УЛЬТРАЗВУКОВОЕ ИЗМЕРЕНИЕ ОБЪЕМНОГО ПОТОКА ДЛЯ ПЛАНИРОВАНИЯ АБЛЯЦИИ
ULTRASONIC MEASUREMENT OF THE VOLUME FLOW FOR ABLATION PLANNING

Настоящее изобретение относится к ультразвуковым системам медицинской диагностики и, в частности, к диагностическим ультразвуковым системам, которые обеспечивают показатель объемного кровотока для планирования абляционной терапии.
Применение методов локальной и минимально инвазивной терапии в качестве альтернативы хирургическому вмешательству быстро расширяется для терапии многих патологических изменений, особенно рака, и во многих частях тела. Преимущества упомянутых минимально инвазивных методов терапии включает в себя меньшее число побочных эффектов, ускоренное восстановление и в некоторых случаях возможность терапии более запущенного заболевания. Один из наиболее важных из упомянутых методов минимально инвазивной терапии представляет собой абляцию тканей, при которой пораженную ткань разрушают применением локального нагревания, охлаждения ткани или другими средствами. Несколько примеров наиболее широко применяемых способов абляции представляют собой радиочастотную (РЧ) абляцию, микроволновую абляцию, абляцию высокоинтенсивным сфокусированным ультразвуком (HIFU) и криоабляцию.
Один из ключевых этапов успешной абляции ткани состоит в определении перед проведением процедуры подходящего размещения абляционного зонда внутри патологического изменения. Каждый абляционный зонд имеет область терапии, вокруг которой температура изменяется достаточно, чтобы вызвать некроз клеток. Данная область обычно называется «зоной выжигания». Полный охват злокачественного патологического изменения зоной выжигания обеспечивает устранение всех клеток, которые могут приводить к рецидиву рака. Упомянутое планирование терапии включает в себя оценку размера и контура целевого патологического изменения, обычно с помощью компьютерных томографических (КТ) изображений, и вычисление прогнозируемого объема терапии с использованием известной информации относительно доступных уровней интенсивности абляционного устройства на основании выбранных промежутков времени терапии и/или числа отдельных абляций, необходимых для терапии патологического изменения в целом. Спецификации на область абляции, связанную с заданным способом абляции, размером иглы, интенсивностью и временем терапии и т.п., обеспечиваются изготовителями абляционных устройств и обычно основаны на определении характеристик упомянутых устройств, выполненном их соответствующими изготовителями в контролируемой статичной среде, в отсутствие настоящих, прокачивающих кровь сосудов.
Одна задача планирования терапии возникает в ситуациях, когда целевое патологическое изменение находится около кровеносного сосуда или кровеносных сосудов, что может часто иметь место, например, при абляциях печени. При планировании процедуры терапии обычно принято идентифицировать местоположение близлежащих сосудов, чтобы они не повреждались при проведении терапии патологического изменения. Повреждения или блокирования кровеносных сосудов, которые питают кровью здоровые органы и ткань, следует избегать. Одна проблема, которая не решена полностью до настоящего времени, состоит в том, что кровь, протекающая по близлежащему сосуду, может оказывать значимое охлаждающее или нагревающее влияние (т.е. подобное теплоотводу, который отводит энергию тепловой терапии от места лечебного воздействия) на ткань, что приводит к отличию фактического объема терапии от объема, установленного изготовителем устройства и используемого в плане терапии, и может, в конечном итоге, приводить к неполной абляции патологического изменения и риску рецидива заболевания. Например, Паттерсон с соавторами (Patterson et al.) (1998) показал экспериментально на свиной печени in vivo, что присутствие кровеносных сосудов может изменять диаметр объема РЧ абляционной терапии на величину до 200%. Для компенсации охлаждающего влияния сосудов некоторые компании в области визуализации обеспечивают приложения для планирования терапии, которые позволяют идентифицировать целевые сосуды в данных изображения, например, по контрастированным КТ изображениям, и затем план терапии можно корректировать. Однако, поскольку контрастированные КТ изображения показывают только, где расположены сосуды, а не количество протекающей по ним крови, то нельзя точно прогнозировать охлаждающее влияние, и, следовательно, план терапии все еще может быть неточным.
