技术领域
本发明涉及利用磁性颗粒的加热处置对象的治疗设备及计算机程序产 品。
背景技术
来自聚焦超声换能器的超声可以被用于选择性地处置身体内部区域。 超声波以高能机械振动的形式传播。这些振动在受到阻尼时诱发组织加热， 并且它们还可以引起空化作用。组织加热和空化作用均可以被用来在临床 环境下破坏组织。然而，与空化作用相比，利用超声加热组织更易于控制。 超声处置可以被用来消融组织和选择性杀灭癌细胞区域。这项技术已经被 应用于子宫肌瘤的处置，且已减少了对子宫消融程序的需求。
为了选择性地处置组织，聚焦超声换能器可以被用于将超声聚焦在特 定的处置体积上。换能器通常安装在能传播超声的介质(例如脱气水)内。 然后利用致动器来调整超声换能器的位置，从而调整正接受处置的组织区 域。然而，经常不可能将超声束聚焦在骨和组织的边界附近以及空气和组 织的边界附近。这妨碍了对身体的很多区域的超声处置。例如利用标准换 能器阵列将组织从前列腺上消融和对肺部肿瘤进行处置。
US2008/0045865号美国专利申请公开了将纳米颗粒暴露于电磁辐射 (不包括射频辐射)中以诱导气泡的方案。然后患者暴露于超声环境中， 所述超声诱导气泡的空化作用且在纳米颗粒附近产生热量。
发明内容
如独立权利要求所述，本发明提供了一种用于处置对象的治疗设备以 及计算机程序产品，所述计算机程序产品包括由用于处置患者的治疗设备 执行的可执行指令集。本发明的实施例在从属权利要求中给出。
磁共振成像(MRI)扫描仪利用大的静磁场来对准原子的核自旋以产 生对象体内的图像。磁场中的感应梯度和射频(RF)电磁波被用来操纵自 旋的取向。这项技术也被称作磁共振(MR)。
计算机断层扫描(CT)是指利用X射线对患者的三维图像的构建。高 强度聚焦超声(HIFU)是指聚焦超声在热或机械消融肿瘤上的应用。
磁性纳米颗粒是具有永久性或感应的磁偶极矩的纳米颗粒。磁性纳米 颗粒可以通过布朗弛豫(Brownian relaxation)以及通过尼尔弛豫(Néel relaxation)在对象中受到加热。在布朗弛豫中，随着磁场改变，磁性纳米 颗粒的物理取向变化引起加热。在尼尔弛豫中，加热不是因为纳米颗粒正 在自旋而发生，而是因为偶极矩的取向正在变化而发生。在尼尔弛豫中， 在纳米颗粒内发生加热，并且热量被传给周围介质。磁性纳米颗粒可以利 用时变磁场来加热。时变磁场可以通过线圈产生。时变磁场也可以是电磁 场的磁性部分。
对象中磁性纳米颗粒的浓度可以利用磁共振成像来检测，因为磁性颗 粒可影响其附近的质子的自旋取向。也可以利用磁性颗粒成像(MPI)直 接检测和定量测量磁性纳米颗粒的浓度。磁性颗粒的磁化是作用于其上的 磁场的函数。超过阈值场强，磁性颗粒的磁化达到饱和，且磁场量级的进 一步增大不会引起进一步的磁化。通过使用外磁场和建立被足以迫使任何 磁性颗粒达到饱和的磁场区域包围的低磁场区域，使磁性颗粒成像起作用。 低磁场区域内的任何磁性颗粒将根据磁性颗粒的浓度调制电磁波。在饱和 场区域，磁性颗粒已完全饱和，并且将不再调制电磁波。可以构建磁场梯 度线圈来控制低场区域的空间位置。这项技术可以被用于构建对象内的磁 性纳米颗粒的局部浓度的三维图像。
磁性纳米颗粒局部浓度成像所使用的相同效果也可被用于选择性加热 磁性纳米颗粒。在聚焦磁性颗粒治疗(FMPT)中，磁场梯度线圈被用于施 加磁场，以使零磁场或低磁场区域在空间上被具有足以使任何磁性纳米颗 粒完全达到饱和的磁场的区域包围。然后，向对象施加时变磁场。低场区 域中的磁性颗粒通过布朗和/或尼尔弛豫被加热，而周围区域中的磁性颗粒 未被加热。
近来，高强度聚焦超声在肿瘤热消融上的应用已得到显著关注，特别 是在与磁共振成像结合的情况下，作为一种温度监测的手段及一种有效确 保在靶标体积中达到细胞死亡临界温度并另一方面确保消融体积超出该体 积的量不多于期望容限(保护重要器官)的手段。这种方法已被美国食品 药品监督管理局批准用于子宫肌瘤的消融，并且被考虑用于消融在肝、乳 房、前列腺甚至脑中的固体肿瘤。然而，它的聚焦能力受到超声侵入人体 的局限性的限制，所述局限性例如为肺结节(肺中的空气阻止超声侵入) 和前列腺局限性病变(骨盆骨阻止从前方侵入，迫使利用聚焦能力有限的 小型换能器经直肠或尿道接近)。同样对于诸如用于子宫肌瘤和考虑用于肝 部肿瘤的大型换能器阵列，焦点限于约1.5mm×5mm的雪茄状体积(其 中雪茄指向远离换能器阵列的方向)。
