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Die
Erfindung bezieht sich auf eine therapeutische Ultraschallvorrichtung,
die ein erkranktes Teil eines Patienten mit einem fokussierten Ultraschallstrahl
zur Therapie desselben bestrahlt.
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In
den letzten Jahren wurde die Aufmerksamkeit auf eine minimal-invasive
Behandlung (MIT = minimally invasive treatment) gerichtet, wobei
ein Teil derselben durch eine therapeutische Ultraschallvorrichtung
durchgeführt
wird. Therapeutische Ultraschallvorrichtungen umfassen einen Schockwellen-Lighotriptor,
der einen Calculus mit einem fokussierten Ultraschallstrahl bricht,
und Wärmetherapievorrichtungen,
die ein erkranktes Teil, wie beispielsweise einen Krebs, mit einem
fokussierten Ultraschallstrahl erwärmen und nekrotisieren.
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Ein
typisches Beispiel einer starken Ultraschall-Erzeugungsvorrichtung ist eine Vorrichtung vom
piezoelektrischen Typ. Diese Art von Ultraschall-Erzeugungsvorrichtung weist große Vorteile auf,
da der Fokus von Ultraschallwellen angeordnet werden kann, wenige
ausbaufähige
Teile beteiligt sind, die Intensitätssteuerung einfach ist, die
Position des Fokus ohne weiteres durch Phasensteuerung (Verzögerungssteuerung)
von Steuerspannungen an einer Mehrzahl von piezoelektrischen Wandlerelementen
geändert
werden kann, etc. (siehe die ungeprüfte japanische Patentveröffentlichung
Nr. 60-145131 und das U.S.-Patent Nr. 4 526 168).
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Die
MIT ist ebenfalls ein Schlüsselwort
auf dem Gebiet der Krebstherapie. Unter den gegenwärtigen Bedingungen
stützen
sich die meisten Krebstherapien auf chirurgische Operationen. Somit
werden die äußere Form
und die inhärente Funktion
eines Organs mit Krebs sehr häufig
zerstört.
In einem derartigen Fall wird somit viel Belastung an einen Patienten
angelegt, sogar wenn er oder sie lange nach der Operation lebt.
Vom Blickpunkt der Lebensqualität
(QOL = quality of life) ist daher die Entwicklung einer neuen Therapie
(Geräts)
erwünscht,
das wenig invasiv ist.
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Unter
derartigen Umständen
hat als eine der Therapien für
bösartige
Tumore oder Krebse die Therapie durch Hypothermie Aufmerksamkeit
erregt, die mit einer Differenz in der Empfindlichkeit gegen Wärme zwischen
Tumorgewebe und normalem Gewebe selektiv nur Krebszellen zerstört, indem
ein erkranktes Teil auf 42,5°C
oder mehr für
eine lange Zeitspanne erwärmt
wird. Einem Verfahren zur Applikation von Wärme an dem Körper ging
ein Verfahren voraus, das elektromagnetische Wellen, wie beispielsweise
Mikrowellen, verwendet. Mit diesem Verfahren machen es jedoch die
elektrischen Eigenschaften eines lebenden Körpers schwierig, einen Tumor
in der Tiefe des Körpers
selektiv zu erwärmen.
Zufriedenstellende Ergebnisse können
daher nicht für
Tumore erwartet werden, die 5 cm oder tiefer in dem Körper existieren.
Aus diesem Grund wurde ein Verfahren zum Verwenden von Ultraschallenergie
zur Therapie von Tumoren vorgeschlagen, die in der Tiefe des Körpers existieren
(siehe die japanische ungeprüfte Patentveröffentlichung
Nr. 61-13955).
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Die
ultraschallbasierte Wärmetherapie
wurde in eine Therapie entwickelt, die, indem durch piezoelektrische
Wanderelemente erzeugte Ultraschallwellen scharf auf ein erkranktes
Teil fokussiert werden, einen Tumor auf 80°C oder mehr erwärmt und Tumorgewebe
augenblicklich zerstört
(siehe das U.S.-Patent Nr. 5 150 711). Bei dieser Therapie ist es im
Gegensatz zu herkömmlicher
Hyperthermie ein sehr bedeutsames Thema, den Fokus oder Punkt der Applikation
von fokussierten Ultraschallwellen mit einem erkrankten Teil genau
in Übereinstimmung
zubringen, um Ultraschallwellen mit einer sehr großen Intensität (einige
hundert bis einige tausend Watt/cm2) in
eine beschränkte
Region in der Nachbarschaft des Fokus der Ultraschallwellen einzuführen und
das erkrankte Teil augenblicklich zu nekrotisieren.
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Verfahren
zum Lösen
dieses Problems werden in den japanischen ungeprüften Patentveröffentlichungen
Nr. 61-13954, 61-13956
und 60-145131 offenbart. Gemäß diesen
Verfahren wird die räumliche Intensitätsverteilung
von therapeutische Ultraschallwellen erhalten, indem zuerst durch
eine Bildgebungssonde Echos von dem Fokusbereich der von einer fokussierten
Ultraschallquelle emittierten Wellenimpulse erfasst werden und dann
ein B-Modus-Prozess an dem empfangenen Echosignal durchgeführt wird.
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Diese
Verfahren weisen jedoch das folgende Problem auf. Wohingegen die
Frequenz der therapeutischen Ultraschallwellen im Bereich von 1
bis 3 MHz ist, ist die Frequenz von In-vivo-Bildgebungs-Ultraschallwellen gleich
3,5 MHz oder mehr. Die Resonanzfrequenz von Bildgebungs-Wandler-Elementen koinzidiert
mit der Frequenz der Bildgebungs-Ultraschallwellen.
Somit wird die Bildgebungssonde Echos von therapeutischen Ultraschallwellen
mit einer sehr geringen Empfindlichkeit empfangen, wobei versäumt wird,
die Intensitätsverteilung
mit Genauigkeit zu erhalten.
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Gemäß einem
dieser Verfahren empfängt eine
Bildgebungssonde Echos von Bildgebungs-Ultraschallwellen, die durch
diese Sonde erzeugt wurden, und Echos von Ultraschallimpulsen zur
gleichen Zeit. Das empfangene Signal, das zwei gemischte Komponenten
darin aufweist, wird dann verarbeitet. Somit weist dieses Verfahren
ein Problem auf, das jeder Bildkontrast nicht einzeln eingestellt
werden kann.
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Gemäß einem
weiteren dieser Verfahren werden Bildgebungs-Ultraschallwellen und
Ultraschallimpulse zur Intensitätsverteilung
abwechselnd übertragen/empfangen.
Diese Vorgehensweise weist einen Vorteil auf, dass jeder Bildkontrast
einzeln eingestellt werden kann, wobei sie jedoch einen Nachteil aufweist,
dass die Frame-Rate niedrig ist, was es schwierig macht, eine Echtzeit-Verarbeitung
zu erzielen.
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Die
obigen Verfahren weisen außerdem
das folgende Problem auf. Im allgemeinen stimmen bei der Kauterisationsbehandlung
basierend auf dem Fokussieren von Ultraschallwellen hoher Intensität die Position
einer Region, auf die Ultraschallwellen fokussiert werden, und die
Position einer Region, die zu behandeln ist, aufgrund von Änderungen
in akustischen Eigenschaften einer kauterisierten Region nicht überein.
Somit wird, sogar wenn der Fokus mit dem zu behandelnden Teil abgestimmt
wird, die Therapie zu Unvollkommenheit führen. Außerdem wird auch eine nachteilige
Wirkung an normalen Teilen erzeugt.
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Außerdem weisen
die obigen Verfahren das folgende Problem auf. Von einer Quelle
von therapeutischen Ultraschallwellen erzeugte Ultraschallimpulse
werden von einer Region in der Nähe
des Fokus reflektiert, und die resultierenden Echos werden von einer
Bildgebungssonde empfangen. Auf ähnliche
Weise werden von einer Bildgebungssonde erzeugte Bildgebungs-Ultraschallwellen
von einer Region in der Nähe
des Fokus reflektiert, und die resultierenden Echos werden von der
Bildgebungssonde empfangen. Um zu veranlassen, dass eine Übereinstimmung
zwischen der Position des Fokus an einem Intensitätsverteilungsbild
und der Position des Fokus auf einem tomographischen B-Modus-Bild
auftritt, werden die therapeutischen Ultraschallwellen und die Bildgebungs-Ultraschallwellen
zu unterschiedlichen Zeiten erzeugt, so dass die resultierenden Echos,
die beiden Arten von Wellen von dem Fokus entsprechen, bei der Sonde
zur gleichen Zeit ankommen werden. Das Timing des Empfangens jedes Echos
von der gleichen Position, die verschieden von dem Fokus ist, unterscheidet
sich jedoch aufgrund der Differenzen in dem Ausbreitungspfad. Somit
tritt eine räumliche Fehlübereinstimmung
zwischen einem Intensitätsverteilungsbild
und einem tomographischen B-Modus-Bild auf.
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Es
ist eine Aufgabe der Erfindung, eine therapeutische Ultraschallvorrichtung
bereitzustellen, die ermöglicht,
dass der Fokus von Ultraschallwellen mit einer Behandlungsregion
mit hoher Genauigkeit übereinstimmt.
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Gemäß der vorliegenden
Erfindung wird eine Vorrichtung gemäß Anspruch 1 bereitgestellt.
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Bevorzugte
Merkmale der vorliegenden Erfindung werden in den abhängigen Ansprüchen 2 bis 4
definiert.
