МУЛЬТИФОКУСНЫЕ СОНИКАЦИИ ДЛЯ ГИПЕРТЕРМИЧЕСКИХ ЛЕЧЕБНЫХ ВОЗДЕЙСТВИЙ С ИСПОЛЬЗОВАНИЕМ УЛЬТРАЗВУКА, СФОКУСИРОВАННОГО ПОД КОНТРОЛЕМ МАГНИТНО-РЕЗОНАНСНОЙ ТОМОГРАФИИ
MULTI-FOCI SONICATIONS FOR HYPERTHERMIA TREATMENTS USING MAGNETIC RESONANCE-GUIDED FOCUSSED ULTRASOUND

Заявка относится к устройствам и способам для гипертермического лечебного воздействия с использованием мультифокусных соникаций.
Умеренная гипертермия (HT) является терапевтическим методом, при котором ткань нагревают до температур выше температуры тела и ниже температуры абляции, например 38-45°C. Упомянутые умеренные гипертермические лечебные воздействия могут приводить к физиологическим изменениям, например перфузии, и клеточным изменениям, например экспрессии генов, которые повышают терапевтическую эффективность, при использовании в связи с химиотерапией или лучевой терапией. Умеренная гипертермия вызывает множество изменений, которые обеспечивают клинические полезные результаты, которые делают ее синергической со многими химиотерапевтическими средствами и лучевой терапией. В дополнение к физиологическим и клеточным изменениям, гипертермию можно использовать с системами доставки лекарств, чувствительными, а также не чувствительными к температуре, чтобы снижать токсичность и повышать общую эффективность. Одно решение по снижению токсичности предусматривает прицельную доставку в опухоль температурно-чувствительного липосомального лекарства. При нормальной температуре тела (~37°C) температурно-чувствительные липосомы являются относительно стабильными, а при температурах около 38-45°C умеренной гипертермии, температурно-чувствительные липосомы обеспечивают высвобождение лекарства в течение 10-20 секунд.
В настоящее время имеется ряд устройств, которые могут нагревать целевую ткань до диапазона умеренной гипертермии. Один пример представляет собой радиочастотные (РЧ) аппликаторы, которые являются настраиваемыми антеннами для излучения РЧ-энергии в тело. РЧ-аппликаторы лучше всего подходят для нагревания глубоко расположенных опухолей благодаря большой длине РЧ-волн. Микроволновые аппликаторы также применяются, но обычно используются только для неглубоких опухолей из-за их короткой длины волны. Применялись также горячие водяные ванны, лазеры и магнитные текучие среды. Приведенные методики имеют такие недостатки, как инвазивный характер, ограниченное или неглубокое нагревание, горячие и холодные точки, неточное или пространственно неравномерное нагревание и отсутствие пространственно-временного управления с обратной связью. Локальную гипертермию выполняют также высокоинтенсивным сфокусированным ультразвуком под контролем магнитно-резонансной томографии (MR-HIFU), в таком случае сфокусированное ультразвуковое пятно быстро развертывают для достижения гипертермии, и магнитно-резонансную томографию (MR) используют для контроля лечебного воздействия. Сфокусированное пятно имеет тенденцию временно нагревать ткань до температур выше целевой температуры в точном местоположении фокусного пятна перед перемещением в следующее местоположение. Кроме того, одиночные фокусные пятна высокой интенсивности могут также легче вызывать вредное механическое повреждение ткани.
Применение высокоинтенсивного сфокусированного ультразвука может приводить как к термическим, так и нетермическим (механическим) биоэффектам, оба типа которых проистекают из комплексного взаимодействия распространяющихся ультразвуковых волн с тканью. Биоэффектами высокоинтенсивного сфокусированного ультразвука (HIFU) можно манипулировать и/или управлять характеристиками выходной мощности, частоты, коэффициента заполнения импульса, длительности соникации и фокусного пятна ультразвука. Термические эффекты, обусловленные поглощением и преобразованием ультразвука в теплоту за счет вибрационного возбуждения ткани, приводят к быстрому, сильно локализованному повышению температуры. Механические эффекты, которые являются специфическими для HIFU, включают в себя силы акустического давления и акустическую кавитацию. Силы акустического давления могут приводить к локальному смещению тканей, деформации сдвига и течению, а кавитационные эффекты опосредуются действием пузырьков, а именно схлопывание или колебание пузырьков приводит к локально вызываемому напряжению и большому выделению энергии, возможно, имеющим следствием и поддерживающим термическую коагуляцию и некроз. Механические ультразвуковые эффекты можно использовать для повышения эффективности абляции или совершенствования доставки лекарств с дополнением или без дополнения микропузырьками в некоторых случаях применения.