纳米颗粒的RF激励可以被用于局部加热组织以导致细胞死亡。聚焦方 法包括将纳米颗粒靶向到肿瘤蛋白质上，以及借助适当选择的RF天线施加 聚焦。这两种方法均面临同样的问题，即：除非颗粒被直接注入肿瘤中(即， 经静脉注射颗粒)，否则它们在肿瘤中的浓度不允许产生足以杀灭肿瘤细胞 的热量。
即使采用直接注射(其为有创方法)，也需要应用高度聚焦的RF激励。 可借助被称为聚焦磁性颗粒治疗的新方法来实现这种聚焦，所述方法利用 梯度磁场建立极小的点，在所述点中RF激励能够使得颗粒加热。所有其他 位置上的颗粒处于饱和，因此将不对RF激励作出反应。这种方法涉及一种 被称作磁性颗粒成像的新成像方法。所谓“无场点”(其是通过此方法可获 得的最小焦点)可以被做成各向同性或球形的，具有约为1mm的直径。 根据方案，热扩散可能导致最小消融体积的略微扩大。
本发明的实施例结合了高强度聚焦超声法的优越加热能力与聚焦磁性 颗粒治疗的优越聚焦能力，因而还消除了两者的缺点，即：高强度聚焦超 声的聚焦劣势，以及由低颗粒浓度导致的聚焦磁性颗粒治疗不能产生足够 的热量。
在结合磁共振成像的混合系统中，所述磁共振成像模态可被用于对三 维温度分布进行成像，一方面允许检验高强度聚焦超声引起的温度抬升是 否足够大，以使局部聚焦磁性颗粒治疗的“温度增长”至超出细胞死亡温 度，另一方面允许检验温度抬升是否得到了足够的限制，使得健康区域只 是经历可逆的无损温升。磁共振成像还可以在为了杀灭局部细胞使用聚焦 磁性颗粒治疗使靶标体积中的温度进一步升高时，监测该温度，从而允许 检验是否已实现所计划的治疗效果。另外，磁共振成像可以被用于解剖结 构的实时成像，从而允许检测和跟踪肿瘤运动和变形。这种信息可以被用 于改变聚焦磁性颗粒治疗焦点，并确保其保持聚焦在靶标的正确部位上。 在一个实施例中，还可以通过能够测量温度变化的超声系统实现三维温度 监测和靶标成像的功能。
在另一实施例中，该系统包括将系统的聚焦磁性颗粒治疗部分扩展成 完整的磁性颗粒成像系统。这允许在实施治疗之前对颗粒的三维生物分布 进行成像，作为剂量规划的基础。在本文中，额外的优点是磁性颗粒成像 本身就是定量的，即直接测量颗粒浓度。
在另一实施例中，高强度聚焦超声用于将包含待消融病变的大组织体 积加热至正好低于细胞死亡阈值的温度。这只需要有限的聚焦能力，因为 在靶标体积之外的作用区域中的加热将是可逆的，在这些区域上将不会出 现细胞损伤。然后为了将定义非常精确的体积中的温度提高阈值之上，同 时使用聚焦磁性颗粒治疗，从而消融精确定义的靶标区域。现在可以通过 在整个靶标体积上以连续的方式移动聚焦磁性颗粒治疗的焦点来逐区域地 消融靶标体积，从而消融整个靶标体积；或者对于局部颗粒浓度足够高的 情况，所述焦点可以扫过靶标体积，可以通过间歇性地有效加热这些区域 (其中整个靶标体积的温度最终被升高至阈值之上)，从而消融整个靶标体 积。
本发明的实施例允许热消融肿瘤，并且具有：
-由于聚焦磁性颗粒治疗的良好聚焦而获得空前的几何精确度；
-借助磁共振温度映射实时监测和检验剂量递送；
-实时靶标成像以及靶标运动和变形检测；
-将该信息实时反馈给电子聚焦控制器；以及
-对用于剂量规划的三维纳米颗粒生物分布的直接量化。
相比于像近距放射治疗和质子束治疗这样的其他局限性治疗方法，本 发明的实施例允许在肿瘤复发时重复进行治疗，从而允许保守疗法，这对 于诸如前列腺癌的癌症治疗而言是重要的。
本发明的实施例可以用于治疗超声甚至未聚焦的超声束能够到达的所 有肿瘤。
本发明的实施例在处置前列腺癌方面具有以下优点：
-有处置分布于复杂几何结构中的多个小病变的能力：
-有处置高强度聚焦超声不能精确聚焦的肿瘤(因为经直肠或经尿道 换能器阵列的限制)的能力；
-有处置位于靠近重要结构(例如直肠和膀胱壁、神经束，其受损将 损害患者的生活质量)的肿瘤的能力；以及
-有重复处置病变复发的能力，这些病变如果只按照监视计划进行监 测，则可能随着时间一个个恶化。
本发明的实施例还可有利于处置肺部肿瘤(其表现为多个相对较小的 结节)、靠近脊髓的肿瘤及颅内肿瘤。
本发明的实施例提供一种用于处置对象的治疗设备，其包括：第一加 热装置，其适于加热所述对象的第一区域；第一控制装置，其控制由第一 加热装置引入第一区域中的功率，使得该功率保持低于阈值；以及颗粒加 热装置，其适于利用时变磁场加热对象的第二区域内的磁性纳米颗粒。第 一区域包括第二区域。