Злокачественные и другие доброкачественные патологические изменения особенно опасны из-за их выраженного роста в теле, быстрого распространения их болезненных состояний и неблагоприятного влияния на здоровые органы и ткань и их вытеснения. Для питания такого выраженного роста упомянутые патологические изменения создают собственную сосудистую сеть, которая отводит поток питающей крови тела к упомянутым патологическим изменениям. Поток крови в злокачественную область и из нее также может участвовать в ослаблении теплового влияния подводимой абляционной энергии.
Чтобы прогнозировать то, как кровоток в близлежащих сосудах влияет на область абляции, приходится создавать модель, которая характеризует данное влияние. Упомянутую модель можно разрабатывать экспериментально, например, с использованием модельных животных, либо in vivo, либо ex vivo, или модель можно разрабатывать на базе теоретических принципов. Например, разработаны модификации уравнений биотеплопроводности, которые включают в себя сосуды и поток, хотя решения для них обычно требуют применения методов конечных элементов. Проблема существующих способов состоит в том, что для достаточной точности упомянутых моделей требуется знание величины объема крови (например, мл/мин), протекающего по сосудам, и данную информацию в настоящее время не просто получить с помощью любого неинвазивного метода. Соответственно, желательно иметь возможность неинвазивного измерения объемов кровотока и количественного определения теплового влияния регионального кровотока и учитывать данную информацию при планировании абляционной процедуры.
В соответствии с принципами настоящего изобретения, перед абляционной процедурой производят диагностическую визуализацию, чтобы идентифицировать кровеносные сосуды, которые находятся в непосредственной близости от патологического изменения, подлежащего обработке методом абляционной терапии. Средство диагностической визуализации может представлять собой КТ, магнитно-резонансное (МР), ультразвуковое или любое другое средство, способное визуализировать кровеносные сосуды. Затем диагностическую ультразвуковую систему применяют во время процедуры, чтобы получить 3-мерные ультразвуковые доплеровские данные от идентифицированных кровеносных сосудов. Количество крови, протекающей по идентифицированным кровеносным сосудам, вычисляют по доплеровским данным, например, посредством интегрирования скорости потока по площади просвета сосуда. Величину кровотока, измеренную таким образом, используют для разработки или модификации плана абляционной терапии, который учитывает тепловые влияния упомянутого кровотока. Информацию о кровотоке можно использовать, например, чтобы модифицировать прогнозируемый объем РЧ абляционной терапии для планирования в ручном режиме, или можно включать в качестве входных данных в алгоритм автоматического планирования терапии, который стремится максимизировать эффективность терапии.
НА ЧЕРТЕЖАХ:
Фиг. 1 – поясняющий пример ультразвуковой диагностической системы визуализации, выполненной с возможностью работы в соответствии с принципами настоящего изобретения.
Фиг. 2 – поясняющий пример ультразвуковой визуализации патологического изменения, подлежащего абляции, и его сосудистой сети, с использованием ультразвукового датчика, показанного на фиг. 1.
Фиг. 3 – увеличенное изображение патологического изменения, показанного на фиг. 2, и его сосудистой сети.
Фиг. 4a и 4b – поясняющий пример сегментации объемной области патологического изменения и питающей его сосудистой сети для измерения объемного кровотока в соответствии с принципами настоящего изобретения.
Фиг. 5a и 5b – поясняющий пример измерения объемного кровотока кровеносного сосуда, соседствующего с патологическим изменением, подлежащим терапии методом абляции, в соответствии с принципами настоящего изобретения.