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Diese
Erfindung kann vollständiger
aus der folgenden ausführlichen
Beschreibung in Verbindung mit den begleitenden Zeichnungen verstanden
werden, in denen zeigen:
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1 eine
Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß einer
Ausführungsform der
Erfindung;
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2 ein
Blockdiagramm des Ultraschall-Diagnoseabschnitts
von 1;
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3 Ausbreitungspfade
von Ultraschallwellen;
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4 die
Differenz zwischen dem Timing eines In-vivo-Bildgebungs-Ultraschallimpulses und dem
Timing eines Intensitätsverteilungsbildungs-Ultraschallimpulses;
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5 eine
Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß einem
ersten Beispiel, das zum Verständnis
der Erfindung nützlich
ist;
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6 eine
Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß einem
zweiten Beispiel, das zum Verständnis
der Erfindung nützlich
ist;
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7 ein
Blockdiagramm des Ultraschall-Diagnoseabschnitts
von 6;
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8 ein
empfangenes Signalspektrum;
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9 ein
Anzeigebild auf der Kathodenstrahlröhre (CRT) von 7;
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10 eine
Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß einem
dritten Beispiel, das zum Verständnis
der Erfindung nützlich ist;
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11 Blutströmungs-verschobene
Bänder;
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12 eine
Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß einem
vierten Beispiel, das zum Verständnis
der Erfindung nützlich ist;
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13 eine
schematische Darstellung einer Quelle von therapeutischen Ultraschallwellen;
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14 ein
Hochfrequenzband;
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15 eine
Abweichung zwischen dem erkannten Fokus und der angenommenen erwärmten Region;
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16A, 16B und 16C eine Fokusmarke und eine Marke einer erwärmten Region;
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17 eine
Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß einem
fünften Beispiel,
das zum Verständnis
der Erfindung nützlich ist;
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18 Änderungen
in der Abweichung zwischen der berechneten Fokusposition und der
tatsächlichen
Fokusposition bei der Phasen-Array-Technologie;
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19 eine
Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß einem
sechsten Beispiel, das zum Verständnis
der Erfindung nützlich ist;
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20A und 20B Diagramme
zur Verwendung bei der Erläuterung
von Problemen, die durch eine therapeutische Ultraschallvorrichtung
gemäß einem
siebten Beispiel gelöst
werden, das zum Verständnis
der Erfindung nützlich
ist;
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21 eine
Zeitbeziehung zwischen therapeutischen Ultraschallimpulsen und Bildgebungs-Abtastungen;
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22A, 22B, 22C und 22D Diagramme
zur Verwendung bei der Erläuterung
eines ersten Verfahrens zum Lösen
der mit 20A und 20B verbundenen
Probleme;
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23 Diagramme
zur Verwendung bei der Erläuterung
eines zweiten Verfahrens zum Lösen
der mit 20A und 20B verbundenen
Probleme;
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24 Diagramme
zur Verwendung bei der Erläuterung
eines dritten Verfahrens zum Lösen
der mit 20A und 20B verbundenen
Probleme;
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25A bis 25F Diagramme
zur Verwendung bei der Erläuterung
eine dritten Verfahrens zum Lösen
der mit 20A und 20B verbundenen
Probleme;
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26A bis 26D Diagramme
zur Verwendung bei der Erläuterung
eines vierten Verfahrens zum Lösen
der mit 20A und 20B verbundenen
Probleme;
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27 eine
Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß eines
achten Beispiels, das zum Verständnis
der Erfindung nützlich
ist;
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28 ein Ablaufdiagramm für die Bestimmung eines MRI-Schnitts;
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29 die ersten und zweiten Ebenen in 28;
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30 ein Zusatzdiagramm zur Verwendung bei der Erläuterung
der Erfassung von dreidimensionalen Koordinaten des Punkts der maximalen Intensität;
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31 ein Beispiel eines zusammengesetzten Bildes,
bei dem ein B-Modus-Bild, eine Spitzentemperatur und eine zweidimensionale
Temperaturverteilung kombiniert werden;
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32 ein Zeitdiagramm, das einen Prozessablauf von
der Bestimmung eines MRI-Schnitts bis zum Abschluss der Therapie
darstellt;
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33 ein Beispiel eines zusammengesetzten Bildes,
bei dem ein B-Modus-Bild, eine Spitzentemperatur und eine eindimensionale
Temperaturverteilung kombiniert werden;
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34 eine MRI-Impulsfolge zum Erhalten einer eindimensionalen
Temperaturverteilung;
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35 ein Ablaufdiagramm für die Annahme einer zweidimensionalen
Temperaturverteilung aus einer eindimensionalen Temperaturverteilung;
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36 ein Diagramm zur Verwendung bei der Erläuterung
einer Echtzeit-Steuerung von Ultraschall-Applikationsbedingungen durch Vergleich
zwischen einer gemessenen Temperaturverteilung und einer aus den
Applikationsbedingungen angenommenen Temperaturverteilung;
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37 eine Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung
gemäß einem
neunten Beispiel, das zum Verständnis
der Erfindung nützlich ist;
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38 ein Blockdiagramm der Phasenverschiebungs-Einrichtung von 37;
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39 ein Diagramm zur Verwendung bei der Erläuterung
von Phasenverschiebungen eines Synchronisationssignals;
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40 eine Anordnung einer Ultraschallwellen-Applikationsvorrichtung
gemäß einem
zehnten Beispiel, das zum Verständnis
der Erfindung nützlich ist;
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41 Frequenz-Kennlinien des Quadratur-Detektors
von 40;
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42 eine Modifikation der Anordnung von 40 (das elfte Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung
nützlich
ist);
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43 ein Ablaufdiagramm für die Bestimmung einer Treiberfrequenz
von Ultraschallwellen für die
Intensitätsverteilung;
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44 Treiberfrequenzen einer Quelle von therapeutischen
Ultraschallwellen;
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45 ein Ablaufdiagramm für die Suche nach Empfangsfrequenzen;
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46 eine Anordnung einer Ultraschallwellen-Applikationsvorrichtung
gemäß einem
zwölften Beispiel,
das zum Verständnis
der Erfindung nützlich ist;
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47 ein Beispiel eines Anzeigebildes auf der Anzeigeeinheit
von 46;
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48 ein Diagramm, das zum Erläutern des Prinzips des Auftretens
einer räumlichen
Fehlübereinstimmung
zwischen einem B-Modus-Bild und einem Intensitätsverteilungsbild nützlich ist;
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49 eine Anordnung einer Ultraschallwellen-Applikationsvorrichtung
gemäß einem
dreizehnten Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist;
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50A und 50B Diagramme
zur Verwendung bei der Erläuterung
der Einstellung des Timing von Ultraschallwellen für die Intensitätsverteilung
und des Timing von Ultraschallwellen für die Bildgebung;
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51 ein weiteres Beispiel eines Anzeigebildes auf
der Anzeigeeinheit von 46;
und
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52 ein Diagramm zur Verwendung bei der Erläuterung
der Rekonstruktion eines Bildes einer Ebene, die orthogonal zu einer
Bildabtast-Ebene ist.
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Therapeutische
Ultraschallvorrichtungen umfassen Calculus-Brechungsvorrichtungen,
die einen Calculus durch einen fokussierten Strahl von Ultraschall
und thermotherapeutischen Vorrichtungen brechen, die ein erkranktes
Teil, wie beispielsweise einen Krebs, durch einen fokussierten Strahl
von Ultraschall erwärmen
und nekrotisieren. Eine thermotherapeutische Vorrichtung wird hier
beispielhaft beschrieben.
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(Ausführungsform der Erfindung)
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Mit
Bezug nun auf 1 wird eine Anordnung einer
therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß einer ersten Ausführungsform
der Erfindung gezeigt. Ein Ultraschall-Applikator 1 umfasst eine Quelle
(Wandler-Array) 2 von therapeutischen Ultraschallwellen,
die beispielsweise eine Mehrzahl von piezoelektrischen Wandlerelementen
aufweist, die in einer sphärischen
Schale angeordnet sind. Von den Wandlerelementen erzeugte Ultraschallwellen
konvergieren an der Mitte der sphärischen Schale. Der Punkt der
Konvergenz wird als der geometrische Fokus bezeichnet. In der Nähe der Mitte
der therapeutischen Ultraschallquelle 2 ist eine Öffnung ausgebildet,
in die eine Bildgebungssonde 16 zum Erzeugen von In-vivo-Bildgebungs-Ultraschallwellen
eingefügt wird.
Ein Wasserbeutel 5, der eine Kopplungsflüssigkeit 4 enthält, wird
an der Vorderseite der therapeutischen Ultraschallvorrichtung 2 bereitgestellt.
Von der therapeutischen Ultraschallquelle und der Bildgebungssonde 16 erzeugte
Ultraschallwellen laufen durch die Kopplungsflüssigkeit zu einem Patienten 3.
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Bei
dieser Beschreibung sei angenommen, dass die therapeutische Ultraschallquelle 2 aus
einem piezoelektrischen Element zusammengesetzt ist. Natürlich kann
die Quelle 2 mehrere sukzessive Elemente umfassen.
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Eine
Synchronisationsschaltung 18 beliefert einen Impulsgenerator 12 mit
einem ersten Synchronisationssignal. Als Reaktion darauf erzeugt
der Impulsgenerator 12 Signalimpulse einer ersten Grundfrequenz 1,
die mit der Resonanzfrequenz der piezoelektrischen Wandlerelemente
koinzidiert, die ihrer Dicke entspricht. Die Frequenz f1 beträgt beispielhaft 1,7
MHz. Die Signalimpulse werden an einen RF-Verstärker 16 über einen
Schalter (SW) 13 angelegt. Zur Zeit der Bildgebung der
Intensitätsverteilung
(Betriebsmodus B) wird der Schalter 13 in die B-Stellung gesetzt.
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Der
RF-Verstärker 14 verstärkt die
Signalimpulse, um Treiberimpulse zu erzeugen, die an die piezoelektrischen
Elemente des Behandlungs-Wandler-Arrays 2 über eine
Anpassungsschaltung 15 angelegt werden, wodurch starke
Ultraschallwellen zur Intensitätsverteilungs-Bildgebung
erzeugt werden.
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Die
Ultraschallwellen zur Intensitätsverteilung
werden von dem Ultraschall-Wandler-Array 2 in einem Frequenzband
erzeugt, das an der ersten Grundfrequenz f1 zentriert ist. Echos
dieser Ultraschallwellen werden von der Bildgebungssonde 16 empfangen.
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Ein
Kontinuierliche-Welle-Generator 11 erzeugt kontinuierlich
ein kontinuierliches Signal der ersten Grundfrequenz f1, das an
den RF-Verstärker 14 über den
Schalter 13 angelegt wird.
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Zur
Zeit der Behandlung (Betriebsmodus C) wird der Schalter 13 in
die C-Stellung platziert. Der RF-Verstärker 14 verstärkt das
kontinuierliche Signal, um kontinuierlich ein Treibersignal zu erzeugen. Der
Betrag des Treibersignals wird ausgewählt, um größer als der des Treiberimpulses
für die
Intensitätsverteilung
zu sein. Das Treibersignal wird kontinuierlich an die piezoelektrischen
Elemente des therapeutischen Wandler-Arrays 2 über die
Anpassungsschaltung 15 angelegt. Die therapeutischen Ultraschallwellen
werden kontinuierlich von der Quelle 2 in einem Frequenzband
erzeugt, das an der ersten Grundfrequenz f1 zentriert ist, und konvergieren
auf den Fokus, wodurch ein abnormales Gewebe, wie beispielsweise
ein Krebs, erwärmt
und nekrotisiert wird.
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Die
Bildgebungssonde 16 umfasst ein Array einer Mehrzahl von
kleinen piezoelektrischen Wandlerelementen. Die Sonde kann von irgendeiner
Art einer Abtastung, einschließlich
einer Sektor-Abtastung, linearen Abtastung etc. sein. Die Sonde
wird hier als eine Sonde vom Sektor-Abtasttyp beschrieben.
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Die
piezoelektrischen Wandler-Elemente der Bildgebungssonde 16 weisen
Empfindlichkeitsspitzen in sowohl einem Niederfrequenzband, das
die erste Grundfrequenz f1 der Ultraschallwellen zur Therapie und
Intensitätsverteilung
enthält,
als auch ein Hochfrequenzband, das eine zweite Grundfrequenz f2
zur Bildgebung von Ultraschallwellen enthält. Aus diesem Grund werden
die piezoelektrischen Elemente der Sonde 16 gefertigt,
um eine Zwei-Schicht-Struktur
oder eine Hybridstruktur aufzuweisen, wie in der ungeprüften japanischen
Patenveröffentlichung
Nr. 4-211509 offenbart ist. Mit der Zwei-Schicht-Struktur wird ein
Array von piezoelektrischen Elementen mit einer Dicke, die der ersten Grundfrequenz
f1 entspricht, und ein Array von piezoelektrischen Elementen mit
einer Dicke, die der zweiten Grundfrequenz f2 entspricht, mit einer
dazwischen angeordneten gemeinsamen Elektrode übereinander gestapelt. Mit
der Hybridstruktur wird ein Array von piezoelektrischen Elementen
einer Dicke, die der ersten Frequenz f1 entspricht, und ein Array
von piezoelektrischen Elementen einer Dicke, die der zweiten Frequenz
f2 entspricht, gegenüberliegend angeordnet.
Jedes piezoelektrische Element wird oben und unten mit einem Elektrodenmaterial
beschichtet.
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Die
Synchronisationsschaltung 18 legt ein zweites Synchronisations-Signal
an eine Übertragungsschaltung 17 an,
die einen Impulsgenerator, eine Übertragungsverzögerungsschaltung
und einen Impulsgeber umfasst. Der Impulsgenerator erzeugt periodisch
Signalimpulse der zweiten Grundfrequenz 2 als Reaktion
auf das zweite Synchronisationssignal. Die zweite Frequenz F2 unterscheidet
sich von der ersten Frequenz f1 und koinzidiert mit einer Resonanzfrequenz,
die der Dicke der piezoelektrischen Elemente der Sonde 16 entspricht.