该实施例是有利的，因为热疗是消融组织或破坏肿瘤的有效途径。诸 如高强度聚焦超声的技术的缺点在于：由于难以正确引导和聚焦超声，因 此这些技术不能在邻近重要解剖结构或者骨结构附近或者在肺中使用。该 实施例描述了第一加热装置，该装置用于将对象的第一区域的温度升高至 较高温度，但该温度不足以高到引起细胞死亡。
对象的第一区域可以通过各种不同的方式来加热。例如使用超声、电 磁辐射(例如无线电波)、红外线辐射、或者微波。这些技术均可用于加热 对象的大块区域。
在各实施例中，第一控制装置可以利用计算机、微控制器、微处理器、 微处理器阵列、数字电子线路、模拟电子线路、适于控制控制信号的机械 调节器、开关、和/或继电器来实现。
在实施例中，颗粒加热装置包括磁体。在各实施例中，磁体可以包括 超导磁体、永磁体、电磁体、和/或用于产生磁场的独立线圈。在一个实施 例中，颗粒加热装置被结合到磁共振成像系统中，并且利用电磁体产生用 于磁共振成像的磁场的至少一部分。理想地，电磁体可以在不采集磁共振 成像数据时关闭，使得能够更容易产生进行磁性颗粒成像和/或聚焦磁性颗 粒成像所必需的低磁场区域或零磁场区域。在本发明的一个实施例中，颗 粒加热装置包括用于产生具有梯度的磁场分量的线圈和功率源。这就允许 产生低磁场区或零磁场区并且控制其位置。在一个实施例中，颗粒加热装 置包括在第二区域中产生射频电磁场的射频产生器。射频电磁场的磁分量 加热磁性纳米颗粒。在另一实施例中，利用线圈和适于产生时变电流的功 率源在第二区域中产生时变磁场。在该实施例中，时变磁场加热磁性纳米 颗粒。
在一个实施例中，第一加热装置可实施为高强度聚焦超声单元 (HIFU)。在另一实施例中，第一加热装置实施为不进行超声聚焦的超声 源。在另一实施例中，第一加热装置具有适于将来自射频产生器的射频辐 射引向第一区域的天线。在另一实施例中，第一加热装置实施为将微波能 量引向第一区域的微波源。
在另一实施例中，第一加热装置实施为对组织进行加热的红外光源。 这种红外源可以被用来在处置乳房肿瘤过程中对组织进行加热。
在另一实施例中，阈值被选择成由于超声加热装置引起的第一区域中 的温度升高不导致细胞死亡。另外，第二区域包括至少一个热疗区，至少 一个热疗区的磁性纳米颗粒的浓度足以在磁性纳米颗粒受到磁性颗粒加热 装置加热时引起导致细胞死亡的温度升高。
这一实施例是有利的，因为磁性纳米颗粒难以在肿瘤附近形成高浓度。 第一加热装置先将热疗区及周围组织的温度升高至不导致细胞死亡的温 度，然后利用颗粒加热装置额外加热第二区域内的任何磁性纳米颗粒。这 引起热疗区中的温度升高，然后升高的温度可引起细胞死亡。
在另一实施例中，第一加热装置适于利用下列方式之一加热对象的第 一区域：超声、红外辐射、电磁辐射、射频波、或者微波。这是有利的， 因为超声、射频波、或者微波都可以被用于加热对象的相对较大的体积， 或者它们可以被用于加热对象的聚焦区域。这给内科医生在治疗选择上提 供了很大余地。
在另一实施例中，颗粒加热装置对第二区中的磁场进行调制，使得该 磁场利用以下机制之一加热磁性纳米颗粒：布朗弛豫、尼尔弛豫、或者布 朗弛豫和尼尔弛豫的组合。在布朗弛豫中，磁性纳米颗粒的物理取向发生 变化。纳米颗粒的物理取向变化使颗粒及其周边组织或流体受到加热。在 尼尔弛豫中，不是通过改变颗粒的物理取向，而是通过改变颗粒的磁矩取 向来产生加热。这两种机制通过改变磁场来形成，并且处于主导地位的机 制取决于变化磁场的频率。也可能存在布朗弛豫和尼尔弛豫均用于加热颗 粒的过渡区域。
这一实施例是有利的，因为这种变化的磁场在空间上可控，并且可用 于精确加热期望的纳米颗粒。
在另一实施例中，超声加热装置为高强度聚焦超声单元。这一实施例 是有利的，因为高强度聚焦超声可被用于相对精确地消融组织。高强度聚 焦超声单元的超声换能器可以被设计成提供精良的聚焦并直接消融组织， 或者被设计成加热仍然获得相对聚焦的较大区域。这一实施例也是有利的， 因为该单元可以被设计成加热诸如前列腺的区域。
在另一实施例中，颗粒加热装置还包括适于利用聚焦磁性颗粒治疗加 热磁性纳米颗粒的磁场产生装置。该装置还包括用于控制颗粒加热装置的 第二控制装置，并且第二控制装置适于控制第二区域的位置。第二控制装 置适于接收用于规划对对象的处置的规划数据，并且该治疗设备适于利用 规划数据执行治疗。第二和第一控制装置可以利用单个控制装置来实现。 第二控制装置可以利用计算机、微控制器、微处理器、微处理器阵列、数 字电子线路、模拟电子线路来实现。第二控制装置和/或第一控制装置可以 包括计算机程序产品。