На фиг. 1 ультразвуковая диагностическая система визуализации, выполненная в соответствии с принципами настоящего изобретения, показана в виде блок-схемы. Ультразвуковой датчик 10, способный выполнять трехмерную визуализацию, включает в себя двумерный матричный преобразователь 12, который излучает электронно-направляемые и сфокусированные пучки по объемной области и принимает одиночные или множественные принимаемые пучки в ответ на каждый излученный пучок. Группы смежных преобразовательных элементов, называемых «участками» или «подмассивами», управляются в общем посредством микроформирователя диаграммы направленности (μBF) в датчике 12, который выполняет частичное формирование диаграммы направленности принимаемых эхо-сигналов и тем самым уменьшает число проводников в кабеле между датчиком и основной системой. Подходящие двумерные массивы описаны в патенте США 6,419,633 (Robinson et al.) и в патенте США 6,368,281 (Solomon et al.). Микроформирователи диаграммы направленности описаны в патентах США 5,997,479 (Savord et al.) и 6,013,032 (Savord). Характеристики излучаемого пучка массива управляются излучателем 16 пучка, который возбуждает элементы аподизированной апертуры массива для испускания сфокусированного пучка требуемой ширины в требуемом направлении сквозь объемную область тела. Излучаемые импульсы вводятся из излучателя 16 пучка в элементы массива посредством переключателя 14 режимов излучения/приема. Эхо-сигналы, принимаемые элементами массива и микроформирователем диаграммы направленности в ответ на излучаемый пучок, вводятся в системный формирователь 18 диаграммы направленности, при этом эхо-сигналы частично сформированного пучка из микроформирователя диаграммы направленности обрабатываются для формирования полностью сформированного в пучок одного или множества принимаемых пучков в ответ на излучаемый пучок. Подходящий формирователь диаграммы направленности для данной цели описан в вышеупомянутом патенте 6,013,032 (Savord).
Принимаемые пучки, сформированные формирователем 18 диаграммы направленности, вводятся в процессор 26 сигналов, который выполняет такие функции, как фильтрация и квадратурная демодуляция. Эхо-сигналы обработанных принимаемых пучков вводятся в доплеровский процессор 30 и процессор 24 B-режима. Доплеровский процессор 30 перерабатывает эхо-информацию в информацию энергетического или скоростного Доплера с пространственным разрешением. Для визуализации в B-режиме выполняется детектирование огибающей эхо-сигналов принимаемых пучков, и сигналы логарифмически сжимаются до подходящего динамического диапазона процессором 24 B-режима. Эхо-сигналы из объемной области буферизуются в форме набора данных 32 3-мерного изображения. Данные 3-мерного изображения могут обрабатываться для отображения несколькими способами. Один способ состоит в создании одной или более 2-мерных плоскостей объема. Это описано в патенте США 6,443,896 (Detmer). Упомянутые планарные изображения формируются посредством адресации данных набора данных 3-мерного изображения в пространственно раздельных плоскостях изображения, что известно под названием мультипланарного реформатирования. Данные трехмерного изображения можно также представлять для формирования 3-мерного отображения перспективным методом или методом параллакса движения посредством средства 36 объемной визуализации. Третий способ состоит в создании изображения по технологии «iSlice» (срезов), которое формируется сканирующим преобразователем 34 технологии iSlice из данных изображения периодически сканируемой плоскости 3-мерного объема. Благодаря сканированию только одной или нескольких плоскостей изображения в объеме, сканирование может выполняться достаточно быстро для создания одного или более динамических 2-мерных изображений iSlice. Эффективное применение визуализации по технологии iSlice выполняется в режиме, который известен как двухплоскостная визуализация, при которой два или более изображений iSlice отображаются одновременно и могут допускать манипуляцию ими в пространстве друг относительно друга, как описано в патенте США 6,709,394 (Frisa et al.). Один предпочтительный двухплоскостной режим представляет собой поворотный режим, в котором одно изображение iSlice имеет фиксированную ориентацию относительно датчика 10, и второе изображение iSlice пересекает первое по общей центральной линии сканирования и может поворачиваться