一种治疗系统,包括例如高强度聚焦超声发射器的治疗模块,用以在目标区域内执行能量的连续沉积,其中,所述连续沉积由冷却期分隔。所述治疗系统配备有温度测定模块,例如通过配置用于温度测定的磁共振检查系统以测量测量场中的温度。控制模块根据在所述冷却期之前的能量沉积期间所采集的离焦最大温度调整冷却期。
1.一种治疗系统,包括用于在目标区域内执行能量的连续沉积的治疗模块,所述连续沉积由冷却期分隔,所述治疗系统配备有-温度测定模块,其用于测量测量场中的温度,以及-控制模块,其用于调整冷却期,所述调整是根据-在所述冷却期之前的能量沉积期间所测量到的离焦最大温度。
2.如权利要求1所述的治疗系统,其中,所述治疗模块是高强度超声发射器或微波发射器。
3.一种计算机程序,其包含指令,用于在目标区域内执行能量的连续沉积,所述连续沉积由冷却期分隔;由冷却期分隔所述连续沉积;测量测量场中的温度,以及基于在所述冷却期之前的能量沉积期间所测量到的离焦最大温度调整所述冷却期。
背景技术
本发明涉及一种用于向目标区域内沉积能量的治疗系统。从N.J.McDannold等人在Radiologyxa0211(1999)第419-426页的文章“ Determinationxa0ofxa0thexa0optimalxa0delayxa0betweenxa0sonicationsxa0duringxa0focusedxa0ultrasoundxa0surgeryxa0inxa0rabbi在这一文献中提及了在有机体内的超声降解(sonication)试验,其中,研究了用于监测组织的消融的系统。这种已知的系统监测消融过程,在这一过程中监测对组织的热损伤。用于监测消融的已知系统例如基于磁共振图像执行监测。此外,所引用的文献提到能够如超声降解以聚焦超声波的形式施予能量。所引用的文献还提到施予紧密间隔的超声降解,由超声降解间的延迟来间隔所述超声降解从而使热积聚最小化。亦即,通过冷却期在时间上分隔能量的连续沉积。为了使这种超声降解间的延迟最小,应当在治疗期间测量温度积聚。然后将这一温度信息用于控制超声降解间的延迟。能量的连续沉积之间的冷却期能够使在直接向其中沉积能量的焦点区域周围的区域内的温度降低。因此,降低了焦点区域周围的区域内的温度积聚,即所谓的离焦(off-focus)温度积聚。因此,降低了对焦点区域外的健康组织造成热损伤的风险。该治疗系统配备有温度测定(thermometry)模块以测量测量场中的温度。一般而言,测量场包含直接向其中沉积能量的焦点区域。基于测量到的温度控制能量的连续沉积之间的冷却期的持续时间。通过这种方式,避免了用于连续沉积能量的时间长于必要的时间,同时避免了离焦温度积聚。
发明内容
本发明的目的是提供一种能够更为精确地向目标区域内施加能量、具体而言能够更为精确地设置冷却期的治疗系统。通过根据本发明的治疗系统实现这一目标,所述治疗系统包括用于在目标区域内执行能量的连续沉积的治疗模块并且所述连续沉积由冷却期分隔,所述治疗系统配备有-温度测定模块,其用于测量测量场中的温度,以及-控制模块,其用于根据在冷却期之前的能量沉积期间所测量到的离焦最大温度调整冷却期。根据本发明,基于在之前的能量沉积中焦点区域外的最大温度设置冷却期。这涉及对最大温度的相对简单的测量。因为更为精确地设置了冷却期的持续时间,以便一旦温度已经充分降低即启动下一次能量沉积,从而使得离焦温度积聚的风险较低。具体而言,当采用MR温度测定时,获取特别是目标区域以及离焦区域的温度的相对测量。亦即,相对于独立能量沉积开始处的基线值精确地获取温度。由于已经根据第一能量沉积精确设置了连续能量沉积之间的冷却期,能够将可靠的相等基线温度应用于随后的能量沉积。