Es sei hier angenommen, dass die Frequenz f2 höher als die Frequenz f1 ist.
Die zweite Frequenz ist beispielhaft gleich 3,5 MHz. Die Signalimpulse
werden auf die jeweiligen Kanäle
verteilt und in der Übertragungsverzögerungs-Schaltung
mit einer unterschiedlichen Verzögerungszeit
für jeden
Kanal übertragen,
um Ultraschallwellen in einen Strahl zu fokussieren und einen fokussierten
Strahl von Ultraschallwellen in eine gewünschte Richtung zu lenken.
Die verzögerten
Signalimpulse werden dann in den Impulsgeber gespeist. Der Impulsgeber
verstärkt
die Signalimpulse und erzeugt Treiberimpulse, die an die piezoelektrischen
Elemente der Bildgebungssonde 16 angelegt werden. Somit
werden In-vivo-Bildgebungs-Ultraschallwellen
erzeugt. Echos der Ultraschallwellen werden von der Bildgebungssonde 16 empfangen. Empfangene
Echosignale werden durch einen Vorverstärker-Schalter (SW) 19 an
eine Empfangsverzögerungsschaltung 20 für jeden
Kanal angelegt. Die Empfangsverzögerungsschaltung 20 liefert
unterschiedliche Verzögerungszeiten
an die empfangenen Echosignale, die jeweils einem jeweiligen Kanal
zugeordnet sind, und summiert die empfangenen Echosignale, wodurch
die Empfangs- Direktivität bestimmt wird.
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Ein
Ausgangssignal der Empfangsverzögerungsschaltung 20 wird
durch ein Echofilter 21 an eine B-Modus-Verarbeitungseinheit 22 angelegt,
die B-Modus-Bilddaten und Intensitätsverteilungsdaten erzeugt.
Die B-Modus-Bilddaten und die Intensitätsverteilungsdaten werden durch
einen digitalen Abtastwandler (DSC = digital scan converter) in
Fernseh-Videosignale umgewandelt, die ihrerseits auf einer Kathodenstrahlröhre (CRT
= cathode ray tube) 29 angezeigt werden.
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Das
Ausgangssignal der Empfangsverzögerungsschaltung 20 wird
ebenfalls durch das Echofilter 21 an eine gepulste Dopplereinheit 27 angelegt, die
einen Quadraturdetektor, einen A/D-Wandler, ein MTI-Filter, einen
Autokorrelator und eine Betriebseinheit umfasst, und erzeugt Farb-Doppler-Bilddaten. Diese
Bilddaten werden auf der Kathodenstrahlröhre (CRT) 29 angezeigt,
nachdem sie durch den digitalen Abtast-Wandler (DSC) 28 bearbeitet
werden.
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Wie
in 2 gezeigt, umfasst das Echofilter 21 ein
Hochpass-Filter (HPF = highpass filter) 30 und ein Tiefpass-Filter (LPF = lowpass
filter) 31. Die B-Modus-Verarbeitungseinheit 22 umfasst
eine Hochfrequenz-Verarbeitungsschaltung 32H und
eine Niederfrequenz-Verarbeitungsschaltung 32L.
Die Hochfrequenz-Komponenten in dem Ausgangssignal der Empfangsverzögerungsschaltung 20 werden durch
das Hochpass-Filter 30 an die Hochfrequenz-Verarbeitungsschaltung 32H angelegt,
die tomographische Gewebe-Bilddaten aus den Hochfrequenz-Komponenten
erzeugt. Die Niederfrequenz-Verarbeitungsschaltung 32L erzeugt
Intensitätsverteilungsdaten
aus den Niederfrequenz-Komponenten
(Komponenten gemäß der ersten
Grundfrequenz f1). Jede der Hochfrequenz- und Niederfrequenz-Verarbeitungsschaltungen 32H und 32L umfasst
eine empfindliche Zeitsteuerschaltung (STC-Schaltung), die Änderungen
in der Dämpfung mit
der Tiefe gleichmäßig macht, einen
Protokollverstärker,
einen Detektor und einen A/D-Wandler.
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Als
nächstes
wird der Betrieb der ersten Ausführungsform
beschrieben. Es gibt drei Betriebsarten A, B und C. Im Betriebsmodus
A wird der therapeutische Ultraschallwandler 2 nicht angesteuert,
während
die Bildgebungssonde 16 angesteuert wird. Die Bildgebungssonde
erzeugt Ultraschallwellen, um einen Ebenenschnitt des Patienten 3 in
der Nähe
seines oder ihres erkrankten Teils 7 abzutasten. Dieser Betriebsmodus
A ermöglicht,
dass das erkrankte Teil 7 des Patienten identifiziert wird
und ein Anfangsplan für
die Therapie erstellt wird.
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Der
Betriebsmodus B wird als nächstes
ausgeführt.
Der Schalter 13 wird in die B-Stellung gesetzt. Im Betriebsmodus
B werden sowohl der therapeutische Wandler 2 als auch die
Bildgebungssonde 16 angetrieben. Die Ultraschallwellen
für die
Intensitätsverteilung
werden aus dem Ultraschallwandler 2 gemäß dem ersten Synchronisationssignal
erzeugt. Ultraschallwellen zur Bildgebung werden durch die Bildgebungssonde 16 nach
Ablauf einer spezifischen Zeit von der Vorderflanke des zweiten
Synchronisationssignals erzeugt.
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Wie
in 3 gezeigt, unterscheidet sich der Ausbreitungspfad
der Ultraschallwellen für
die Intensitätsverteilung
von dem der Ultraschallwellen zur Bildgebung. Daher müssen die
Timings zum Erzeugen dieser beiden Sätze von Ultraschallwellen eingestellt
werden, so dass Echos der Ultraschallwellen für die Intensitätsverteilung,
die von dem Fokus reflektiert werden, und Echos der Ultraschallwellen
zur Bildgebung, die von dem Fokus reflektiert werden, an der Bildgebungssonde 16 zur
gleichen Zeit ankommen werden. Wie in 4 gezeigt,
werden Ultraschallimpulse zur Diagnose von der Sonde 16 zur Bildgebung
nach einem Zeitintervall auf der Grundlage des Schall-Synchronisationssignals
emittiert. Ultraschallimpulse zur Intensitätsverteilungsverteilungs-Bildgebung
von dem Wandler 2 werden mit dem ersten Synchronisationssignal
synchronisiert, das um ein spezifisches Zeitintervall dt mit Bezug
auf das zweite Synchronisationssignal verzögert ist. Diese Impulsfolge
veranlasst, dass die Impulse von der Sonde 16 emittiert
werden, wenn die Impulse von dem Wandler 2 die emittierende
Oberfläche
der Sonde 16 durchlaufen.
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Die
Echos der Ultraschallwellen für
die Intensitätsverteilung
und die Echos der Ultraschallwellen zur Bildgebung werden von der
Bildgebungssonde 16 empfangen. Die Echos der Ultraschallwellen
für die
Intensitätsverteilung
enthalten viele Niederfrequenz-Komponenten, die der ersten Grundfrequenz f1
entsprechen. Die Echos der Ultraschallwellen zur Bildgebung erhalten
viele Hochfrequenz-Komponenten, die der zweiten Grundfrequenz f2
entsprechend.
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Wie
zuvor beschrieben sind die piezoelektrischen Wandlerelemente der
Bildgebungssonde 16 gegen sowohl die ersten Grundfrequenz
f1 der Ultraschallwellen zur Intensitätsverteilungs-Bildgebung als
auch die zweite Grundfrequenz f2 der Bildgebungs-Ultraschallwellen
hochempfindlich. Andererseits sind die piezoelektrischen Wandler-Elemente der
herkömmlichen
Bildgebungssonde gegen die zweite Grundfrequenz f2 der Bildgebungs-Ultraschallwellen
hochempfindlich, jedoch gegen die ersten Grundfrequenz f1 der Ultraschallwellen
zur Intensitätsverteilungs-Bildgebung
unempfindlich. Beim Stand der Technik werden daher die in Echos
von Ultraschallwellen zur Intensitätsverteilung enthaltenen Hochfrequenz-Komponenten
hauptsächlich
zur Intensitätsverteilungs-Bildgebung
verwendet, und das Bild hatte nur einen niedrigen Rauschabstand.
Die Hochfrequenz-Komponenten
werden durch die Nicht-Linearität
der Ausbreitung von Ultraschallwellen hervorgehoben. Es sei bemerkt,
dass die Qualität der
Intensitätsverteilungs-Bildgebung
durch Erhöhen der
Intensität
von Ultraschallwellen zur Intensitätsverteilungs-Bildgebung verbessert
wird. Das Erhöhen
der Intensität
von Ultraschallwellen für
die Intensitätsverteilungs-Bildgebung
ist jedoch nicht vorzuziehen, da die Wahrscheinlichkeit entsteht,
dass sie die Erzeugung einer Kavitation an dem Fokus fördern wird,
und zur Zeit seines Zusammenbruchs erzeugte Schockwellen werden
keinen geringen Schaden an Geweben in der Fokusregion verursachen.
Im Gegensatz dazu sind bei der vorliegenden Ausführungsform die piezoelektrischen
Wandlerelemente der Bildgebungssonde 16 angeordnet, um
gegen die erste Grundfrequenz f1 der Ultraschallwellen zur Intensitätsverteilungs-Bildgebung
und die zweite Grundfrequenz f2 der Bildgebungs-Ultraschallwellen
hochempfindlich zu sein. Daher kann der Schaden an Geweben so weit
wie möglich
unterdrückt
werden, und die Verschlechterung in der Zeitauflösung kann vermieden werden,
um die Qualität
eines Intensitätsverteilungs-Bildes
und eines Tomographie-Bildes
zu verbessern. Die Intensitätsverteilungs-Bildgebungsqualität kann ebenfalls
Verstärkungseinstellung
in einer Richtung verbessert werden, um die Empfangsempfindlichkeit
zu erhöhen.
In diesem Fall wird mindestens eine Verstärkungs-Einstellschaltung in
dem Pfad bereitgestellt, der das Echofilter 21 und die B-Modus-Verarbeitungseinheit 22 verbindet
(2). (Vorzugsweise wird eine Verstärkungs-Einstellschaltung
in jedem Pfad bereitgestellt.)
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Die
von der Empfangsverzögerungsschaltung 20 empfangene
Signalausgabe 20 empfangene Signalausgabe, die durch Verzögern von
Echosignalen an den jeweiligen Kanälen um unterschiedliche Beträge und dann
durch Summieren dieser erzeugt wird, wird an das Echofilter 21 angelegt.
Das empfangene Signal umfasst hauptsächlich Niederfrequenz-Komponenten, die
der ersten Grundfrequenz f1 der Ultraschallwellen zur Bildgebungs-Intensitätsverteilung
entsprechen, und Hochfrequenz-Komponenten, die der zweiten Grundfrequenz
f2 der Ultraschallwellen für
Tomographie entsprechen. Das Hochpass-Filter 30 in dem
Echofilter extrahiert die Hochfrequenz-Komponenten, während das
Tiefpass-Filter 31 die Niederfrequenz-Komponenten extrahiert.
Die Hochfrequenz-Verarbeitungsschaltung 32H erzeugt ein
Tomographiebild aus den Hochfrequenz-Komponenten, während die
Niederfrequenz-Verarbeitungsschaltung 32L ein Intensitätsverteilungsbild
aus den Niederfrequenz-Komponenten erzeugt. Die Niederfrequenz-Verarbeitungsschaltung 32L kann
einen Bereich von Pixeln extrahieren, der einen vorbestimmten Schwellenwert
in der Intensitätsverteilung
als der tatsächliche
Fokus überschreitet,
wobei in diesem Fall nur der tatsächliche Fokus angezeigt wird.