вокруг упомянутой линии сканирования. Первое изображение обеспечивает пространственную базу для пользователя, и второе изображение можно поворачивать, чтобы видеть пересекающиеся плоскости в объеме. Двухплоскостная визуализация полезна при практическом осуществлении настоящего изобретения, как изложено ниже. Получаемые 2-мерные или 3-мерные изображения, которые могут быть изображениями в B-режиме, доплеровском режиме или обоих режимах, как описано в патенте США 5,720,291 (Schwartz), вводятся в дисплейный процессор 38, из которого они отображаются на дисплее 40 изображений. В соответствии с настоящим изобретением, блок 60 вычисления объемного потока подсоединен для приема выбранных доплеровских данных потока из набора данных 32 3-мерного изображения. Блок вычисления объемного потока вычисляет объемный кровоток в мл/сек, предпочтительно, посредством интегрирования данных потока с поверхности, которая пересекает кровеносный сосуд, как описано в патенте США 6,780,155 (Li et al.) или патенте США 6,663,568 (Gil). Вычисление объемного потока вводится в дисплейный процессор 38 для отображения на дисплее 40. Пользовательское управление контроллером 22 формирователя диаграммы направленности и другими функциями ультразвуковой системы обеспечивается посредством пользовательского интерфейса или панели 20 управления.
Фиг. 2 показывает ультразвуковой датчик 10, визуализирующий плоскость 84 изображения iSlice области тела, например печени. В приведенном примере датчик 10 подсоединен к ультразвуковой системе кабелем и эластичной муфтой 37. Изображение iSlice отображает патологию, подлежащую терапии методом абляции, в данном случае, патологическое изменение 70 в печени, например патологическое изменение в виде гепатоцеллюлярной карциномы (HCC). Патологическое изменение 70, как видно на чертеже, питается кровью из окружающей сосудистой сети 72. Фиг. 3 является увеличенным изображением патологического изменения 70 и его сосудистой сети, при этом данное изображение обнаруживает присутствие близлежащего крупного кровеносного сосуда 80. В приведенном примере кровеносный сосуд 80, как видно на чертеже, является источником питания кровью некоторых из кровеносных сосудов сосудистой сети 72, хотя такая ситуация не всегда имеет место в данном пациенте; крупный кровеносный сосуд 80 может просто проходить сквозь ткань около патологического изменения 70. Кровеносный сосуд 80, как видно на чертеже, расположен ближе всего к патологическому изменению 70 в точке, в которой он находится на расстоянии «d» от патологического изменения.
Фиг. 4a и 4b поясняют одну реализацию настоящего изобретения, в которой определяется влияние передачи тепла кровотоком к патологическому изменению 70 и от него. В случае, когда сосудистая сеть, питающая патологическое изменение, включает в себя несколько вполне определенных крупных сосудов, как показано кровеносными сосудами 72 на фиг. 3, объемный поток данных сосудов можно идентифицировать и вычислить. Фиг. 4a поясняет ультразвуковое изображение патологического изменения и его сосудистой сети, вокруг которых пользователь поместил охватывающий контур 74. В приведенном примере контур 74 является овальным контуром, который, как видно на чертеже, пересекает крупные сосуды питающих кровью сосудов 72. Пользователь может воспользоваться панелью 20 управления, чтобы выбрать контур требуемого размера и контур из селектора 50 интересующей области (ROI). Контуром манипулируют на экране с панели управления, пока его не поместят надлежащим образом, чтобы пересечь крупные сосуды, как показано на фиг. 4a. Контур 74 в приведенном примере является овальным в двух измерениях и эллипсоидным в трех измерениях. Режим двухплоскостной визуализации вполне подходит для манипуляции контуром 74 вокруг патологического изменения 70, поскольку пользователь может видеть первоначальное размещение контура 74 в одной плоскости, как показано на фиг. 4a, затем может наблюдать контур по мере того, как другое двухплоскостное изображение поворачивают вокруг центра первого изображения, и следить за тем, чтобы контур полностью охватывал патологическое изменение и пересекал питающие его сосуды. Хотя настоящий пример показывает овальный или эллипсоидальный контур, применимы также другие контуры, например круглый, сферический, квадратный или прямоугольный блочный или квадратный кубический или прямоугольный кубический контур.