Магнитно-резонансная томография (МРТ) обеспечивает in vivo температурные карты во время соникации посредством HIFU. Оценку повышения температуры в реальном времени можно контролировать по температурным картам, и мощность, длительность, частоту или траекторию (т.е. пространственно-временную картину) соникации можно регулировать соответственно.
Настоящее заявка предлагает методики непрерывной умеренной гипертермии в течение продолжительного периода времени, с использованием метода мультифокусной соникации для управления точностью и равномерностью температур, для ограничения нагреваемых объемов и для снижения пиковых акустических давлений в нагреваемой области. Настоящая заявка совершенствует стратегию мультифокусного нагревания в качестве средства для областей применения умеренной гипертермии, например, в клинической онкологии. Однако, стратегия мультифокусного нагревания может также иметь другие области применения, например, при термической абляции по технологии MR-HIFU.
В соответствии с одним аспектом предлагается устройство для умеренно гипертермического лечебного воздействия. Устройство включает в себя устройство визуализации, которое создает изображение для планирования и температурные карты целевой области. Устройство дополнительно включает в себя фазированную решетку ультразвуковых преобразователей. Матрица драйверов ультразвуковых преобразователей индивидуально управляет ультразвуковыми преобразователями фазированной решетки для генерации мультифокусных соникаций в целевой области. Один или более процессоров запрограммированы принимать целевой температурный профиль и вычислять мощность, частоту и относительную фазу драйверов преобразователей решетки ультразвуковых преобразователей, которые вычисляются, чтобы побуждать фазированную решетку ультразвуковых преобразователей формировать картину мультифокусной соникации, сконфигурированную с возможностью нагревания целевой области с целевым температурным профилем.
В соответствии с другим аспектом предлагается способ умеренно гипертермического лечебного воздействия. Создают изображение для планирования, которое охватывает целевую область субъекта для приема умеренно гипертермического лечебного воздействия. Создают целевой температурный профиль для целевой области. Вычисляют мощности, частоту и относительные фазы для управления фазированной решеткой ультразвуковых преобразователей, чтобы формировать картину мультифокусной соникации в целевой области в соответствии с температурным профилем.
В соответствии с другим аспектом предлагается устройство для умеренно гипертермического лечебного воздействия, которое включает в себя устройство визуализации и контроллер сканирования, который управляет устройством визуализации для создания изображения для планирования и температурных карт целевой области. Матрица драйверов ультразвуковых преобразователей управляет фазированной решеткой ультразвуковых преобразователей индивидуально для формирования нескольких одновременных фокусных пятен в целевой области. Пульт планирования отображает изображение для планирования и содержит устройство ввода, посредством которого клиницист вводит целевой температурный профиль и целевое местоположение (зону или объем). Ультразвуковой контроллер принимает целевой температурный профиль и вычисляет мощность, частоту и относительную фазу для драйверов преобразователей, которые вычисляются, чтобы побуждать фазированную решетку ультразвуковых преобразователей формировать картину мультифокусных соникаций для нагревания целевой области до целевого температурного профиля.
Дополнительные преимущества настоящего изобретения будут очевидны специалистам со средним уровнем компетентности в данной области техники после прочтения и изучения нижеследующего подробного описания.
Изобретение может принимать вид различных компонентов и схем расположения компонентов и различных этапов и схем расположения этапов. Чертежи предназначены только для пояснения предпочтительных вариантов осуществления и не подлежат истолкованию в качестве ограничения изобретения.