-
Da
die Niederfrequenz-Komponenten und die Hochfrequenz-Komponenten auf diese
Art und Weise getrennt verarbeitet werden, kann eine erste Verstärkung und
eine zweite Verstärkung
an die Niederfrequenz-Komponenten bzw. die Hochfrequenz-Komponenten
angewendet werden, um eine geeignete STC für die jeweiligen Komponenten
zu implementieren. Dies beruht auf der Tatsache, dass der Ultraschall-Dämpfungsfaktor
von der Frequenz abhängt.
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Als
nächstes
werden im Betriebsmodus C therapeutische Ultraschallwellen, die
stärker
als die Intensitätsverteilungs-Ultraschallwellen
sind, die kontinuierlich von dem Ultraschallwandler 2 für den Zweck
der Behandlung des erkrankten Teils erzeugt.
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Je
höher die
Frequenz einer Ultraschallwelle von dem Ultraschallwandler 2 ist,
desto näher
wird sie im allgemeinen an dem Fokus fokussiert. Daher würde in dem
vorbekannten Fall, bei dem die Intensitätsverteilung auf der Grundlage
von Hochfrequenz-Komponenten abgebildet wird, die in Echos von Ultraschallwellen
zur Bildgebungsverteilung enthalten sind, die Fokusregion kleiner
als tatsächlich angezeigt.
Dies ist nicht wünschenswert.
Im Gegensatz dazu wird bei der vorliegenden Ausführungsform die Intensitätsverteilung
auf der Grundlage von Niederfrequenz-Komponenten (entsprechend der
ersten Frequenz f1) abgebildet, die in Echos von Ultraschallwellen
zur Bildgebungs-Intensitätsverteilung
enthalten sind, was ermöglicht,
dass eine Intensitätsverteilung
getreu der tatsächlichen
Intensitätsverteilung
erhalten wird. Dies erhöht
die Zuverlässigkeit
einer quantitativen Auswertung, was die Annahme einer Erwärmungsregion
basierend auf der Intensitätsverteilung,
die mit hoher Genauigkeit durchzuführen ist, ermöglicht.
-
(Erstes Beispiel, das
zum Verständnis
der Erfindung nützlich
ist)
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5 zeigt
eine Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß einem
ersten Beispiel, das zum Verständnis
der Erfindung nützlich ist.
In dieser Figur werden gleiche Bezugsziffern verwendet, um Teile
zu bezeichnen, die denen in 1 entsprechen,
und deren Beschreibung wird weggelassen.
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Ein
therapeutischer Ultraschallwandler 33 verwendet piezoelektrische
Wandlerelemente, die eine Empfindlichkeitsspitze bei einer ersten
Grundfrequenz f1, die therapeutischen Ultraschallwellen entsprechen,
und bei einer zweiten Grundfrequenz f2, die In-vivo-Bildgebungs-Ultraschallwellen
entspricht, aufweisen. Der Wandler wird durch die Zwei-Schicht-Struktur
oder Hybridstruktur implementiert, wie zuvor beschrieben.
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Ein
Hochfrequenz-Impulsgenerator 34 erzeugt periodisch Signalimpulse
der zweiten Grundfrequenz f2, die durch den Schalter 13,
den RF-Verstärker 4,
einem Schalter (SW) 36 und eine Hochfrequenz-Anpassungsschaltung 35 an
die piezoelektrischen Elemente des Ultraschallwandlers 33 angelegt werden.
Somit werden Ultraschallwellen zur Bildgebungs-Intensitätsverteilung
periodisch erzeugt. Der Kontinuierliche-Welle-Generator 11 erzeugt
kontinuierlich ein kontinuierliches Signal der ersten Grundfrequenz
f1, das durch den Schalter 13, den RF-Verstärker 4,
den Schalter 36 und eine Niederfrequenz-Anpassungsschaltung
an die piezoelektrischen Wandlerelemente des Ultraschallwandlers 33 angelegt
wird. Dadurch werden therapeutische Ultraschallwellen kontinuierlich
erzeugt.
-
Der
gleiche Vorgang wird von dem Systemcontroller 9 durchgeführt. Zur
Zeit des Betriebsmodus B, bei dem die Intensitätsverteilung abgebildet wird,
werden sowohl der Schalter 13 als auch der Schalter 36 in
die B-Stellung gesetzt. Zur Zeit des Betriebsmodus C, bei der die
Behandlung tatsächlich durchgeführt wird,
werden die Schalter 13 und 36 beide in die C-Stellung
gesetzt.
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Im
Betriebsmodus B wird der Wandler 33 mit der zweiten Grundfrequenz
f2 angesteuert. Ultraschallwellen zur Bildgebungs-Intensitätsverteilung werden
von dem Wandler 33 in einem bei der ersten Grundfrequenz
f1 2 zentrierten Frequenzband erzeugt. Echos dieser Ultraschallwellen
enthalten viele Hochfrequenz-Komponenten, die der zweiten Frequenz
f2 entsprechen. Die Bildgebungssonde 16 weist eine hohe
Empfindlichkeit gegen die zweite Frequenz f2 auf.
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Demgemäß liefert
das erste Beispiel die gleichen Vorteile wie die erste Ausführungsform
der Erfindung.
-
(Zweites Beispiel, das
zum Verständnis
der Erfindung nützlich
ist)
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6 zeigt
eine Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß einem
zweiten Beispiel, das zum Verständnis
der Erfindung nützlich ist.
In dieser Figur werden gleiche Bezugsziffern verwendet, um Teile
zu bezeichnen, die denen in 1 entsprechen,
und deren Beschreibung wird weggelassen.
-
Eine
Ultraschall-Diagnoseeinheit 40 umfasst eine STC, einen
Protokollverstärker,
einen Detektor und einen A/D-Wandler,
wie es die B-Modus-Verarbeitungseinheit von 1 tut. Die
Diagnoseeinheit 40 umfasst ferner einen Frequenz-Informationsanalysator 41 zum
Erhalten von Frequenz- Information.
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Wie
bei der Ausführungsform
der Erfindung werden in dem vorliegenden Beispiel die Zeit zum Erzeugen
von Ultraschallwellen für
die Bildgebungs-Intensitätsverteilung
von der Quelle 2 und die Zeit zum Erzeugen der Ultraschallwellen
für die
Ultraschall-Bildgebung von der Sonde 16 eingestellt, so dass
beide Ultraschallwellen an dem Fokusposition gleichzeitig ankommen
werden. Das vorliegende Beispiel ist bestimmt, die Genauigkeit dieser
Simultanität
zu verbessern.
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Ein
Temperatursensor 42 wird zum Messen der Temperatur der
Kopplungsflüssigkeit 4 bereitgestellt.
Eine Berechnungseinheit 44 berechnet die Geschwindigkeit
von Ultraschallwellen in der Kopplungsflüssigkeit auf der Grundlage
der gemessenen Temperatur der Kopplungsflüssigkeit. Ein Positionssensor 43,
der durch einen Rotationscodierer beispielhaft implementiert ist,
wird zum Messen der Differenz zwischen dem Abstand von der Oberfläche der
piezoelektrischen Elemente des Ultraschallwandlers 2 zu
dem Fokus und dem Abstand von der Oberfläche der piezoelektrischen Elemente
der Sonde 16 und dem Fokus bereitgestellt.
-
Der
Systemcontroller 9 kompensiert die Phasendifferenz (Zeitintervall Δ) zwischen
den ersten und zweiten Synchronisationssignalen auf der Grundlage
der berechneten Geschwindigkeit von Ultraschallwellen und der gemessenen
Abstandsdifferenz.
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Somit
wird die Genauigkeit der Simultanität des Ankommens der Ultraschallwellen
von dem Wandler 2 und den Ultraschallwellen von der Sonde 16 an
dem Fokus verbessert.
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7 zeigt
eine Anordnung des Frequenz-Informations-Analysators 41 von 6.
Die piezoelektrischen Elemente der Sonde 16 weisen Redundanz-Eigenschaften
auf, durch die sie gegen die zweite Grundfrequenz f2 hochempfindlich
sind. Dies ist einem Hochpass-Filter äquivalent, der Niederfrequenz- Komponenten dämpft, die
in Echos von Ultraschallwellen zur Bildgebungs-Intensitätsverteilung
in großer
Anzahl enthalten sind und die der ersten Grundfrequenz f1 entsprechen.
Ein Entzerrer 51 zum Kompensieren dieser Filtereigenschaft
wird bereitgestellt, um einem Frequenzspektrum-Analysator voranzugehen.
-
Die
Funktion des Entzerrers 51 wird mit Bezug auf 8 beschrieben.
Die spektrale Eigenschaft von Echos von Ultraschallwellen für die Bildgebungs-Intensitätsverteilung
ist hoch in dem Grundfrequenzband, das bei der ersten Frequenz f1
zentriert ist, und den Oberwellenfrequenzbändern, die jeweils bei einer
Frequenz zentriert sind, die ein ganzzahliges Vielfaches der ersten
Frequenz f1 ist (n × f1).
Die Empfindlichkeitscharakteristik der Sonde 16 ist bei der
zweiten Grundfrequenz f2 hoch. Das Spektrum des durch die Sonde 16 empfangenen
Signals wird als ein Produkt des Frequenzspektrums von Echos von
Ultraschallwellen für
die Bildgebungs-Intensitätsverteilung
und der Frequenzkennlinie der Sonde 16 dargestellt. Der
Entzerrer 51 formt das empfangene Signalspektrum, um das
Echospektrum anzunähern.
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Der
Frequenz-Spektrum-Analysator 52 führt eine schnelle Fourier-Transformation
an dem von dem Entzerrer 51 empfangenen Signal durch, um sein
Spektrum zu erzeugen und den Bereich eines spezifischen Bandes zu
erhalten. Dieser Prozess wird an mehreren Punkten durchgeführt, um
die räumliche
Verteilung von Ultraschallenergie zu erzeugen. Das spezifische Band
ist das Grundfrequenzband, das Oberwellenfrequenzband oder beide.
Eine Bildgebungseinheit 53 weist jedem Punkt in der Intensitätsverteilung
einen Farbton oder eine Helligkeit gemäß seinem Betrag zu.
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Ein
Echofilter 54 ist ein Bandpassfilter, das Hochfrequenz-Komponenten
in dem Hochfrequenzband durchlässt,
das bei der zweiten Grundfrequenz f2 zentriert ist. Eine Bildinformations-Verarbeitungseinheit 55 erzeugt
ein Tomographiebild (B-Modus-Bild) auf der Grundlage der durch das
Echofilter 54 gelassenen Hochfrequenz-Komponenten.
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Ein
Addierer 56 überlagert
das räumliche Verteilungsbild
der Ultraschallenergie mit dem Tomographiebild auf einer Frame-weisen
Grundlage.
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Der
Frequenzspektrum-Analysator 52 kann das Ausmaß, mit dem
sich ein Spektrum verbreitert (das Ausmaß der Dispersion) für mehrere
Punkte berechnen, um die räumliche
Verteilung der Dispersion dieses Spektrums zu erhalten. Je höher die
Intensität der
therapeutischen Ultraschallwellen an jedem Punkt, desto mehr werden
die Hochfrequenz-Komponenten an diesem Punkt erzeugt. Somit nähert sich
die räumliche
Verteilung der Dispersion der Intensitätsverteilung an. Außerdem kann
bei dem Frequenzspektrum-Analysator 52 die Position des
Zentrums der Schwerkraft des Spektrums für mehrere Punkte gesucht werden.