这一实施例是有利的，因为聚焦磁性颗粒治疗可以被用于加热定义非 常精确的体积中的磁性纳米颗粒。这允许非常精确地控制加热哪些磁性纳 米颗粒。内科医生利用医学扫描仪(例如3D X射线系统、CT系统、正电 子断层摄影系统、单光子发射计算断层摄影扫描仪、3D超声成像系统或磁 共振成像系统)可以提供解剖图像和规划疗程，从而规划这一疗法。然后， 第二控制装置适于接收这种规划数据并利用这种规划数据执行治疗。
在实施例中，磁场产生装置包括磁体。在各实施例中，磁体可以包括 超导磁体、永磁体、电磁体、和/或用于产生磁场的线圈。在一个实施例中， 颗粒加热装置被结合到磁共振成像系统中，并且利用电磁体产生用于磁共 振成像的磁场的至少一部分。理想地，电磁体可以在不采集磁共振成像数 据时关闭，使得能够更容易地产生进行磁性颗粒成像和/或聚焦磁性颗粒成 像所必需的低磁场区或零磁场区。
在另一实施例中，磁场产生装置还适于利用磁性颗粒成像获取成像区 内的医学图像数据。成像区包括第一区域，且第二控制装置适于利用医学 图像数据产生规划数据。
这一实施例是有利的，因为磁性颗粒成像允许非常精确地确定磁性纳 米颗粒在对象内的定量局部分布。在规划治疗中，知道磁性纳米颗粒相对 于对象的解剖结构的定量局部分布是有用的。解剖数据可以利用MRI扫描 仪、正电子断层摄影扫描仪、单光子发射计算断层摄影扫描仪、3D X射线 成像系统、3D超声成像系统或计算机断层摄影扫描仪获取，然后与从磁性 颗粒成像中获得的医学图像数据进行比较。
在另一实施例中，治疗设备还包括适于获取成像区内的医学图像数据 的磁共振成像系统。成像区包括第一区域，第二控制装置适于利用医学图 像数据产生规划数据。这一实施例是有利的，因为磁共振成像数据包括对 于规划对对象的处置有用的解剖信息。磁共振成像提供了非常详细的解剖 信息，而磁性颗粒成像提供了与磁性纳米颗粒在对象内的局部分布有关的 非常详细的信息。因此，这两种成像模态对于规划对对象的处置而言是非 常具有互补性的。
在另一实施例中，磁共振成像系统适于利用磁共振温度测量法获取温 度数据。该医学图像数据包括温度数据，并且第一控制单元适于利用该医 学图像数据限制第一区域中的温度。第二控制单元适于利用该医学图像数 据控制第二区域中的温度。这一实施例是有利的，因为磁共振温度测量法 可以被用于对对象内的温度作详细的实时测量。这可被用于非常精确地控 制对对象的处置。
在另一实施例中，该治疗设备适于以周期间隔获取医学图像数据。该 治疗设备适于利用医学图像数据识别对象内的靶标区域的位置。靶标区域 可以利用公知的图像分割技术来识别。第二控制装置适于利用靶标区域的 位置和形状产生实时规划数据。这可以利用以软件实现的器官形状和变形 模型来实现。这种模型可以被训练，以至于它们能够利用实时规划数据基 于整个器官或其靶标区域的运动和/或变形调整第二区域的位置。这种实施 例的优点是该治疗设备可以被用于解释当对象移动时发生的变化。这使得 治疗设备的控制更为精确和精密。
在另一实施例中，治疗设备用于处置下列肿瘤中的任何一种：眼睛中 的肿瘤、脑中的肿瘤、神经束中的肿瘤、脊髓中的肿瘤、肺中的肿瘤、前 列腺中的肿瘤、眼睛附近的肿瘤、脑附近的肿瘤、神经束附近的肿瘤、肺 附近的肿瘤、前列腺附近的肿瘤、膀胱壁附近的肿瘤、直肠附近的肿瘤、 器官边界附近的肿瘤、遍布于对象分布的多个肿瘤、具有多个小灶的肿瘤、 心脏附近的肿瘤、空气组织边界附近的肿瘤、或者骨组织边界附近的肿瘤。
这种实施例是有利的，因为在所有这些情况中均难以使用高强度聚焦 超声或其他技术来处置它们，因为这种治疗需要非常精确地被引入到患者 体内以避免伤害器官或器官附近的结构。
另一方面，本发明提供了一种计算机程序产品，其包括由用于处置对 象的治疗设备执行的可执行指令集。该可执行指令集包括以下步骤：控制 适于加热对象的第一区域的第一加热装置，使得由第一加热装置引入第一 区域的功率保持低于阈值，以及控制适于利用时变磁场加热第二区域内的 磁性纳米颗粒的颗粒加热装置。第一区域包括第二区域。
这个实施例的优点在于，与假如由人类操作员使用的情况相比，利用 计算机程序产品对治疗设备的控制使得该治疗设备能够更加快速和有效地 运行。该实施例的其他优点已在前面描述过了。