Фиг. 1 приведено схематическое изображение системы для мультифокусных соникаций под контролем магнитно-резонансной томографии для умеренно гипертермических лечебных воздействий;
Фиг. 2,A – смоделированное поле акустического давления при отклонении одной точки на 4 мм влево от центра;
Фиг. 2,B – моделирование мультифокусной соникации с 16 одновременными фокусами, равномерно разнесенными по окружности диаметром 8 мм;
Фиг. 2,C – представление сагиттальной плоскости изображения, т.е. в направлении траектории пучка, соответствующей одноточечной соникации, показанной на фиг. 2,A;
Фиг. 2,D – представление сагиттальной плоскости изображения, соответствующей картине мультифокусной соникации, показанной на фиг. 2,B;
Фиг. 3,A – карта акустических давлений для соникации единственной фокусной точкой, смещенной на 4 мм влево от начальных координат изображения;
Фиг. 3,B – карта акустических давлений для 16-фокусной картины, показанной на фиг. 2,B;
Фиг. 3,C – фазовая карта для однофокусной соникации, показанной на фиг. 3,A;
Фиг. 3,D – фазовая карта для 16-фокусной картины, показанной на фиг. 3,B;
Фиг. 4,A – смоделированная карта фронтального распределения температур, полученная при использовании 8-мм траектории соникации, при которой единственную точку развертывают во времени по 16 фокусным точкам достаточно быстро, чтобы обеспечить эффективное термическое усреднение;
Фиг. 4,B – карта сагиттального распределения температур при сонификации, показанной на фиг. 4,A;
Фиг. 4,C – смоделированная карта фронтального распределения температур, при использовании картины мультифокусной соникации с 16 совместно действующими фокусами;
Фиг. 4,D – смоделированная карта сагиттального распределения температур при использовании картины мультифокусной соникации, показанной на фиг. 4,C;
Фиг. 5,A – изображение фронтального картирования опухоли на изображении для планирования, взвешенном по протонной плотности;
Фиг. 5,B – фронтальная температурная карта полученных температур, наложенная на изображение для планирования во время умеренно гипертермического лечебного воздействия, показывающая типичное распределение температур через 3 минуты нагревания;
Фиг. 5,C – сагиттальное изображение, соответствующее фиг. 5,A;
Фиг. 5,D – сагиттальная температурная карта, соответствующая карте фронтального распределения температур, показанной на фиг. 5,B;
Фиг. 6,A – представление средней (сплошная линия), 10-процентильной и 90-процентильной (пунктирные линии) температур в 8-мм ячейке лечебного воздействия через 5 минут соникации in vivo, при использовании методики однофокусной развертки;
Фиг. 6,B – представление средней (сплошная линия), 10-процентильной и 90-процентильной (пунктирные линии) температур в 8-мм ячейке лечебного воздействия через 5 минут соникации, при использовании мультифокусной методики, при этом целевой температурный диапазон указан серой рамкой;
Фиг. 7 – профиль средней по времени температуры по радиальной линии с центром на 8-мм ячейке лечебного воздействия на опухоль для методик как однофокусной (сплошная линия), так и мультифокусной (пунктирная линия) соникации;
Фиг. 8,A – пространственное распределение средней по времени температуры во фронтальной плоскости для 8-мм ячейки лечебного воздействия при использовании методики соникации с однофокусной разверткой в пределах опухоли;
Фиг. 8,B – пространственное распределение средней по времени температуры во фронтальной плоскости для 8-мм ячейки лечебного воздействия при использовании методики мультифокусной соникации в пределах опухоли;
Фиг. 8,C – распределение средней по времени температуры в сагиттальной плоскости, соответствующее фиг. 8,A;
Фиг. 8,D – пространственное распределение средней по времени температуры в сагиттальной плоскости, соответствующее фиг. 8,B; и
Фиг. 9 – блок-схема последовательности операций, поясняющая компьютерную обработку или этапы лечебного воздействия для умеренной гипертермии, вызываемой мультифокусной соникацией.