本发明的观点之一是焦点区域外组织的温度积聚取决于所沉积的能量密度。特别是针对以聚焦超声射束的形式沉积能量的情况。可以精确地演绎计算所沉积的能量密度并将其用于估计离焦区域内的最大温度。离焦区域内的最大温度近似线性地取决于所沉积的能量密度,即在离焦区域内所沉积的超声能量密度。通过垂直于射束路径的横截面形成焦点离焦。当在加热期间能够忽略在离焦超声锥中间由于热扩散造成的温度下降时,该线性相关表现为正确的。根据本发明的另一方面,对冷却期的持续时间的相比较而言简单的近似与在能量沉积之前离焦区域达到的最大温度的平方成比例。当能量沉积的射束路径的横截面为圆形时(例如如果射束路径为锥形的形状),冷却期对最大温度的这种依赖关系保持得非常好。在其他情况下,将轻微扰乱该平方关系,但能够针对任何射束路径横截面计算准确的关系。将参考从属权利要求中限定的实施例进一步详细阐述本发明的这些方面和其他方面。在本发明的具体实施例中,治疗模块是高强度聚焦超声发射器。在这一实施例中,通过利用高强度聚焦超声(HIFU)射束照射目标区域来执行能量沉积,其常常称为‘超声降解’。HIFU射束令主要在焦点区域内的组织局部受热,其在焦点区域内引起热消融。还在HIFU射束内的其他区域中发生轻微受热。在本发明的另一实施例中,治疗模块是微波发射器。在这一实施例中,通过利用微波照射来照射目标区域从而执行能量沉积。微波辐射令组织局部受热,其在焦点区域内引起热消融,同时还使离焦面积内的组织轻微受热。在本发明的另一实施例中,治疗模块是RF天线。在这一实施例中,经由来自与目标区域接触放置的天线的热传导来沉积能量。RF加热令局部温度升高,其引起天线周围的热消融,并且通过根据最大温度上升改变能量密度,可以采用以上列出的各方面的全部。在本发明的另一实施例中,监测模块可以依赖用于治疗监测的MRI、超声或CT图像。还可以使用任何其他温度敏感的成像模态。本发明还涉及如权利要求3中限定的计算机程序。可以在诸如CD-rom盘或USB记忆棒的数据载体上提供本发明的计算机程序,或者从诸如万维网(world-widexa0web)的数据网络上下载本发明的计算机程序。当被安装到包括在治疗系统中的计算机中时,该治疗系统能够根据本发明进行操作并实现使用的更高的安全性以及对冷却期的更为精确的设置。下文将参考所描述的实施例以及参考相应的附图阐述本发明的这些方面和其他方面。
附图说明
在附图中,图1示出了其中采用了本发明的治疗系统的图形表示;图2示出了冷却时间的范例。
具体实施方式
图1示出了其中采用了本发明的治疗系统的图形表示。例如为高强度聚焦超声(HIFU)单元形式的治疗单元1生成以聚焦超声射束11形式的治疗行为。聚焦超声射束11被精确地指向包括真实目标3的目标区域2。例如,该目标是待治疗患者的器官2(一部分)中的肿瘤。操作HIFU单元1,使得聚焦超声射束11在目标区域2的体积上方移动。超声射束11在目标区域内沉积能量,尤其令肿瘤内的温度升高。通过这种方式,组织的预期部分被升高到发生组织坏死的水平。一旦达到了预期的热剂量或温度,将在目标区域内的肿瘤组织中和肿瘤组织周围发生最终的坏死。具体而言,能够以简单的近似将热剂量计算为ntent="drawing" img-format="tif" inline="yes" orientation="portrait" wi="363"/>其中,当T<43°C时r=0.25,而当T>=43°C时r=0.5。在43°C时240等价分钟的剂量限值通常认为会导致坏死。该等式存在修改版本,其将不确定的影响考虑在内。在这种情况下,能够检查一个或若干限值(或潜在较低的一个)以确保一旦达到了所述限值,停止能量的沉积。