在另一实施例中，用于处置对象的治疗设备具有颗粒加热装置，所述 颗粒加热装置包括适于聚焦磁性颗粒治疗的磁场产生装置。该计算机程序 产品还包括以下步骤：接收用于规划对对象的处置的规划数据，利用规划 数据控制对对象的处置，以及利用磁场产生装置控制第二区域的位置。该 实施例的益处已在前面描述过了。
在另一实施例中，该计算机程序产品还包括以下步骤：利用磁性颗粒 成像和/或磁共振成像获取成像区内的医学图像数据，以及利用医学图像数 据产生规划数据。所述成像区包括第一区域。该实施例的优点已在前面描 述过了。
在另一实施例中，该计算机程序产品还包括以下步骤：以周期间隔获 取医学图像数据，利用以周期间隔获取的医学图像数据识别对象内的靶标 区域的位置和形状，利用靶标区域的位置和形状产生实时规划数据，以及 利用实时规划数据基于靶标区域的运动和/或变形调整第二区域的位置。该 实施例的优点已在前面描述过了。
附图说明
下面将参考附图仅以举例的方式描述本发明的优选实施例，在附图中：
图1示出了根据本发明的治疗设备的实施例的功能图；
图2示出了根据本发明的治疗设备的替换实施例的功能图；
图3示出了用于控制根据本发明的治疗设备的机器可执行步骤的实施 例的流程图；
图4示出了用于控制根据本发明的治疗设备的机器可执行步骤的替换 实施例的流程图；
图5示出了根据本发明的治疗设备的实施例的方框图；
图6示出了根据本发明的治疗设备的替换实施例的方框图；
图7示出了根据本发明的治疗设备的替换实施例的方框图。
附图标记列表：
具体实施方式
在图1和2中，元件的编号被选择成，如果编号中的两个最小有效数 字匹配，则图1和2中的元件或者相同，或者执行相同功能。在图5-7中， 元件的编号被选择成，如果编号中的两个最小有效数字匹配，则图5-7中 的元件或者相同，或者执行相同功能。如果元件相同或执行相同功能，则 先前讨论过的元件在后续附图的描述中不再赘述。
图1示出了治疗设备的实施例的功能图。对象100躺在对象支撑102 上。具有第一加热装置104，其被用于加热对象100的第一区域106。具有 第一控制装置108，其控制第一加热装置104，使得第一区域106的温度保 持低于阈值。具有颗粒加热装置110，其加热第二区域内的磁性纳米颗粒 114。第二区域112是颗粒加热装置110能够加热磁性纳米颗粒的区域。在 该附图中还能看到第二区域之外的磁性纳米颗粒116。这些磁性纳米颗粒未 受到颗粒加热装置的加热。该附图说明了如何能够利用第一加热装置104 和颗粒加热装置110的组合精确加热和处置对象100。第一加热装置可以利 用各种方法来实现，例如高强度聚焦超声、微波辐射或射频辐射。颗粒加 热装置可以被用来利用变化的磁场或射频场来加热颗粒。
图2示出了根据本发明的治疗设备的另一实施例。该附图也是功能图。 该附图中示出的实施例结合了高强度聚焦超声、磁共振成像、磁性颗粒成 像和聚焦磁性颗粒治疗。在该实施例中，对象200躺在对象支撑202上。 具有高强度聚焦超声单元204，其将超声引入对象200。高强度聚焦超声单 元204包括填有传导超声的介质的体积242，体积内部是用于产生和聚焦超 声246的超声换能器240。设在患者支撑202内的是用于接收超声耦合介质 的适配器244。超声耦合介质占据高强度聚焦超声单元204和对象200之间 的空间。超声耦合介质可以是水，或者是超声耦合凝胶或超声耦合凝胶垫。 超声换能器240可以被设计成将超声引向某一小点，或者被设计成将超声 引入某一体积。在该实例中，超声被引入第一区域206。
该设备还包括磁场产生装置238。它被用来产生用于磁共振成像、磁性 颗粒成像和/或聚焦磁性颗粒治疗的大磁场。它可以是超导磁体或者电磁 体。它还可以包含由永磁体构成的元件。具有磁共振成像梯度线圈236，其 用于在磁共振成像期间建立磁场梯度。磁共振成像梯度线圈236被连接到 磁场梯度功率源234。磁场梯度功率源适于向磁共振成像梯度线圈236提供 电流以在磁场中产生梯度。
还具有磁共振成像收发器线圈232，其被用于在磁共振成像期间激励原 子核。磁共振成像收发器线圈232被连接到磁共振成像射频收发器230。磁 共振成像射频收发器230适于在磁共振成像期间向磁共振成像收发器线圈 232传送激励原子核所必需的射频脉冲。磁共振成像收发器线圈232和收发 器230适于接收受激励的原子核释放时发出的射频信号。这些射频信号在 这里被定义为磁共振成像数据。