Оптимальная температура для большинства умеренно гипертермических применений находится в диапазоне 40-45°C. Температуры ниже 40°C обычно оказывают ограниченное влияние, и температуры выше чем 45°C могут превратить перфузию ткани. Напротив, в рамках абляционных методов, температуру повышают до уровня, способного вызывать некроз, обычно, выше чем 55°C, и затем дают ткани охладиться. Перегревание подлежащей абляции целевой ткани не причиняет вреда. Настоящий метод умеренной гипертермии поддерживает температуру в целевой области на требуемом уровне, например, от 40,5°C до 41,0°C, в течение длительного времени, обычно, 3-45 минут или более. В течение этого времени, мощность, частоту и траекторию регулируют для получения оптимальной равномерности нагревания в целевом объеме для, например, однородной сенсибилизации ткани или доставки лекарства.
Эффекты воздействия HIFU на ткань сильно зависят от интенсивности звука в фокусной области, с разными механизмами распространения энергии HIFU, преобладающими при высокой и низкой интенсивностях звука. Во время работы при низких интенсивностях звука, акустическое поле является преимущественно линейным, волны имеют гармоническую форму, и интенсивность звука пропорциональна квадрату давления. При повышенных уровнях интенсивности звука, пиковое отрицательное давление (разрежения) хорошо коррелируется с наступлением кавитационных эффектов, и нелинейное распространение волн приводит к генерации высших гармоник, асимметричной дисторсии форм колебания давления и, в конечном счете, к формированию крутых фронтов ударной волны. Нелинейное расширение спектра в сторону более высоких частот и формирование ударных волн может значительно повысить локальное поглощение акустической энергии, особенно, в фокусной области. Данное поглощение акустической энергии резко повышает локальную скорость нагревания. Непредсказуемый характер нелинейного распространения звука и механических биоэффектов создает потенциальные проблемы при клинических применениях в популяции разнотипных пациентов, даже когда фокусную точку высокой интенсивности быстро сканируют. Умеренную гипертермию применяют для исключения непосредственного повреждения ткани, обусловленного как механическими, так и термическими биоэффектами. Умеренная гипертермия скорее предназначена только для сенсибилизации ткани к адьювантным видам терапии, например, терапии термоактивируемыми лекарствами.
0
Как показано на фиг. 1, система 10 умеренно гипертермического лечебного воздействия под контролем магнитно-резонансной томографии включает в себя систему 12 магнитно-резонансной визуализации и ультразвуковой датчик 14. Система магнитно-резонансной визуализации включает в себя основной магнит 20 для формирования постоянного во времени основного магнитного поля B через область 22 визуализации 22. Градиентные магнитные катушки 24 селективно возбуждают в импульсном режиме для формирования градиентов магнитного поля через основное магнитное поле. Радиочастотными (РЧ) катушками 26 для всего тела управляют для возбуждения магнитного резонанса в субъекте в области визуализации. Возбужденные магнитно-резонансные сигналы принимаются РЧ катушками 26 для всего тела или локальной РЧ катушкой 28.
Контроллер 30 магнитно-резонансного сканирования управляет градиентными и РЧ катушками, чтобы применять выбранный протокол магнитно-резонансной визуализации протонной плотности и протокол термической визуализации, например, последовательность быстрого полевого эхо – эхо-планарного отображения (FFE-EPI), использующую смещение резонансной частоты протонов (PRFS). Система 32 реконструкции магнитно-резонансных изображений реконструирует принятые сигналы резонанса в изображение 34 для планирования, взвешенное по протонной плотности, до лечебного воздействия и в последовательность карт 36 тепловых магнитно-резонансных изображений во время ультразвукового лечебного воздействия. Клиницист использует терминал 38 для планирования, чтобы планировать пространственные и тепловые свойства умеренно гипертермического лечебного воздействия для обеспечения пространственных и тепловых профилей лечебных воздействий, которые сохраняются в памяти 40 профилей лечебных воздействий. Ультразвуковой контроллер 42 вычисляет картину мультифокусной соникации (подробно поясняемой ниже в связи с фиг. 9), которая обеспечивает выбранные пространственные и тепловые профили.