Поверхность охватывающего контура 74 пересекает кровеносные сосуды, проходящие через нее, как показано на фиг. 4b. Поперечные поверхности 76 кровеносных сосудов выделяются контуром 74. Доплеровский поток кровеносных сосудов, при раздельном представлении на основании изображения окружающей его ткани в B-режиме, сегментирует кровоток в сосудах, как поясняется в патенте США 5,474,073 (Schwartz et al.). Объемный поток каждого сосуда 72 можно вычислять интегрированием доплеровских значений потока поверхностей 76 потоков, которые пересекают окружающую поверхность 74. Направление кровотока интегрируется по относительной полярности доплеровских сигналов, с идентификацией потока свежей (неаблированной) крови в патологическое изменение 70 и потока термически обработанной крови из патологического изменения. Путем суммирования разных объемов потока можно вычислить суммарный объемный поток в патологическое изменение и из него и оценить результирующее влияние на теплопередачу. Затем влияние данной теплопередачи можно применить для планирования абляционной терапии.
В некоторых случаях может быть желательно дополнительное рассмотрение влияния теплопередачи кровотоком в крупном близлежащем сосуде 80. В других случаях крупный близлежащий сосуд можно рассматривать как доминирующий фактор при теплопередаче, и при планировании абляционной терапии вычисляется и учитывается только объемный поток крупного кровеносного сосуда. Для крупного сосуда типа кровеносного сосуда 80, показанного на фиг. 3, поверхностный контур 74, используемый для определения границ потока сосуда, может быть одной плоскостью, как показано на фиг. 5a. Контур 74 располагают для пересечения потока 82 сосуда 80 под прямым или другим углом, как поясняется в патентах Ли с соавторами (Li et al) и Джилла (Gill). Данное пересечение будет эффективно проецировать доплеровский поток 82 сосуда 80 на плоскость контура 74, как показано на фиг. 5b. В приведенном примере дополнительный шаблон 94 размещен вокруг поперечного сечения 82 потока и эндотелиальной стенки 86 просвета кровеносного сосуда 80. Скорость кровотока значений доплеровских данных поверхности 82 потока интегрируется по поперечному сечению потока, чтобы вычислить объемную скорость потока по сосуду 80 в мл/мин. Объемный поток сосуда 80 отображается на экране дисплея 40, где его можно оценить и использовать вместе с близостью сосуда к месту терапии (расстоянием «d» на фиг. 3) и характеристиками теплопередачи ткани, подвергающейся вмешательству, чтобы планировать абляционную терапию патологического изменения 70.