还具有磁性颗粒成像和/或聚焦磁性颗粒治疗磁场梯度线圈254，其用 于建立执行磁性颗粒成像或聚焦磁性颗粒治疗所必需的磁场梯度。该磁性 颗粒成像和/或聚焦磁性颗粒治疗磁场梯度线圈254在几何结构上可以位于 磁共振成像梯度线圈236之外、之内或与之共面。图2示出了磁性颗粒成 像和/或聚焦磁性颗粒治疗磁场梯度线圈254位于磁共振成像梯度线圈236 的较大半径处或磁共振成像梯度线圈236的外侧。磁性颗粒成像和/或聚焦 磁性颗粒治疗磁场梯度线圈254利用由磁性颗粒成像和/或聚焦磁性颗粒治 疗磁场梯度线圈功率源252提供的电流产生磁场。在该实施例中，颗粒成 像和/或聚焦磁性颗粒治疗磁场梯度线圈254被改造成能够有效抵消磁场产 生装置238的磁场。磁性颗粒成像和聚焦磁性颗粒治疗均依赖于抵消小体 中所有静磁场和梯度磁场的总和的能力。在一些实施例中，磁场梯度线圈 254强到足以抵消磁场产生装置238的磁场。在一些实施例中，磁场产生装 置238包括电磁体，所述电磁体能够在磁性颗粒成像和/或聚焦磁性颗粒治 疗期间关闭，并且能够在磁共振成像期间开启。
在一些实施例中，磁共振成像磁场线圈功率源可以与磁性颗粒成像和/ 或聚焦磁性颗粒治疗磁场线圈功率源整合在一起；并且磁共振成像磁场线 圈可以与磁性颗粒成像和/或聚焦磁性颗粒治疗磁场线圈整合在一起。这种 整合可以采取两个线圈交错并且合并成单个设计元件，或者同一磁场梯度 线圈可以被用于磁共振成像、磁性颗粒成像、和/或聚焦磁性颗粒治疗。
磁共振成像射频收发器230、高强度聚焦超声单元204、磁共振成像磁 场梯度功率源234、磁性颗粒成像和/或聚焦磁性颗粒成像射频收发器、以 及磁性颗粒成像和/或聚焦磁性颗粒成像梯度功率源连接计算机系统208的 硬件接口218。计算机系统208被用于在治疗期间控制治疗设备。计算机系 统208包括硬件接口218、微处理器220和用户接口228。硬件接口218被 用于控制系统。微处理器220适于运行计算机程序产品222，所述产品222 适于控制治疗设备。在一些实施例中，微处理器220为微处理器阵列。在 一些实施例中，计算机系统208基于磁共振成像数据执行图像处理和图像 重建。计算机程序产品222包括靶标区识别模块224、规划数据产生模块 226、以及靶标运动和计算模块225。靶标区识别模块224可以利用标准图 像分割技术来实现，并且被用于识别患者的待处置区域。这可以实时完成， 或者可以假定患者在处置期间保持不动。
规划数据产生模块226和靶标运动模块225可以利用模式识别算法来 实现。在一些实施例中，靶标运动模块识别对象200的解剖结构的运动， 并且利用该信息预测靶标区216的位置和形状。靶标区方位的预测有助于 改善患者或患者的一部分处于运动时对靶标区进行加热的精度。
在实施例中，规划数据产生模块226实施为经训练的模式识别模块。 其优点在于，可以利用一个或多个感兴趣体积已经正确置于其中的一组训 练图像来训练模式识别模块。这可以通过使用各种不同的方法来实现。可 使用的不同方法或算法的例子为：主成分分析、神经网络、CN2算法、C4.5 算法、迭代二叉树3代(ID3)、最近邻搜索算法、朴素贝叶斯分类算法、 全息关联存储、或者感知学习算法。
在实施例中，靶标运动和计算模块225实施为经训练的模式识别模块。 其优点在于，可以利用一个或多个感兴趣体积已经正确置于其中的一组训 练图像来训练模式识别模块。这可以通过使用各种不同的方法来实现。可 使用的不同方法或算法的实例为：主成分分析、神经网络、CN2算法、C4.5 算法、迭代二叉树3代(ID3)、最近邻搜索算法、朴素贝叶斯分类算法、 全息关联存储、或者感知器学习算法。
规划数据产生模块226利用来自靶标区识别模块224的数据来规划对 对象200的处置。
图像数据在成像区214中获取。超声已聚焦在被称作第一区域206的 区域上。在第一区域内识别区域212。识别靶标区216，然后对治疗进行规 划以控制第二区域212的位置，从而使整个靶标区216得到处置。在该实 例中，靶标区216大于第二区域212。在治疗过程中，移动第二区域212， 以使整个靶标区216得到处置。
图3示出了用于控制根据本发明的治疗设备的机器可执行步骤的实施 例的流程图。在步骤300中，控制第一加热装置，使得加热对象的第一区 域，从而使得由加热装置引入第一区域的功率保持低于阈值。步骤302控 制颗粒加热装置使其适于加热第二区域内的磁性纳米颗粒。在本发明的最 简单实施例中，向靶标区精确施加期望的温度升高无需复杂的医学成像和 靶向。限制递送给第一区域的功率可限制由第一加热装置引起的温度升高 的效果。在较复杂的实施例中，可以利用用于测量第一区域内的温度的装 置来主动控制递送给第一区域的功率，从而精确控制由第一加热装置引起 的第一区域内的温度升高。