Ультразвуковой датчик 14 включает в себя ультразвуковые преобразователи 50 в виде фазированной решетки, например, 256-элементную решетку преобразователей. Ультразвуковой датчик 14 в показанном варианте осуществления расположен в опоре 44 для пациента, которая установлена с возможностью перемещения для транспортировки пациента и ультразвукового преобразователя в область 22 обследования системы 12 магнитно-резонансной визуализации. Предусмотрены управляющие электронные схемы, включающие в себя матрицу драйверов 52 ультразвуковых преобразователей, при этом каждый драйвер включен параллельно соответствующему преобразователю для подачи соответствующих мощности и частоты в каждый ультразвуковой преобразователь по отдельности, с подходящей относительной фазой, чтобы производить картину мультифокусной соникации, вычисленную ультразвуковым контроллером 42. Ультразвуковые преобразователи управляются индивидуально. Управляющие электронные схемы можно использовать для направления мультифокусного пучка в разные пространственные местоположения, на разные глубины и с разными уровнями относительной мощности по профилю. При желании, обеспечивают механическое прицельное устройство 54 для механической регулировки угла и местоположения ультразвукового датчика, то есть, тем самым, относительного местоположения мультифокусного пучка внутри пациента. Управляющие электронные схемы допускают создание требуемой фокусной картины посредством формирования одновременно нескольких фокусов, соответствующих низким уровням вторичных максимумов. В одном варианте осуществления на матрице преобразователей содержится акустическая связь 56 для уплотнения пациента и сопряжения с ним.
Ультразвуковой контроллер 42 и управляющие электронные схемы 54 управляют решеткой ультразвуковых преобразователей для соникации любой из множества свободно конфигурируемых картин. Например, картины могут включать в себя кольцевую матрицу фокусов с диаметрами окружности в диапазоне 4-32 мм. Для нагревания большего объема, две или более окружностей можно подвергать соникации одновременно или поочередно. Для более сложных картин, ультразвуковой контроллер 42 вычисляет подходящие управляющие напряжения и потенциал для каждого из преобразователей решетки по отдельности. В качестве альтернативы, ультразвуковой контроллер можно предварительно запрограммировать множеством картин: одномерной, двумерной и/или трехмерной. Упомянутые картины можно изменять в масштабе и комбинировать, при необходимости, для согласования с формой и размером объема, который требуется нагревать. Оператор может задавать целевую область, которая затем разлагается на набор картин соникации с формами, определяемыми для нагревания с наилучшим согласованием с целевой областью. Частота, размер целевого объекта для соникации и глубина соникации также являются регулируемыми.
Ультразвуковой контроллер и управляющие электронные схемы управляют преобразователями для формирования картин, которые содержат множество фокусов, в которых одновременно осуществляется соникация. Картины с зоной рассеяния, которая изменяется в диапазоне от приблизительно 4 мм до приблизительно 32 мм в ширину, пригодны для большинства клинических применений. Однако ширину можно увеличить посредством регулирования геометрии или посредством увеличения числа или размера преобразовательных элементов.
Напротив, для термической абляции, желательно, получать быстрое, сильно локализованное повышение температуры в целевой области, чтобы ограничивать нежелательное повышение температуры в окружающей ткани. Четко заданная картина нагревания с высокой эффективностью использования энергии максимизирует отношение между абляционным объемом и нагреванием в ближней зоне. Крутые температурные градиенты улучшают оконтуривание патологии. При условии, что абляция является полной, равномерность температур не обязательна. Следовательно, при абляции предпочтительно развертывание одной сфокусированной точки высокой интенсивности для увеличения абляционного объема. Генерация низкоуровневых кавитации и ударной волны, которые вызываются в фокусе высокоуровневыми акустическими давлениями, может быть полезно для дополнительного повышения эффективности нагревания при абляции. Побочное повреждение окружающих тканей следует исключать.