-
Der
Systemcontroller 9 nimmt die Temperaturverteilung aus der
somit erhaltenen Intensitätsverteilung
an. An dem Fokus der therapeutischen Ultraschallwellen vorhandene
Gewebe werden erwärmt und
nekrotisiert. Die Temperatur hängt
von dem Ultraschallwellen-Absorptionsfaktor und der thermischen
Leitfähigkeit
der Gewebe, der Intensität
der therapeutischen Ultraschallwellen, der Applikationszeit etc.
ab. Der Absorptionsfaktor und die thermische Leitfähigkeit
werden über
einen Operator durch die Konsole 10 eingegeben. Der Absorptionsfaktor und
die thermische Leitfähigkeit
werden selektiv aus einem Speicher 45 gelesen, der jeweils
den Ultraschallwellen-Absorptionsfaktor und die thermische Leitfähigkeit
der Körperregionen
(Organe) speichert. Der Absorptionsfaktor kann durch Berechnen auf
der Grundlage eines empfangenen Signals gesucht werden. Das heißt, ein
Vergleich der Intensität
zwischen vor dem Fokus reflektierten Echos und von dem Fokus reflektierten
Echos wird zuerst durchgeführt.
Der Ultraschallwellen-Dämpfungsfaktor
wird als nächstes auf
der Grundlage des Ergebnisses dieses Vergleichs und dem Diffusionsparameter
von Ultraschallwellen abhängig
von dem Ausbreitungsabstand berechnet. Schließlich wird der Ultraschallwellen-Absorptionsfaktor
auf der Grundlage des Dämpfungsfaktors
berechnet. Die Intensität
der therapeutischen Ultraschallwellen wird aus der Intensitätsverteilung
erhalten. Die Applikationszeit der Ultraschallwellen wird durch
den Operator eingestellt.
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Der
Systemcontroller 9 wendet den Absorptionsfaktor, die thermische
Leitfähigkeit,
die Intensität der
therapeutischen Ultraschallwellen und die Bestrahlungszeit auf die
Wärmetransport-Gleichung
an, um die Temperatur quantitativ anzunehmen. Diese Annahme wird
an mehreren Punkten in der Nähe
des Fokus durchgeführt.
Dadurch wird die räumliche
Verteilung der angenommenen Temperatur, d.h. die Temperaturverteilung,
erzeugt. Die Temperaturverteilung wird auf einem Tomographiebild
der Gewebe auf der Kathodenstrahlröhre CRT 29 überlagert
angezeigt. Ein Bereich, der auf Temperaturen über der Temperatur ist, bei
der Krebszellen thermisch beeinflusst werden und nekrotisiert (d.h.
behandelte Regionen bei etwa 50 bis 60°C oder mehr), kann aus der Temperaturverteilung
extrahiert und durch eine kontinuierliche oder gepunktete, gefärbte oder
Rasterpunktmaschen-Linie angezeigt werden. Der Operator kann Regionen,
die thermisch metamorphisiert sein werden, Regionen, die Schäden erleiden
werden etc., auf der Grundlage der Temperaturverteilung vorhersagen.
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Es
ist für
den Systemcontroller 9 möglich, einen Plan für die Therapie
für ein
erkranktes Teil der Region durchzuführen, die auf einem Tomographiebild
durch den Operator spezifiziert wurde. Der Systemcontroller 9 erkennt
die Region dieses erkrankten Teils als aus einer vorbestimmten Anzahl
von Subregionen zusammengesetzt. Die Intensität von Ultraschallwellen an
dem Fokus und die Applikationszeit werden durch den Systemcontroller
bestimmt, so dass die Therapie für
eine Subregion in einem einzigen Vorgang abgeschlossen wird. Die
Behandlungsregion wird vergrößert/verkleinert,
wobei der Ultraschallwellen-Absorptionsfaktor
und die thermische Leitfähigkeit
berücksichtigt
werden, während
die Intensität
an dem Fokus und die Applikationszeit geändert werden. Die Intensität an dem
Fokus und die Applikationszeit für
die Behandlungsregion, wenn sie mit einer Subregion koinzidiert,
werden ausgewählt.
-
Ferner
ist es mit dem vorliegenden Beispiel möglich, eine Treiberenergie
zu suchen, die erfolgreich ist, um die Intensität von therapeutischen Ultraschallwellen
an dem Fokus (erste Fokus-Intensität) zu erhalten, die für die Therapie
notwendig ist, d.h. den Betrag eines Treibersignals, der an die
zweiten piezoelektrischen Wandlerelemente der therapeutischen Ultraschallwandler
anzulegen ist. Dies beruht auf der Tatsache, dass bei der vorliegenden
Erfindung die Intensität
an dem Fokus quantitativ gemessen werden kann. Die Treiberenergie
(zweite Treiberenergie) zur Zeit der Bildgebung von der Intensitätsverteilung
und die resultierende Intensität
an dem Fokus (zweite Fokusintensität) werden in dem Speicher 45 gespeichert.
Es gibt eine im Wesentlichen proportionale Beziehung zwischen der
Fokusintensität
und der Treiberenergie. Somit wird die erste Treiberenergie durch
Multiplizieren der zweiten Treiberenergie und dem Ergebnis der Teilung
der ersten Fokusintensität
mit der zweiten Fokusintensität
berechnet. Diese Berechnung wird durch den Systemcontroller 9 durchgeführt. Die
erste Fokus-Intensität
kann durch Erzeugen eines Treibersignals gemäß der somit erhaltenen ersten
Treiberenergie erhalten werden.
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9 zeigt
die Intensitätsverteilung,
wenn es ein Objekt gibt, das Ultraschallwellen gut reflektieren
kann, an den Fortpflanzungspfaden von therapeutischen Ultraschallwellen.
Wenn ein derartiges Objekt an dem Ausbreitungspfad von Ultraschallwellen
vorhanden ist, ist die Intensität,
die Wellen an dem Fokus aufweisen, niedrig. Das Objekt kann ein Knochen
sein, der Wärme
erzeugt. Die Erfassung des Objekts ist klinisch bedeutsam. In 8 breiten sich
die therapeutischen Ultraschallwellen durch den lebenden Körper entlang
Pfade 61 in Richtung des Fokus 60 aus. Wenn ein
Wellen reflektierendes Objekt 63 von der Mittelachse 62 in
den Ausbreitungspfaden 61 der Ultraschallwellen weg ist,
wird die Intensitätsverteilung 64 verzerrt
und gelangt außer
Bisymmetrie, wie in 9 gezeigt. Das gleiche gilt
für den
Fall, wobei ein Ultraschallwellen-Absorbierer vorhanden ist. Ein
Grund für
die verzerrte Verteilung ist, dass ein Teil der therapeutischen
Ultraschallenergie durch das Objekt 63 daran gehindert
wird, den Fokus zu erreichen. Die Intensitätsverteilung wird nicht nur
verzerrt, wenn ein Wellen reflektierendes Objekt an einer zweidimensionalen
Bildgebungsebene vorhanden ist, sondern ebenfalls, wenn es in einem
konischen Raum vorhanden ist, durch den sich therapeutische Ultraschallwellen
ausbreiten. Der Operator kann bestimmen, ob ein derartiges Objekt oder
ein Wellenabsorbierer an den Ausbreitungspfaden der therapeutischen
Ultraschallwellen vorhanden ist oder nicht, auf der Grundlage der
Form der Intensitätsverteilung 64.
Alternativ kann der Systemcontroller 9 die Anwesenheit
oder Abwesenheit einer erwärmten
Region oder eines Wellenabsorbierers auf der Grundlage des Ergebnisses
des Vergleichs zwischen der Form der gemessenen Intensitätsverteilung
und einer zuvor spezifizierten Form oder der bisymmetrischen Eigenschaft
der Intensitätsverteilungs-Form
bestimmen. Wenn die Anwesenheit eines Hindernisses erkannt ist,
zeigt der Systemcontroller eine System-Warnnachricht 65 auf
der Kathodenstrahlröhre
CRT 29 an, und macht einen Piep, um dem Operator die Anwesenheit
mitzuteilen. Außerdem
betreibt der Systemcontroller eine Sicherung, die den Start der
Therapie zwangsweise deaktiviert.
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Eine
derartige Sicherung kann ebenfalls durch Messen der Intensität von Ultraschallwellen
in der Fokusregion bereitgestellt werden. Mit dieser Vorgehensweise
kann ein Vorteil erwartet werden, sogar wenn ein Wellen reflektierendes
Objekt oder Wellenabsorber in einer Ebene vorhanden ist, die durch
die Mittenachse einer zweidimensionalen Bildgebungsebene läuft und
senkrecht zu dieser Ebene ist. Wie zuvor beschrieben, kann die Energie
in der Fokusregion aus der zweiten Treiberenergie der piezoelektrischen
Wandlerelemente vorhergesagt werden. An diesem Punkt könnte die
Energie in der Fokusregion genauer vorhergesagt werden, indem der Ultraschallwellen-Dämpfungsfaktor in dem lebenden Körper genauer
berücksichtigt
würde.
Die somit vorhergesagte Intensität
von Ultraschallwellen in der Fokusregion wird mit der tatsächlich erhaltenen
Intensität
von Ultraschallwellen in der Fokusregion verglichen. Wenn die Differenz
größer als
der voreingestellte Wert ist, dann ist man der Meinung, dass ein Teil
der Ultraschallenergie durch einen starken Reflektor (oder einen
starken Absorber) gestreut sein kann, bevor er den Fokus erreicht.
In einem derartigen Fall benachrichtigt der Systemcontroller den Operator über das
Auftreten einer Abnormalität,
wie zuvor beschrieben. Alternativ kann eine Sicherung, die auf eine
derartige Information reagiert, um den Start einer Therapie zu deaktivieren,
in das System aufgenommen sein.
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Außerdem bestimmt
der Systemcontroller 9 die Anwesenheit oder Abwesenheit
einer Verschiebung von Ausbreitungspfaden von therapeutischen Ultraschallwellen
wegen der Brechung auf der Grundlage der Intensitätsverteilung.
In der Anwesenheit einer Verschiebung gibt der Systemcontroller eine
Warnung aus. Wenn die Verschiebung in der zweidimensionalen Bildgebungs-Ebene
ist, kann sie sichtbar aus der Verzerrung der Intensitätsverteilung erkannt
werden. Wenn jedoch die Verschiebung von der zweidimensionalen Bildgebungsebene versetzt ist,
kann sie jedoch nicht visuell erkannt werden. Der Systemcontroller
führt einen
Vergleich zwischen der tatsächlichen
Fokusintensität
und der aus der Treiberenergie berechneten vorbestimmten Intensität durch,
und entscheidet, wenn die Intensität nicht innerhalb eines vorbestimmten
Bereichs ist, dass die Ausbreitungspfade der therapeutischen Ultraschallwellen
verschoben wurden. Der Systemcontroller teilt dann dem Operator
diese Tatsache mit.
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Wenn
die Differenz zwischen der tatsächlichen
Fokusintensität
und der vorbestimmten Intensität
innerhalb eines vorbestimmten zulässigen Bereichs liegt, gibt
der Systemcontroller eine Nachricht aus, dass die Behandlung ausführbar ist.
