и в приведенном выше описании, такие иллюстрации и описание следует рассматривать как иллюстративные или типовые, а не ограничивающие; изобретение не ограничено раскрытыми вариантами осуществления.
Другие вариации в раскрытых вариантах осуществления могут понять и реализовать специалисты в данной области при практическом осуществлении описываемого в заявке изобретения, изучив рисунки, раскрытие и приложенную формулу изобретения. В формуле изобретения слово «содержит» не исключает другие элементы или этапы, а форма единственного числа не исключает множества. Один процессор или другой блок может выполнять функции нескольких элементов, перечисленных в формуле изобретения. Сам факт того, что определенные средства перечислены во взаимно различных зависимых пунктах формулы изобретения, не указывает на то, что комбинация этих мер не может быть использована с пользой. Компьютерную программу можно хранить/распространять в подходящей среде, такой как оптическая запоминающая среда или твердотельная среда, поставляемая вместе с или как часть другого аппаратного обеспечения, но также ее можно распространять в других формах, например через интернет или другие проводные или беспроводные телекоммуникационные системы. Любые ссылочные позиции в формуле изобретения не следует толковать в качестве ограничения объема.
СПИСОК НОМЕРОВ ПОЗИЦИЙ
400 медицинский аппарат
402 система магнитно-резонансной томографии
404 магнит
406 канал магнита
408 зона томографирования
410 катушка градиента магнитного поля
412 источник питания катушки градиента магнитного поля
414 радиочастотная катушка
416 радиочастотный приемопередатчик
418 объект
420 опора объекта
421 срез
421′ срез
421′′ срез
422 компьютерная система
424 аппаратный интерфейс
426 процессор
428 пользовательский интерфейс
430 компьютерный накопитель
432 компьютерная память
440 последовательность импульсов
442 данные магнитно-резонансной термометрии
444 трехмерная оценка тепловой дозы
460 управляющий модуль
462 модуль реконструкции изображений данных магнитного резонанса
464 интерполяционный модуль
466 модуль вычисления тепловой дозы
500 медицинский аппарат
502 двухмерные тепловые дозы
504 интерполированные трехмерные тепловые карты
506 вторая трехмерная оценка тепловой дозы
508 трехмерная оценка накопленной тепловой дозы
510 модуль суммирования оценки дозы
600 медицинский аппарат
602 система управления температурой
604 целевая зона
640 план лечения
642 управляющие команды системы управления температурой
660 модуль генерации управления системы управления температурой
700 медицинский аппарат
702 система высокоинтенсивного фокусированного ультразвука
704 камера, заполненная текучей средой
706 ультразвуковой преобразователь
708 механизм
710 механический исполнительный механизм/источник питания
712 путь ультразвука
714 ультразвуковое окно
716 гелиевая подушка
718 точка соникации
800 медицинский аппарат
801 радиочастотная система управления температурой
802 антенна
804 радиочастотный передатчик
900 изображение тепловых доз в организме
902 изображение тепловых доз в организме
904 изображение тепловых доз в организме
1000 линейно интерполированное изображение тепловых доз
1002 линейно интерполированное изображение тепловых доз
1004 линейно интерполированное изображение тепловых доз
1006 линейно интерполированное изображение тепловых доз
1008 линейно интерполированное изображение тепловых доз
1010 экспоненциально интерполированное изображение тепловых доз
1012 экспоненциально интерполированное изображение тепловых доз
1014 экспоненциально интерполированное изображение тепловых доз
1016 экспоненциально интерполированное изображение тепловых доз
1018 экспоненциально интерполированное изображение тепловых доз
1100 изображение тепловых доз, вычисленное по температурной интерполяции
1102 изображение тепловых доз, вычисленное по температурной интерполяции
1104 изображение тепловых доз, вычисленное по температурной интерполяции
1106 изображение тепловых доз, вычисленное по температурной интерполяции
1108 изображение тепловых доз, вычисленное по температурной интерполяции
1200 разностное изображение между изображениями 1100 и 1010
1202 разностное изображение между изображениями 1102 и 1012
1204 разностное изображение между изображениями 1104 и 1014
1206 разностное изображение между изображениями 1106 и 1016
1208 разностное изображение между изображениями 1108 и 1018