Примерный процесс планирования абляции может происходить следующим образом. Планирование можно выполнять для процедуры РЧ абляции печени, при этом патологическое изменение HCC идентифицировано ранее на контрастированном КТ скане. Сначала клиницист должен просмотреть упомянутое КТ исследование, чтобы составить предварительный план терапии (например, принять решение по местоположению наконечника абляционной иглы и номинальной интенсивности и длительности РЧ облучения). Клиницист может также алгоритм сегментации КТ изображений, например алгоритм, который коммерчески доступен на рабочих станциях анализа КТ изображений, который выделяет кровеносные сосуды внутри печени. После идентификации крупного сосуда, который находится вблизи целевого патологического изменения, клиницист предположит, что данный сосуд может оказать существенное влияние на план терапии. В начале процедуры клиницист начинает сканирование ультразвуковой системой, координаты которой уже совмещены с системой координат КТ. Существуют различные способы совмещения медицинских диагностических изображений, включая способы на основе внешних опорных меток и способы на основании назначенных вручную опознавательных меток тканей. Функция 54 Percunav для соединения изображений, доступная на ультразвуковой системе iU22 компании Philips Healthcare из Андовера, Массачусетс, способна анатомически совмещать КТ и ультразвуковые изображения. Путем просмотра ультразвукового изображения, наложенного на КТ изображение, включая сегментацию сосудов из КТ данных, клиницист легко сможет наметить получение 3-мерного доплеровского ультразвукового объема сквозь сосуд, который находится вблизи целевого патологического изменения. Размещение 3-мерного доплеровского ультразвукового объема в совмещенных изображениях также можно автоматизировать, как описано выше, на основании плана терапии. Затем алгоритм вычислит объем крови, протекающей по данному сосуду, и тогда данная информация будет использована для модификации плана терапии и, следовательно, регулировки размещения иглы, интенсивности и/или длительности РЧ облучения. Ранее полученный МР или 3-мерный ультразвуковой объем или 3-мерный ультразвуковой объем с контрастированием можно использовать в качестве входного опорного изображения для плана терапии и для идентификации кровеносных сосудов вблизи целевого патологического изменения.
Можно также применить другие методы. Например, возможно, полезно было бы разделить терапию на несколько фаз терапии, так как сам кровоток может изменяться в ответ на терапию. Клиницист может выполнить начальную фазу запланированной терапии с учетом влияния как теплопередачи питающими сосудами в патологическое изменение, так и теплопередачи близлежащего крупного кровеносного сосуда. Начальная фаза терапии может ослабить патологическое изменение таким образом, что кровоток питающих сосудов, в основном, устраняется. Затем кровоток близлежащего крупного сосуда измеряют повторно, и влияние его теплопередачи снова оценивают, чтобы повторно вычислить остальную терапию, необходимую для завершения абляционной процедуры.
Можно также применять другие разновидности настоящего изобретения. Например, можно применить ультразвуковое автоматическое распознавание границ для идентификации и определения размера просветов кровеносных сосудов, как описано в патенте США 6,491,436 (Chenal et al.). Затем, объемный поток обнаруженных просветов кровеносных сосудов вычисляют по их размерам и доплеровским данным потока. В отдельной реализации настоящего изобретения контуры и поверхности, определяющие границы потока, могут отображаться или не отображаться по выбору разработчика системы.
Систему по настоящему изобретению можно использовать в процедурах даже в случаях, когда допроцедурное планирование терапии не применяется. Например, патологическое изменение и кровеносные сосуды вблизи патологического изменения идентифицируют при динамическом ультразвуковом наблюдении. Абляционный зонд вводят в тело и проводят в патологическое изменение. Система слежения Percunav EM, посредством отслеживания местоположения зонда, обеспечивает возможность отображения области терапии (или зоны выжигания) в виде накладного графического элемента вокруг наконечника абляционного зонда. Зону выжигания, указанную в технических условиях изготовителя абляционного устройства, используют как исходное описание зоны выжигания, обеспечивающее начальные контур и размеры графического представления зоны выжигания вокруг наконечника зонда. Как только данные потока от близлежащих сосудов измеряют доплеровским ультразвуковым методом в соответствии с настоящим изобретением, тепловое влияние потока используют для регулировки накладного графического элемента зоны выжигания вокруг зонда. Система может сначала показать относительно большую зону зажигания вокруг наконечника датчика, например, которую затем модифицируют, чтобы представить зону выжигания меньшего размера, после того, как оценивают тепловое влияние соседнего кровотока. Затем пользователь может отрегулировать время терапии или другие параметры процедуры, чтобы полностью аблировать целевое патологическое изменение.