图4示出了用于控制根据本发明的治疗设备的机器可执行步骤的实施 例的流程图。步骤400接收用于处置对象的规划数据。内科医生可以利用 诸如磁共振成像、正电子发射断层摄影、单光子发射计算断层摄影、X射 线成像、计算机断层摄影、或者超声的模态或模态组合来规划治疗。该医 学成像数据可以被用来制定针对对象的处置和治疗规划。
然后将对象放入治疗设备中，并且在步骤402中获取成像区内的医学 图像数据。治疗设备用于获取医学成像数据，以便观察处置治疗规划是否 正确或适当。在步骤404中，利用医学图像数据产生规划数据。在该步骤 中，使接收到的规划数据与所获取的医学图像数据一致。接着，在步骤406 中，以周期间隔获取医学图像数据。对象可以在外部或内部移动，并且引 起患者的靶标区发生变化。为此，在步骤408中，利用医学图像数据识别 对象内靶标区域的位置。接着，在步骤410中，利用靶标区域的位置产生 实时规划数据。然后在步骤412中，利用规划数据控制对象的处置。在步 骤414、416、418和420中，利用规划数据控制对对象的处置。
步骤414控制第一加热装置使其适于加热对象的第一区域，从而使得 由加热装置引入第一区域的功率保持低于阈值。步骤416利用实时规划数 据基于靶标区域的运动和/或变形调整第二区域的位置。步骤418利用磁场 产生装置控制第二区域的位置，步骤420控制颗粒加热装置使其适于加热 第二区域内的磁性纳米颗粒。
图5示出了根据本发明的治疗设备的实施例的方框图。图5中示出的 实施例包括三个不同的系统。它包括系统后端及工作站500、高强度聚焦超 声前端506和聚焦磁性颗粒治疗前端512。
系统后端及工作站500为治疗设备的计算机和控制系统。它包括用于 根据先前的磁共振或计算机断层摄影扫描定义肿瘤体积的元件502。用于定 义期望的温度图和规划剂量分布的元件504使用由元件502定义的肿瘤体 积。由元件504产生的规划数据被高强度聚焦超声前端506和聚焦磁性颗 粒治疗前端512使用。
高强度聚焦超声前端包括产生超声信号的元件508和用于产生超声的 高强度聚焦超声换能器组件510。聚焦磁性颗粒治疗前端包括用于产生聚焦 磁性颗粒治疗梯度波形产生的元件514。该波形然后被聚焦磁性颗粒治疗梯 度和射频放大器及线圈516用于执行聚焦磁性颗粒治疗。
图5中示出的本发明的实施例包括具有用于治疗规划和系统控制(后 端)的软件的工作站500，内科医生在那里基于先前从3D X射线成像、3D 超声成像、磁共振成像或计算机断层摄影中获得的三维成像信息，利用元 件502定义肿瘤体积和靶标体积。基于此，通过元件504定义期望的温度 图/加热剂量规划，这是热消融的基础。这被体现为在高强度聚焦超声前端 506中超声信号(其随后被用于加热肿瘤周边区域)的产生，以及被体现为 建立覆盖靶标区域的良好聚焦所需要的聚焦磁性颗粒治疗梯度波形的产 生，其中聚焦磁性颗粒治疗系统的RF激励将温度升高至高于细胞死亡的临 界值。
由于超声换能器阵列510与强梯度场转换兼容(已通过当前的磁共振 引导的高强度聚焦超声系统得到证实)，因此简单的实施例可以是类似配 置。这种可能的实施例具有管状梯度系统以建立聚焦磁性颗粒治疗聚焦， 以及具有用于在包括靶标的较大区域中升高温度的高强度聚焦超声换能器 阵列。用于激励磁性纳米颗粒的RF线圈可以与磁共振成像梯度线圈布置在 相同组件内，就像在当前的磁共振成像系统中的发射线圈那样。对于具有 圆柱形孔径的磁体，磁共振成像梯度线圈通常嵌在圆柱体内。用于激励磁 性纳米颗粒的RF线圈和/或磁共振成像发射线圈也可以嵌在圆柱体内。
图6示出了根据本发明的治疗设备的实施例的方框图。除了在系统中 添加了磁性颗粒成像部件之外，该实施例与图5中示出的实施例相似。此 时，在用于执行磁性颗粒成像和聚焦磁性颗粒治疗的前端612与系统后端 及工作站600之间存在反馈回路。图5中示出的实施例的聚焦磁性颗粒治 疗系统前端512已被修改成为磁性颗粒成像和聚焦磁性颗粒治疗系统前端 612。