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Als
nächstes
wird ein Verfahren zum Unterdrücken
der Wirkung der Intensitätsverteilungsbildgebung
auf einen lebenden Körper
und zum Verbessern der Framerate nachstehend beschrieben. Die akustische
Energie der Ultraschallwellen für
die Intensitätsverteilungsbildgebung
wird niedriger als die der therapeutischen Ultraschallwellen gemacht,
und wird somit betrachtet, als eine relativ geringe Wirkung auf
den lebenden Körper
aufzuweisen. Wenn die Anzahl von Rastern durch Verengen des Bereichs
der Intensitätsverteilungsbildgebungsabtastung
zu dem Ausmaß verringert
wird, dass sie mindestens die Nachbarschaft des geometrischen Fokus
beinhaltet, dann kann die Wirkung auf den lebenden Körper geschwächt werden,
da die Anzahl von Applikationen der Ultraschallwellen zur Intensitätsverteilungsbildgebung
entsprechend einem Frame verringert wird. Sogar wenn die Abtastung
zur tomographischen Bildgebung und die Abtastung zur Intensitätsverteilungsbildgebung
abwechselnd durchgeführt
wird, kann die Framerate durch Verengen des Bereichs der Intensitätsverteilungsbildgebungsabtastung
verbessert werden, um dadurch die Anzahl von Rastern zu verringern.
Sogar wenn der Anzeigebereich eines Intensitätsverteilungsbildes enger gemacht
wird, hat es andererseits keine bedeutende Auswirkung auf die Intensitätsverteilungsbildgebung,
da sich die therapeutischen Ultraschallwellen durch eine Region
ausbreiten, die im Vergleich mit der für normale In-vivo-Bildgebung schmal
ist. Das Umschalten zwischen Abtastbereichen wird unter der Steuerung
des Systemcontrollers als Reaktion auf die Eingabe eines Umschaltbefehls
durch den Operator in den Systemcontroller durch die Konsole 10 durchgeführt. Ferner kann
das Anzeigeumschalten vor der Behandlung und zur Behandlungszeit
durchgeführt
werden. Beispielsweise wird die Intensitätsverteilungsbildgebung im
vollen Bildschirm vor der Therapie durchgeführt, und die Intensitätsverteilungsbildgebungsregion
wird schmaler gemacht oder, auf nur die Fokusregion beschränkt, nachdem
die Sicherheit an den Ausbreitungspfaden der Ultraschallwelle bestätigt wurde.
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(Drittes Beispiel, das
zum Verständnis
der Erfindung nützlich
ist)
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10 zeigt
eine Anordnung eines prinzipiellen Teils einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung
gemäß einem
dritten Beispiel, das zum Verständnis
der Erfindung nützlich
ist. In 10 werden zu denen in 7 gleiche
Teile und deren Beschreibung weggelassen. Ein Filter 70 wird
bereitgestellt, um dem Frequenzspektrumanalysator 52 voranzugehen,
wobei ein Schalter 71 dazwischen angeordnet ist. Das Filter
ist bestimmt, um hauptsächlich
Blutströmungs-verschobene Komponenten
von einem empfangenen Signal zu entfernen. Der Blutströmungs-Dopplereffekt
verschiebt die Frequenz von Ultraschallwellen um etwa einige Kilohertz.
Wie schematisch in 11 gezeigt ist, werden die Verschiebungsbänder, in
denen eine Verschiebung auftritt, als Bänder definiert, die bei Frequenzen
zentriert sind, die einige Kilohertz über und unter der ersten Grundfrequenz
f0 sind, und Bänder,
die bei Frequenzen zentriert sind, die einige Kilohertz über und
unter der zweiten Grundfrequenz f2 sind.
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Das
Filter 70 dämpft
die verschobenen Komponenten innerhalb dieser Verschiebungsbänder ausreichend
oder entfernt diese. Das Filter ist aus einer Mehrzahl von Hochpassfiltern
und einer Mehrzahl von Tiefpassfiltern aufgebaut. Das Filter muss nicht
auf diese Anordnung begrenzt sein, solange wie es eine Funktion
eines ausreichenden Dämpfens
der verschobenen Komponenten innerhalb der Verschiebungswände aufweist.
Die verschobenen Komponenten, die geringfügig von den Grundfrequenzen versetzt
sind, werden durch das Filter 70 entfernt. Die Ultraschallwellen
für In-vivo-Bildgebung und
die Ultraschallwellen für
die Intensitätsverteilungsbildgebung
sind 1 Megahertz oder mehr voneinander getrennt und enthalten Oberwellenkomponenten,
um einen sehr breiten Bereich abzudecken. Somit wird sich, sogar
wenn die verschobenen Komponenten entfernt sind, die Signalintensität nicht
extrem verringern, womit eine hohe Bildqualität beibehalten wird. Die Einstellung
von Bändern,
die das Filter 70 eliminiert, ermöglicht, dass verschobene Komponenten, die
sich aus bewegenden Objekten, wie beispielsweise Herzwänden, verschieden
von der Blutströmung resultieren,
eliminiert werden können.
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Der
Schalter 71 wählt
zwischen der und der Nicht-Eliminierung
der verschobenen Komponenten aus. Der Schalter wird durch einen
von dem Operator in den Systemcontroller 9 über die
Konsole 10 eingegebenen Befehl umgeschaltet.
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(Viertes Beispiel, das
zum Verständnis
der Erfindung nützlich
ist)
-
12 zeigt
eine Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß einem
vierten Beispiel, das zum Verständnis
der Erfindung nützlich ist.
In dieser Figur werden gleiche Bezugsziffern verwendet, um Teile
zu bezeichnen, die denen in 6 entsprechen,
und deren Beschreibung wird weggelassen. Ein therapeutischer Ultraschallwandler 80 ist angeordnet,
wie in 13, so dass ein piezoelektrisches
Wandlerelement 81 in der Form einer Platte in der Richtung
des Radius und in der Richtung des Umfangs geteilt ist. Mit anderen
Worten ist der Wandler 89 angeordnet, so dass eine Mehrzahl
von piezoelektrischen Elementen 81 in der Form einer Platte angeordnet
ist. Ein einzelnes piezoelektrisches Element 81 wird hier
beschrieben, wie es einen Kanal bildet. Natürlich kann eine Mehrzahl von
benachbarten piezoelektrischen Elementen einen Kanal bilden.
-
Eine
Mehrzahl von therapeutischen Ultraschallabschnitten 86 wird
bereitgestellt, von denen jeder eine Anpassungsschaltung, einen
RF-Verstärker,
einen Kontinuierliche-Welle-Generator, einen Impulsgenerator und
eine Umschaltschaltung zum Umschalten zwischen dem Kontinuierliche-Welle-Generator
und dem Impulsgenerator umfasst. Die piezoelektrischen Elemente 81 und
die therapeutischen Ultraschallabschnitte 46 werden in
einer Eins-zu-Eins-Beziehung verbunden, um zu ermöglichen,
dass die piezoelektrischen Elemente unabhängig für jeden Kanal angesteuert werden
können.
Die Synchronisationsschaltung 18 beliefert die therapeutischen
Ultraschallabschnitte 46 mit Synchronisationssignalen unterschiedlicher
Phasen, so dass die von den piezoelektrischen Elementen 81 erzeugten Ultraschallwellen
auf den Fokus konvergieren werden. Ein Punkt bei einer vorbestimmten
Tiefe an der Senkrechten von dem zentralen Punkt der piezoelektrischen
Elementplatte wird als der Referenzfokus bezeichnet. Der mit den
Standardsynchronisationssignalen verbundene Fokus entspricht diesem
Referenzfokus.
-
Unter
der Steuerung des Systemcontrollers 9 wird der Synchronisationsschaltung 18 ermöglicht, die
Phasen der an die therapeutischen Ultraschallabschnitte 46 angelegten
Synchronisationssignale zu ändern.
Die Änderungen
in der Phase der Synchronisationssignale ermöglicht, dass der Fokus von
dem Referenzfokus zu einer anderen Position verschoben werden kann.
Zu der Zeit, wenn der Fokus von dem Referenzfokus verschoben wird, ändert sich
der akustische Druck an einem neuen Fokus von dem an dem Referenzfokus.
Um Änderungen
im akustischen Druck auszugleichen, steuert der Systemcontroller 9 die
RF-Verstärker
in den therapeutischen Ultraschallabschnitten 46, um dadurch
die Amplitude der Treibersignale einzustellen.
-
Es
sei hier berücksichtigt,
dass der Fokus der therapeutischen Ultraschallwellen von dem Sollwert
der Brechung beispielhaft verschoben ist. Die Ultraschallimpulse
für die
Intensitätsverteilung
und die Ultraschallwellen für
die Bildgebung können
zu unterschiedlichen Ausmaßen
gebrochen werden. Dies liegt daran, dass sich diese Sätze von
Wellen im Ausbreitungspfad und Ausbreitungswinkel zu lebenden Geweben
unterscheiden. Die Differenz in der Brechung ist nicht so groß, da beide
Sätze Ultraschallwellen
sind. In der Brenntiefe beträgt
die seitliche Differenz einige Millimeter.
-
Der
Systemcontroller 9 führt
dann die folgenden Vorgänge
durch. Der Fokus der Ultraschallwellen für die Intensitätsdistributionsbildgebung
wird von dem Anfangspunkt verschoben. Die Position des Fokus der
Ultraschallwellen für
die Intensitätsverteilungsbildgebung
wird spiralförmig
innerhalb einer Kugel eines Radius von mehreren Millimetern geändert, die
an der Position eines erkrankten Teils zentriert ist. Die reflektierenden
Wellen der Ultraschallimpulse für die
Intensitätsverteilung
von dem Fokus in dem Bild werden erfasst, und die Intensität der reflektierenden Wellen,
die von den Wellen für
die Bildgebung abgeleitet werden, wird gemessen. Die maximale Intensität einer
an jedem Fokus reflektierten Welle wird ausgewertet und dann mit
der angenommenen Fokusintensität
verglichen, um zu bestimmen, ob die Differenz in dem erlaubten Bereich
liegt oder nicht. Wenn die Differenz in dem erlaubten Bereich liegt,
kann die Behandlung mit einer Verzögerungssteuerung eingeleitet
werden, die der maximalen Intensität entspricht. Die Beugung der
Ultraschallimpulse für
die Bildgebung der Intensitätsverteilung
wird dadurch gleich der Beugung der Ultraschallimpulse für die Bildgebung
gemacht. Andererseits wird, wenn die Differenz nicht in dem erlaubten
Bereich liegt, eine Warnung ausgegeben, und die Initiierung der
Behandlung wird deaktiviert.
-
Ein
Frequenzinformationsanalysator 41 misst eine maximale erwärmte Region
auf der Grundlage der Intensitätsverteilung.
Die maximal erwärmte Region
ist räumlich
geringfügig
von dem Fokus versetzt. In Echos von Ultraschallwellen für die Intensitätsverteilungsbildgebung
sind nicht nur die Grundfrequenzkomponente sondern ebenfalls Oberwellenkomponenten
enthalten, die Signalkomponenten in Oberwellenfrequenzbändern sind,
wie in 14 gezeigt. Die Oberwellenfrequenzbänder sind
Bänder, die
jeweils an einem ganzzeitigen Vielfachen der ersten Grundfrequenz
f1 der Ultraschallwellen für
die Intensitätsverteilungsbildgebung
und der therapeutischen Ultraschallwellen zentriert sind. Je mehr
der Signalverlauf von Ultraschallwellen verzerrt ist, desto höher wird
der akustische Druck. Die Signalverlaufverzerrung erzeugt harmonische
Komponenten. D.h., ein Abschnitt, der viele Oberwellenkomponenten
enthält,
entspricht einer Region, bei der der akustische Druckpegel groß ist. Es
kann angenommen werden, dass diese Region eine ist, wo Wärme wahrscheinlich
erwärmt
wird. Der Frequenzinformationsanalysator 41 extrahiert
Oberwellenkomponenten aus dem empfangenen Signal. Die Intensitätsverteilung wird
auf der Grundlage der extrahierten Oberwellenkomponenten erzeugt.