仅根据温度告诉我们很有可能将发生坏死,而热剂量向我们确定坏死的发生。例如,当在聚焦超声射束焦点处的强度为大约1600Wcm^-2并持续十秒级的时间时实现坏死。在这一最大能量水平时实现有效的坏死而无气穴(cavitation)现象的风险。还可以将该超声射束用于将组织温度提升至非坏死温度水平。这些较低的温度在极高热(hyperthermia)类型的应用中是有用的。从磁共振信号导出测量场的温度分布。最后,将患者置于磁共振检查系统(未示出)中并生成磁共振信号22。由MR信号采集系统21接收磁共振信号,所述MR信号采集系统21是磁共振检查系统的一部分。MR信号采集系统包括RF接收天线(线圈)和诸如分光计的信号处理系统。所采集的磁共振信号被应用于治疗模块4,其导出目标区域内的温度分布。磁共振信号的相位以及还有其他参数取决于温度。借助于诸如读取和相位编码梯度的编码磁梯度场对磁共振信号进行空间编码。磁共振信号的空间分辨率和因此产生的温度分布为毫米的等级;甚至能够获得亚毫米的分辨率,其中,能够区分出的最小细节的尺寸为毫米的十分之几。例如,如果在堆中有若干切片(slice)用以监测温度,那么可以将所使用的测量场有利地投影到焦点区域内的所有平行切片上,即使焦点轨线仅位于堆的中心切片内。因为通常为椭圆形的受热区域的最宽和最热的平面可以在加热期间向换能器延伸,这降低了治疗区域的半径比从射束轴预期测量到的半径更大的风险。如果我们有矢状平面(我们确实有),沿射束轴的测量场还可以应用于控制使得240EM剂量长度不超过最大长度。这相应改善了安全性。还可以在具体感兴趣的区域、例如声学阻抗显著改变的组织界面处添加离焦切片(例如其中的两个),因为这种区域易于离焦受热。可以将这些用于针对任何单次能量沉积和过量的累积加热和/或用于整体治疗的热剂量在这些感兴趣的离焦区域内自动检测过量的加热和/或热剂量。在应用运动校正后获取运动组织中的精确结果,并从由于温度改变造成的相位贡献分离由于运动造成的相位贡献。能够从磁共振信号、特别是通过来自k空间中心部分的冗余磁共振信号导出运动校正。提供运动补偿模块23以导出运动校正并将运动补偿应用于磁共振信号。将经运动校正的磁共振信号应用于治疗模块4,其导出目标区域3的局部温度分布。备选地,可以用软件对运动补偿模块23进行配置或编程以导出由于运动对磁共振信号造成的相位贡献并计算由于温度改变造成的相位贡献。将局部温度分布应用于控制模块5,其控制治疗模块、即HIFU单元1,从而使聚焦超声射束沿下一轨线聚焦。能够例如连续评估(例如通过高斯(Gaussian)拟合或加权平均)同心圆的中心,从而将治疗期间由于例如痉挛或轻微非均匀性热扩散造成的治疗(特别是受热的)区域轻微偏移(通常1-2像素或0.5-5mm)的可能性考虑在内。本发明的治疗系统配备有延迟模块6,其延迟治疗模块1的行为。延迟导致冷却期。通过控制单元基于测量到的温度设置延迟。延迟单元可以被配置为触发治疗模块。在另一实施例中,治疗模块被配置为施加常规的能量沉积。例如,施加常规的超声脉冲(即超声降解)。在这一实施例中,延迟模块被配置用于中断治疗模块。实际中,中断或取消超声降解的次数以便引起冷却期。图2示出了冷却时间的范例,从而根据最大近场温度使开始温度在3°C以内。该拟合为平方关系,即通过3°C拟合的最大温度的二次函数并且R值为0.90。在这种情况下,利用5×5的体素中值滤波器(体素尺寸2.5×2.5mm²)对温度进行过滤。特别地,例如通过中值滤波器对测量到的温度的空间过滤来改善温度测量的信噪比。空间分辨率的损失不会导致问题,因为离焦受热通常没有尖锐的空间梯度。针对具有圆形射束路径横截面的HIFU治疗模块采集这种数据。可以将对3°C的拟合改变为任何预期预先限定的基线温度水平。