与图5的实施例中示出的前端相比，该前端612包括额外几个部件。 此时具有磁性颗粒成像信号接收线圈及电子部件624，该线圈所接收的信号 然后由执行磁性颗粒图像重建的元件622使用。有关重建图像的数据然后 被反馈给系统后端及工作站600。来自元件622的数据被送入元件620(元 件620基于来自元件622的MPI图像数据执行靶标跟踪)，还被送入元件 618(元件618基于来自元件622的MPI图像数据确定纳米颗粒的生物分 布)。元件618确定生物分布并且从元件602接收数据，在元件602中基于 先前的3D X射线、超声、磁共振或计算机断层摄影成像信息定义所定义的 肿瘤体积。来自确定元件618和元件620的信息均被送入元件604，元件 604定义并调整期望的温度图或加热剂量规划。
图6中示出的实施例能够结合先前获取的磁共振、3D X射线、超声或 计算机断层摄影扫描数据来使用磁性颗粒成像数据。能够在这些成像扫描 数据的坐标系中定位/配准磁性颗粒成像体积的位置。这允许相对于对象解 剖结构确定粒子分布。一旦已知分布，则可以与磁性颗粒在对象内的3D生 物分布的实时运动跟踪和变形分析相结合，以便精确定义并调整时间相关 的处置规划。
图6中示出的实施例将图5的聚焦磁性颗粒治疗系统512扩展成完整 的磁性颗粒成像和治疗系统612。这包括添加成像所需要的附加磁性颗粒成 像系统部件：具有适当信号放大和数字化的RF接收线圈配置以及图像重建 单元。所形成的三维图像然后可以被用于计算颗粒的三维生物分布(作为 剂量规划单元的输入)，以及用于靶标的位置检验、运动跟踪和变形分析。 对于磁性颗粒成像和聚焦磁性颗粒治疗这两个目的，场梯度和RF激励单元 大部分等同。由于它们需要更为灵活，因此它们在成像和热消融操作之间 被共享，其中所述操作会在疗程中以交叉方式(加热-跟踪-加热-跟踪) 进行。适当的系统配置将与基本系统相似；将在尽可能靠近肿瘤位置的地 方向其添加一个或多个用于磁性颗粒成像的RF接收线圈。
图7示出了根据本发明的治疗设备的实施例的方框图。图7中示出的 实施例是图6中示出的实施例的改进。除了该系统中也包括磁共振成像系 统之外，图7中示出的实施例包括图6中示出的实施例中的所有元件。系 统后端及工作站700包括几个更多的元件，并且具有附加的磁共振成像系 统元件726。磁共振成像系统726包括用于生成磁共振成像梯度和射频波形 的元件732。元件732从定义并调整温度图或剂量规划的元件704处接收规 划数据。元件732被用于控制元件734。元件734包括磁共振成像梯度和射 频放大器及线圈。元件734被用于使对象的体积处于可接收磁共振成像数 据的状态。元件730包括磁共振接收线圈和电子器件。元件730接收磁共 振成像数据，并且将其送给元件728。元件728从磁共振成像数据中重建磁 共振图像。系统后端及工作站700包括用于利用磁共振成像进行运动检测 和靶标跟踪的模块元件736，以及用于基于磁共振温度测量成像进行三维温 度监测的元件738。这两个元件均从磁共振成像重建元件728处接收重建的 MRI数据。元件736和738均可以实施为软件模块。磁共振成像允许对解 剖结构的整个运动而不仅仅是在靶标区域中的运动进行检测。对全部运动 的检测允许推导出靶标的运动预测。元件736可适于预测靶标区域的运动， 其有助于精确确定由解剖结构的全部运动引起的新靶标位置及靶标区域的 任何变形。
元件738和736均被元件704用来对对象的治疗作初始规划和后续调 整(基于有关靶标位置和变形的新信息)。在该实施例中，从元件736中获 得的信息允许基于MRI出色的解剖结构对比来检测和量化整个MRI成像 体积中的运动。在温度图/剂量规划定义和调整元件704中，该运动信息与 来自元件720的磁性纳米颗粒的变化的生物分布有关的信息结合。与可能 单独使用磁性颗粒成像信息相比，这种结合允许更精确地分析靶标体积的 运动和变形。
已经利用用于在处置过程中进行三维温度监测和用于改善靶标位置检 验、运动跟踪和变形分析的磁共振成像系统对图7中的实施例进行了扩充。 所测量的三维温度分布被送入系统的剂量规划单元，以用于在所测量的温 度分布偏离规划分布的情况下进行可能的调整。同样地，患者的三维MRI 图像和靶标的MPI图像均可以被用于在靶标已经移动或者变形(归因于患 者运动)的情况下调整聚焦磁性颗粒治疗焦点。与基于磁性颗粒成像的靶 标成像相比，这种基于磁共振成像的靶标成像将得到极大增强，因为磁共 振成像图像将显示整个解剖结构，与之相对磁性颗粒成像只显示颗粒分布 (其依赖颗粒在肿瘤中的积聚来指示其位置)。