Die Region, die einen vorbestimmten Intensitätspegel in der Intensitätsverteilung überschreitet,
wird als die maximal erwärmte
Region extrahiert. Die Verzögerungssteuerung
wird eingestellt, so dass die Position der maximal erwärmten Region
mit der Position des erkrankten Teils übereinstimmt.
-
Es
sei hier angenommen, dass die maximal erwärmte Region 103 von
einem erkrankten Teil 102 versetzt ist, wie in 15 gezeigt.
Bei diesem Beispiel wird ein dreidimensionales Ultraschallbild erzeugt.
Techniken zum Erzeugen von dreidimensionalen Ultraschallbildern
sind bekannt, wie in der ungeprüften
Japanischen Patentveröffentlichungen
Nr. 61-209643 und
5-300910 offenbart ist, und somit wird deren Beschreibung hier weggelassen.
Auf der Kathodenstrahlröhre
CRT 29 werden ein dreidimensionales Ultraschallbild, dreidimensionale
Koordinatenachsen 101, das erkrankte Teil 102 und
dreidimensionale Koordinaten 104, die die maximale erwärmte Region 103 darstellen,
angezeigt. Dieses dreidimensionale Koordinatensystem ist derart,
dass sein Ursprung (0, 0, 0) an einem Punkt 105 an dem
dreidimensionalen Bild platziert ist. Es sei angenommen, dass die
Koordinaten des erkrankten Teils 102 gleich (0, 8, 0) und
die Koordinaten der maximal erwärmten Region 103 gleich
(–1, 6,
0) sind. Auf der Grundlage der räumlichen
Verschiebung der maximal erwärmten
Region 103 mit Bezug auf das erkrankte Teil 102 steuert
der Systemcontroller 9 die Synchronisationsschaltung 18,
so dass eine Intensitätsverteilungsbildgebung
mit einer eingestellten Verzögerungssteuerung
ausgeführt
wird. Dieser Vorgang wird wiederholt, bis Koordinatenübereinstimmung
zwischen der maximal erwärmen
Region 103 und dem erkrankten Teil 102 erreicht
wird. Wenn die Koordinatenübereinstimmung
ausgeführt
ist, wird die Behandlung unter der Verzögerungssteuerung zu dieser
Zeit eingeleitet.
-
Wie
in 16A und 16B gezeigt,
können
die extrahierte maximal erwärmte
Region 103 und der Fokus durch eine quadratische Marke 110a bzw.
eine runde Marke 110b angezeigt werden, so dass sie voneinander
unterschieden werden können. Alternativ
können
sie durch Farben unterschieden werden. Ferner wird, wie in 16c gezeigt, eine Marke 110 angezeigt,
um Intensitätsvariationen
in der Intensitätsverteilung,
die auf der Grundlage von Oberwellenkomponenten erzeugt werden,
durch Farbvariationen, Variation in Farbtiefe, Helligkeitsvariationen
oder Konturlinien darzustellen.
-
Obwohl
der Fokus von therapeutischen Ultraschallwellen als die maximal
erwärmte
Region angegeben ist, kann die Intensität von Ultraschallwellen durch
Berechnungen mit dem gleichen Prinzip erhalten werden. In diesem
Fall wird die Wellenintensität in
mehrere Pegel unterteilt und durch ein graphisches Symbol oder eine
Farbe für
jeden Pegel angezeigt. Diese Vorgehensweise ist nicht nur wirksam,
wenn der Zweck der Bestrahlung definitiv gemacht wird, sondern ebenfalls
beim Sichergehen, dass die Zielintensität von Ultraschallwellen erhalten
wird oder die Vorrichtung im Normalbetrieb ist. Die Differenzen können durch
unterschiedliche Typen von Linien, wie beispielsweise eine durchgezogene
Linie, eine gepunktete Linie, etc. angezeigt werden.
-
(Fünftes Beispiel, das zum Verständnis der
Erfindung nützlich
ist)
-
17 zeigt
eine Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß einem
fünften Beispiel,
das zum Verständnis
der Erfindung nützlich ist.
In dieser Figur werden gleiche Bezugsziffern verwendet, um Teile
zu bezeichnen, die denen in 1 und 12 entsprechen,
und deren Beschreibung wird weggelassen. Eine Anzahl von piezoelektrischen
Wandlerelementen, die einen therapeutischen Ultraschallwandler 2 bilden,
können
jeweils einzeln durch einen entsprechenden Treiber 120 angesteuert werden.
Treiber 120 sind mit dem Systemcontroller 9 und
einer Treiberleistungsversorgung 121 verbunden und reagieren
auf Steuersignale von dem Systemcontroller, um ein Treibersignal
an ein entsprechendes piezoelektrisches Element anzulegen.
-
Die
Behandlung für
einen Calculus wird hier beschrieben. Um therapeutische Ultraschallwellen auf
einen Calculus zu fokussieren, wird zuerst ein erkranktes Teil (Calculus)
auf einem Ultraschallbild bestimmt, das durch den Ultraschallbildgebungsabschnitt 40 auf
einem empfangenen Signal rekonstruiert wurde, das durch die Bildgebungssonde 16 erfasst
wurde. Die Position des erkrankten Teils wird durch den Operator über die
Konsole 10 eingegeben. Die Koordinaten des erkrankten Teils
werden von dem Systemcontroller 9 berechnet. An den berechneten
Koordinaten des erkrankten Teils berechnet der Systemcontroller 9 die
Differenz in dem Treibertiming zwischen den piezoelektrischen Elementen, d.h.
Verzögerungszeiten,
die den jeweiligen piezoelektrischen Elementen zugeordnet sind,
so dass die therapeutischen Ultraschallwellen auf dem erkrankten
Teil fokussiert werden. Die Eingabe der Position des erkrankten
Teils kann durch ein automatisches Erfassungs- und Eingabesystem
durchgeführt
werden, wie in der Japanischen Patentanmeldung Nr. 4-261420 offenbart
ist.
-
Herkömmlicherweise
werden die Verzögerungszeiten
der Treibersignale zu den piezoelektrischen Wandlerelementen unter
der Annahme berechnet, dass der Prozess der Ultraschallwellenausbreitung
Linearität
aufweist. Die therapeutischen Ultraschallwellen (Schockwellen),
die so stark sind, um einen Calculus zu brechen, werden einem großen Nichtlinearitätseffekt
beim Prozess der Ausbreitung unterworfen. Gemäß dem herkömmlichen Berechnungsverfahren
wird daher der tatsächlich
gebildete Fokus von der Position des durch Berechnung erhaltenen
Fokus abweichen. Diese Abweichung ist auf der Referenzlinie, die
vertikal von dem zentralen Punkt des therapeutischen Ultraschallwandlers 2 gefällt wird,
nicht groß,
wobei sie jedoch an irgendeinem Punkt weg von der Referenzlinie
groß ist.
Die Abweichung ist unvermeidbar, weil der Abstand zu dem von der
Referenzlinie versetzten Fokus sich von piezoelektrischem Element
zu piezoelektrischem Element unterscheidet.
-
18 zeigt
eine Variation im Betrag der Abweichung bezogen auf Variationen
im Abstand zwischen der Achse (z-Linie)
und dem berechneten Fokus. Die Abweichung an der Seite nahe der
therapeutischen Ultraschallquelle wird positiv und die Abweichung
an der Seite fern von der Quelle von Wellen wird durch negativ dargestellt.
Für normale
In-vivo-Bildgebungsultraschallwellen
gibt es eine geringe Abweichung (☐). Für therapeutische Ultraschallwellen,
die viel stärker
als die Bildgebungsultraschallwellen (Schockwellen) sind, steigt
die Abweichung (x) mit ansteigendem Abstand zwischen der Referenzposition
und dem Fokus an. Dies liegt daran, weil die Wirkung der Nichtlinearität, die beim
Prozess der Ausbreitung von Ultraschallwellen auftritt, mit der Verschiebung
des Ausbreitungsabstands zu der voreingestellten Position gemäß der Verschiebung
von der Bezugszeit ansteigt.
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Bei
dem vorliegenden Beispiel werden die Koordinaten des erkrankten
Teils auf der Grundlage des Betrags der Abweichung korrigiert. Die
den piezoelektrischen Elementen zugeordneten Verzögerungszeiten
werden als herkömmlich
berechnet, so dass der Fokus in der korrigierten Koordinatenposition
gebildet wird. Dadurch kann der Fokus der therapeutischen Ultraschallwellen
dem erkrankten Teil mit hoher Genauigkeit angepasst werden. Bei
dem Speicher 75 werden der Abstand von der Referenzlinie, die
Intensität
von Ultraschallwellen (Betrag der Treibersignale) und der Betrag
der Abweichung in Kombination gespeichert. Der Systemcontroller 9 sucht den
Abstand zwischen der Position eines spezifizierten erkrankten Teils
und der Referenzlinie, liest den Betrag der Abweichung entsprechend
dem Abstand und die Intensität
von Ultraschallwellen (Größe von Treibersignalen)
aus dem Speicher 45, korrigiert die Position des erkrankten
Teils gemäß dem Betrag
der Abweichung und berechnet die den piezoelektrischen Elementen
zugeordneten Verzögerungszeiten,
so dass der Fokus in der korrigierten Position gebildet wird. Außerdem kann
der Speicher 45 den Abstand von der Referenzlinie, die
Intensität
von Ultraschallwellen und Korrekturwerte für Verzögerungszeiten entsprechend
dem Betrag der Abweichung in Kombination speichern. In diesem Fall
werden die als herkömmlich
für die
piezoelektrischen Elemente berechneten Verzögerungszeiten gemäß den Korrekturwerten
korrigiert, so dass die Ultraschallwellen auf dem erkrankten Teil
fokussiert werden.
-
Der
Fokus ist nicht ein Punkt, sondern er wird gebildet, um eine Größe aufzuweisen.
Somit kann die mögliche
Fokusposition des Geräts
eingestellt werden, wobei die Fokusgröße berücksichtigt wird.
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Anstatt
die Beträge
der Abweichung und die Korrekturwerte in dem Speicher 45 zu
speichern, können
sie durch den Systemcontroller 9 gemäß dem Abstand von der Referenzlinie
und der Ultraschallwellenintensität berechnet werden.
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(Sechstes Beispiel, das
zum Verständnis
der Erfindung nützlich
ist)
-
19 zeigt
eine Anordnung eines Verfolgungstyps einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung
gemäß einem
sechsten Beispiel, das zum Verständnis
der Erfindung nützlich
ist. In dieser Figur werden gleiche Bezugsziffern verwendet, um
Teile zu bezeichnen, die denen in 17 entsprechen,
und deren Beschreibung wird weggelassen. Eine Technik, um zu ermöglichen,
dass der Fokus der therapeutischen Ultraschallwellen ein erkranktes
Teil verfolgt, das sich mit der Atmungsbewegung bewegt, wie beispielsweise
einen Nierencalculus, die die Phasenarraytechnologie benutzt, ist
bekannt, wie in der Japanischen Patentveröffentlichung Nr. 6-26549 offenbart ist.
Ein Positionsdetektor 140 für ein erkranktes Teil erfasst
die Position eines erkrankten Teils in Echtzeit. Diese Erfassungstechnik
ist ebenfalls bekannt, wie in der Japanischen Patentanmeldung Nr.
4-261420 offenbart ist. Beispielsweise kann die Position eines erkrankten
Teils erfasst werden, indem die Differenz zwischen zwei aufeinanderfolgenden
Frames eines Ultraschall- oder CT-basierten Bildes genommen wird. Oder
die Position einer Spitze in Echos von Ultraschallwellen kann als
die Position eines Calculus erfasst werden.