При умеренной гипертермии, стратегия нагревания сильно отличается. Механические эффекты, например ударные волны, значительные градиенты акустического давления и кавитацию следует, по меньшей мере, минимизировать, если не совершенно исключать. Более того, при умеренной гипертермии целью является просто повышение локальной температуры ткани, при одновременном исключении непосредственного повреждения ткани. При умеренной гипертермии, равномерность нагревания в пределах относительно узкого температурного диапазона достигает аналогичных биоэффектов по всему целевому объему. Однако, вследствие низких температур умеренной гипертермии, термическое повреждение кожи или тканей вблизи целевого объекта маловероятно.
Картины мульфокусной соникации распределяют акустическое давление в любой данный момент времени по большой площади. Хотя это может снизить эффективность нагревания и привести к уменьшению четкости определения границ лечебного воздействия, распределенное акустическое давление остается предпочтительным для умеренно гипертермических лечебных воздействий, так как, например, лучше исключаются временные пики температуры. Управляющие электронные схемы применяются для поворота и фокусировки мультифокусного пучка до заданной формы целевого объема.
Ультразвуковой контроллер 42 сравнивает текущую магнитно-резонансную тепловую карту 36 с профилем 40 лечебного воздействия и управляет управляющими электронными схемами для регулировки мощности, подаваемой в отдельные преобразователи ультразвуковой решетки, чтобы поддерживать фактический тепловой профиль как можно ближе к требуемому профилю лечебного воздействия, при одновременном выдерживании пикового давления ниже заданного порога, чтобы исключать механическое повреждение. Магнитно-резонансная система и магнитно-резонансная тепловая карта 36 обеспечивают контур обратной связи для управления равномерностью температуры, при одновременном ограничении пикового давления в целевой области. Чтобы минимизировать пиковое давление, пиковое давление можно оценивать с использованием акустических моделей, совместимых с гетерогенной средой, например, устройства для вероятностной трассировки лучей, которое является также быстродействующим. В одном варианте осуществления преобразователи возбуждаются для создания минимального нагревания в целевой области, и контур обратной связи итерационно приводит фактические температуры в соответствие с целевым температурным профилем.
Мультифокусная соникация для умеренной гипертермии по технологии MR-HIFU снижает возможные риски, связанные с высокими мгновенными давлениями, при одновременном получении равномерного распределения температур в целевой области. Настоящий метод обеспечивает точное и четкое нагревание в пределах целевой области, при значительно меньших акустических давлениях и улучшенном пространственном управлении нагреванием по сравнению с методом соникации разверткой однофокусного пятна. Снижение акустического давления и совершенствование пространственного управления делают мультифокусное нагревание полезным инструментом для умеренно гипертермических применений в клинической онкологии.
Напротив, двухуровневые стратегии абляции с обратной связью, при применении к умеренной гипертермии, например, быстро сканирующего пятна, не способны поддерживать умеренную гипертермию большой длительности, не способны снизить пиковые акустические давления или приводят к снижению точности и/или пространственно-временной равномерности нагревания.
Фиг. 2,B поясняет примерную картину мультифокусной соникации. Фиг. 2,A поясняет, для сравнения, однофокусное пятно. В частности, фиг. 2,A и 2,B представляют собой карты акустического давления, полученные компьютерным моделированием. Как можно видеть из шкалы давления справа, картина мультифокусной соникации, показанная на фиг. 2,B, распределяет меньшее давление по широкой площади; тогда как единственное пятно, показанное на фиг. 2,A, создает значительно более высокое давление в более локализованной зоне. Фиг. 2,C и 2,D представляют карту акустического давления в направлении, ортогональном картам акустического давления, приведенным на фиг. 2,A и 2,B соответственно. В показанном варианте осуществления, мультифокусная соникация дает в результате приблизительно 70% снижение пикового акустического давления.
Фиг. 3,A и 3,B снова сравнивают результаты измерений карт акустического давления от однофокусной точки с картиной мультифокусной соникации. Фиг. 3,C и 3,D являются фазовыми картами для картин однофокусной и мультифокусной соникации.
Фиг. 4,A-4,D сравнивают характеристики нагревания картин одно- и мультифокусных соникаций на компьютерных моделях. Мультифокусные соникации и соникации разверткой одного фокуса оценивали моделированием умеренной гипертермии по объемной технологии MR-HIFU при управлении с двухуровневой обратной связью. Как видно из сравнения фиг. 4,C и 4,D для соникации на основе картины мультифокусной соникации с фиг. 4,A и 4,B для соникации с разверткой одного фокуса, картина мультифокусной соникации дает в результате более однородное распределение температур с меньшим чрезмерным повышением 60 температуры сверх целевого температурного диапазона, 40,5-41°C, в показанном примере.
Фиг. 5,A-5,D представляют пример планирования лечебного воздействия и получаемого нагревания (температурные карты) в рамках исследования in vivo, в частности на модельном КРОЛИКЕ с опухолью V×2 в мышце бедра, с использованием методики мультифокусной соникации. Во время планирования, опухоль идентифицируют пунктирной линией на изображениях для планирования взвешенных по протонной плотности. Выбранные целевые области как внутри опухоли, так и нормальной мышцы, помечены кругами 1-5 и 6-10. Как показано на фиг. 5,B и 5,D, во время лечебного воздействия на динамические амплитудные изображения накладываются температурные карты, предпочтительно, цветные. Фиг. 5,B и 5,D представляют типичное распределение температур через 3 минуты нагревания. Ультразвуковой контроллер 42 сравнивает данные температурные карты с температурным профилем из памяти 40 профилей лечебных воздействий и регулирует мощность и фазу энергии, подаваемой в решетку ультразвуковых преобразователей, чтобы привести и удерживать фактическую и требуемую температурные карты в соответствии друг с другом.
Фиг. 6-8 представляют кривые средних температур, профили температуры по радиальной линии в целевой области, а также карты распределения температур как для мультифокусного способа, так и для однофокусного способа с разверткой при исследованиях in vivo. Следует отметить, что температура 62 при использовании мультифокусной методики (фиг. 6,B) характеризуется меньшим превышение целевого температурного диапазона 64, чем при использовании однофокусной методики с разверткой, представленной на фиг. 6,A. Аналогично, пунктирная линия на фиг. 7 показывает, что температура вблизи центра нагреваемой области ниже и находится в пределах целевого температурного диапазона 40,5-41°C, в сравнении с однофокусной соникацией, представленной сплошной линией. На фиг. 8,B и 8,D отмечено, что температура в целевой области, обозначенной пунктирной окружностью на фиг. 8,B, находится, в основном в диапазоне 40,5°C, с наличием лишь двух небольших областей 66 в диапазоне 41°C. Напротив, однофокусная соникация с разверткой по целевой области имеет следствием нагревание значительного участка целевой зоны до 41°C и сдвигает значительную зону 68 вблизи центра области в диапазон 41,5°C.
Как показано ранее на фиг. 1 и дополнительно на фиг. 9, ультразвуковой контроллер 42 и блок 32 реконструкции магнитно-резонансных изображений включают в себя один или более процессоров, которые запрограммированы с возможностью реализации этапов, показанных на фиг. 9. Изображение 34 для планирования формируют на этапе 70. Изображение для планирования анализируется клиницистом с использованием пульта 38 для планирования, профиль лечебного воздействия, включающий в себя целевое распределение или профиль температур, создается и сохраняется в памяти 40 профилей лечебных воздействий на этапе 72. Процессоры ультразвукового контроллера принимают целевое распределение температур и, на этапе 74, вычисляют мощностью, подлежащую подаче в каждый из отдельных преобразователей фазированной решетки 50, и относительную фазу и частоту или частоты, с которыми подается мощность, чтобы генерировать мультифокусную соникацию, которая обеспечит целевое распределение температур.
m
Как поясняется выше, при использовании высоких акустических давлений, целевая температура может быть получена слишком быстро, например, в течение микросекунд, по отношению к интервалу выборки (частоты кадров динамической визуализации), что вызывает слишком большие превышения температуры. Кроме того, относительно высокие акустические давления могут быть достаточно высокими, так что нагретая ткань может механически повреждаться волнами акустического давления. На этапе 76, в вычисление вводят ограничения максимального давления с таким расчетом, чтобы вычисленные мощность и относительная фаза выдерживали максимальное акустическое давление ниже ограничений, выбранных клиницистом. При использовании упомянутых ограничений, нагревание может происходить медленнее, например, за приблизительно несколько 10-х долей секунды, но давление сохраняется приемлемо низким. Для применения ограничений давления, процессор может моделировать или оценивать карту распределения акустического давления на этапе 78. Для преобразователя в виде фазированной решетки с N элементами, давление в данных M контрольных точках в положении r=r, где m=1, 2, M, можно записать в виде
,
где , p означает плотность, c означает скорость звука, k означает волновое число, S' означает поверхность источника, u - нормальную скорость поверхности источника, и r и r' означают точки наблюдения и источника соответственно.
Максимум из карты распределения давлений сравнивается с предварительно выбранным максимальным давлением на этапе 80. Мощность и фаза, подлежащие подаче в каждый ультразвуковой преобразователь, пересчитываются или регулируются, при необходимости, для удовлетворения ограничению акустического давления на этапе 82. Данный процесс можно применять итерационно.
На этапе 90 начинают лечебное воздействие. Данное воздействие может предусматривать инъекцию химиотерапевтических средств, активность которых усиливается нагреванием, или содержащих лекарство липосом, лекарственная нагрузка которых выделяется при некотором температурном пороге. На этапе 92, контроллер 30 магнитно-резонансного сканирования управляет магнитно-резонансным сканером 12, чтобы начать формирование температурных карт 36. Каждая температурная карта 36 накладывается, при желании, на изображение для планирования на этапе 94 и отображается для клинициста, например, на пульте 38 для планирования. На этапе 96, сформированные температурные карты сравниваются с целевым распределением температур. Если фактические и целевые распределения температур различаются, то мощность и относительная фаза, которые подаются в ультразвуковые преобразовательные элементы, пересчитываются или регулируются на этапе 98. Пересчитанные мощности и относительные фазы ограничиваются посредством ограничений максимального давления на этапе 76', аналогичном вышеописанному этапу 76. На этапе 100 мощность и относительная фаза, подаваемые в ультразвуковые преобразовательные элементы, регулируются. Формирование температурных карт и их сравнение с целевыми температурными профилями продолжается, и мощность, и относительная фаза, подаваемые в преобразовательные элементы, регулируются в течение времени лечебного воздействия, которое может быть, например, порядка 30-45 минут.
Мощность и фаза, подаваемые в преобразователи фазированной решетки 50, могут быть стационарными или изменяться со временем для перемещения картины мультифокусной соникации. Это можно делать даже в середине процесса между получениями последовательных температурных карт. Например, если вычисленные мощность и фаза приводят к круговому кольцу мультифокусных точек, то кольцо можно поворачивать для повышения равномерности распределения температур. Чтобы охватывать большие зоны, кольцо или другие картины из нескольких фокусов расширяют и сжимают по радиусу. Расширение и сжатие могут быть поэтапными или непрерывно развертываться.
Вычисление мощности, фазы и частоты для подачи в отдельные акустические преобразователи также ограничивается, чтобы сохранять давление в области между решеткой преобразователей и целевой областью ниже предварительно выбранных максимумов. Например, фазирование преобразователей можно выбирать так, чтобы поля давлений ослаблялись при интерференции в области между решеткой преобразователей и целевой областью.
Вышеописанные способы можно в предпочтительном варианте объединять с механическим перемещением или поворотом преобразователя для нагревания при нескольких отдельных механических или угловых положениях преобразователя, чтобы создавать увеличенную нагреваемую область. Данное решение будет полезно для нагревания увеличенных опухолей.
Изобретение описано выше со ссылкой на предпочтительные варианты осуществления. Специалистами после прочтения и изучения вышеприведенного подробного описания могут быть созданы модификации и изменения. Предполагается, что изобретение следует понимать как включающее в себя все упомянутые модификации и изменения в той мере, насколько они находятся в пределах объема охраны прилагаемой формулы изобретения или ее эквивалентов.