-
Der
Positionsdetektor 140 legt die Positionsinformation eines
erkrankten Teils an den Systemcontroller 9 fortwährend oder
periodisch an. Die den piezoelektrischen Elementen zugeordneten
Verzögerungszeiten
werden berechnet, so dass der Fokus in der Position des erkrankten
Teils gebildet wird. An diesem Punkt wird durch Verwenden der Korrektur, die
in Verbindung mit dem fünften
Beispiel, das zum Verständnis
der Erfindung nützlich
ist, beschrieben wird, dem Fokus ermöglicht, das erkrankte Teil
mit hoher Genauigkeit zu verfolgen.
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Stattdessen,
dass der Fokus durch die Verzögerungssteuerung
bewegt wird, wie zuvor beschrieben, kann der Fokus von therapeutischen
Ultraschallwellen durch Einstellen des Brechungsindexes einer akustischen
Linse lokal bewegt werden.
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(Siebtes Beispiel, das
zum Verständnis
der Erfindung nützlich
ist)
-
Das
siebte Beispiel, das zum Verständnis
der Erfindung nützlich
ist, ist bestimmt, um Rauschen zu eliminieren, das in einem während der
Behandlung rekonstruierten Ultraschallbild gemischt ist. Die Rauschverringerung
wird durch den Ultraschalldiagnoseabschnitt 40 bei der
oben beschriebenen Ausführungsform
erreicht.
-
Wie
in 20A gezeigt, werden therapeutische Ultraschallwellen
als Burst-Wellen mit einer ersten Periode erzeugt. In-vivo Bildgebungs-Ultraschallimpulse
werden bei einer zweiten Periode erzeugt, die beträchtlich
kürzer
als die erste Periode ist. Echos jedes Ultraschallimpulses werden
vor der Übertragung
des nächsten
Ultraschallimpulses empfangen. Die Übertragung/der Empfang von
Bildgebungs-Ultraschallwellen
wird für
n Raster wiederholt. Eine Abtastung ist als ein Übertragungs-/Empfangsvorgang für ein Frame
definiert, die die Übertragung/den
Empfang von Ultraschallwellen n mal wiederholt, während die
Raster von einer zur anderen geändert
werden. Die Echos der therapeutischen Ultraschallimpulse sind im
Vergleich mit denen von Bildgebungs-Ultraschallimpulsen sehr stark.
Die Empfangsverstärkung wird
für die
Echos der Bildgebungs-Ultraschallimpulse
eingestellt. Aus diesem Grund werden, wenn eine Abtastung und eine
Applikation von therapeutischen Ultraschall-Bursts gleichzeitig
durchgeführt
werden, Abschnitte 153 eines Ultraschallbilds 150,
das den Intervallen entspricht, wenn therapeutische Ultraschallwellen
hoher Intensität
(Burst) erzeugt werden, als eine Region von extrem hoher Luminanz
angezeigt. Das zum Verständnis
der Erfindung nützliche siebte
Beispiel liefert verschiedene Verfahren zum Entfernen des Rauschens.
Eines dieser Verfahren kann in der Vorrichtung verwendet werden;
ansonsten können
alle Verfahren in die Vorrichtung aufgenommen sein, um es dem Operator
zu ermöglichen, optional
ein gewünschtes
auszuwählen.
-
(Erstes Verfahren)
-
21 ist
ein Timing-Diagramm des Timing von therapeutischen Ultraschallwellen
und des Timing von Abtastungen. Die Ultraschallwellen werden periodisch
bei der ersten Periode abgetastet. Eine Schnittebene eines Patienten
wird periodisch mit einer Periode (Frame-Periode) unabhängig von
der ersten Periode abgetastet.
-
22A, 22B und 22C zeigen Teil-Frames eines Gewebe-Tomographie-Bildes,
das durch aufeinanderfolgende Abtastungen erzeugt wurde. Ein Frame
eines Tomographie-Bildes ist mit mindestens einem Rauschstreifen 161 basierend
auf den therapeutischen Ultraschallwellen gemischt. Der Ultraschalldiagnoseabschnitt 40 wird
durch den Systemcontroller mit Synchronisationssignalen zum Bestimmen
des Timings der therapeutischen Ultraschallimpulse beliefert und
sucht einen Bereich auf dem Tomographie-Bild, wobei der Rauschstreifen 161 an der
Basis der Frame-Periode und der Synchronisationssignalen erscheint.
Der Abschnitt 40 entfernt den Bereich des Rauschstreifens 161 von
dem Bild 160C, das dem letzten Frame entspricht, und ergänzt diesen
Bereich mit den entsprechenden Bereichen auf den Bildern 160A und 160B,
die direkt vor diesem Bild 160C erzeugt wurden. Als Ergebnis
wird ein Frame eines Tomographie-Bildes 160D erzeugt, das
frei von dem Rauschstreifen 161 ist.
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(Zweites Verfahren)
-
Als
nächstes
wird das zweite Verfahren mit Bezug auf 23 beschrieben.
Die Bezugsziffer 171 zeigt das Timing von therapeutischen
Ultraschall-Bursts. Der Diagnoseabschnitt 40 unterbricht eine
Abtastung, während
ein therapeutischer Ultraschall-Burst angewendet wird. Wenn die
Applikation eines therapeutischen Ultraschallimpulses gestoppt ist,
startet der Diagnoseabschnitt 40 die Abtastung von dem
Raster erneut, das neben dem Raster zur Zeit der Unterbrechung ist.
-
(Drittes Verfahren)
-
34 ist ein Diagramm zur Verwendung bei der Erläuterung
des dritten Verfahrens, bei dem 181 das Timing von therapeutischen
Ultraschall-Bursts bezeichnet. Während
ein therapeutischer Ultraschall-Burst angewendet wird, empfängt der
Diagnoseabschnitt 40 weder ein Echo noch schreibt er ein empfangenes
Signal in einen Bildspeicher oder zeigt es auf der Kathodenstrahlröhre (CRT)
an, selbst wenn es eingeschrieben wurde. Somit wird ein Rauschabschnitt
auf dem Bild ausgeschwärzt,
wobei jedoch der weiße
Rauschabschnitt verschwindet.
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(Viertes Verfahren)
-
25A bis 25F und 26A bis 26D sind
Diagramme zur Verwendung bei der Erläuterung des vierten Verfahrens. 25B, 25F, 26B und 26D,
die das Timing von therapeutischen Ultraschall-Bursts und das Timing von
Abtastungen veranschaulichen, entsprechen 25A, 25C, 26A bzw. 26C. Wie in 25A und 25B gezeigt ist, wird das Timing von Abtastungen
mit Bezug auf therapeutische Ultraschall-Bursts durch den Diagnoseabschnitt 40 ausgewählt, so
dass Rauschstreifen 181 an beiden Endabschnitten eines
Tomographie-Bildes 190A erscheinen. Wie in 25C und 25D gezeigt
ist, wählt
der Diagnoseabschnitt 40 das Timing von Abtastungen mit
den therapeutischen Ultraschall-Bursts derart aus, dass ein Rauschstreifen 191 in
den zentralen Abschnitt eines Tomographie-Bildes 190B erscheint.
Wie in 25E und 25F gezeigt,
wählt der
Diagnoseabschnitt 40 das Timing von Abtastungen mit den
therapeutischen Ultraschall-Bursts derart aus, dass Rauschstreifen 191 in
Abschnitten verschieden von dem zentralen Abschnitt und den Endabschnitten
eines Bildes 190C erscheinen. Wie in 26A und 26B gezeigt,
wählt der
Diagnoseabschnitt 40 das Timing von Abtastungen mit den therapeutischen
Ultraschall-Bursts derart aus, dass ein Abschnitt von Interesse
(z.B. der Fokus) 201 nicht durch einen Rauschstreifen 202 verborgen
wird, und der letztere erscheint in dem Abschnitt der rechten Hälfte eines
Bildes 200. Wie in 26C und 26D gezeigt, wählt
der Diagnoseabschnitt 40 das Timing von Abtastungen mit
den therapeutischen Ultraschall-Bursts derart aus, dass ein Abschnitt
von Interesse (z.B. der Fokus) 201 nicht durch einen Rauschstreifen 202 verborgen
wird, und der letztere erscheint in dem linken halben Abschnitt
eines Bildes 200.
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(Achtes Beispiel, das
zum Verständnis
der Erfindung nützlich
ist)
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27 zeigt
eine Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß einem
achten Beispiel, das zum Verständnis
der Erfindung nützlich ist.
Bei dieser Ausführungsform
wird die therapeutische Ultraschallvorrichtung mit einer Magnetresonanz-Diagnosevorrichtung
kombiniert. Bei der Ultraschall-Thermotherapie
ist bedeutsam, eine hochgenaue Positionsabstimmung zwischen einem
erkrankten Teil und einer erwärmten
Region vor der Initiierung der Behandlung zu verwirklichen.
-
Die
Magnetresonanz-Diagnosevorrichtung kann die Temperaturverteilung
durch Benutzen der Temperaturabhängigkeit
von chemischen Verschiebungen und der Relaxationszeit T1 messen
(Y. Ishihara et al., Proc. 11th Ann. SMRM Meeting, 4803, 1992; H.
Kato et al. "Possible
application of noninvasive thermometry for hyperthermia using NMR", International Conference
on Cancer Therapy by Hyperthermia, Radiation, and Drugs, Kyoto,
Japan, Sept. 1981).
-
Außerdem kann
die Magnetresonanz-Diagnosevorrichtung eine lokale Region oder eine
Region einer beliebigen Form messen (C. J. Mardy und H. E. Cline,
Journal of Magnetic Resonance, Band 82, Seiten 647 bis 654, 1989;
J. Pauly et al., "Three-Dimensional π Pulse", Proc. 10th Ann.
SMRM Meeting, 493, 1991).
-
Ein
lebender Körper
weist eine respiratorische Bewegung und eine physiologische Bewegung auf.
Es ist daher bedeutsam, eine fehlerhafte Applikation von Ultraschallwellen
auf normales Gewebe und die aktuelle Temperatur eines erkrankten
Teils in Echtzeit während
der Ultraschall-Thermotherapie zu überwachen. Forscher experimentieren
mit einer neuen Art und Weise, die zweidimensionale Temperaturverteilung
zu benutzen, die durch die NMR-Vorrichtung zur Überwachung erhalten wurde. Mit
der Thermotherapie wird ein erkranktes Teil vorübergehend auf eine hohe Temperatur
erwärmt.
Somit erfordert die Überwachung
eine schnelle Antwortfähigkeit in
der Zeit (Echtzeit-Eigenschaft). Zusätzlich zu Temperaturdaten ist
es ebenfalls erforderlich, Daten zu erhalten, die die therapeutische
Wirkung mit einer hohen Zeitauflösung
angibt. Somit wird ein zeitauflösungsorientiertes
Instrumentierungssystem benötigt.
-
Bei
der NMR-Vorrichtung erfordert, um die Temperaturverteilung entsprechend
eines Frames zu messen, das Spin-Echo-Verfahren die Anzahl von Codierungsschritten
mal der Zeit je Anregung (Wiederholungszeit). Unter der Annahme,
dass die Wiederholungszeit gleich zwei Sekunden und die Anzahl von
Codierschritten gleich 128 ist, werden etwa fünf Minuten erforderlich sein.
In dem Fall des Feld-Echo-Verfahrens
oder des Echo-Planar-Verfahrens, wobei beide von diesen schneller
als das Spin-Echo-Verfahren sind, werden ebenfalls mehrere Sekunden
benötigt,
um die Temperaturverteilung für ein
Frame zu messen. Ferner ist ein Zeitverzug von etwa einigen Sekunden
für die
Bildrekonstruktion erforderlich, bis die Temperaturverteilung ausgegeben wird.
Daher ist die Echtzeit-Überwachung
durch die Temperaturverteilung schwierig zu implementieren.
-
Eine
andere Art und Weise, die Zeitauflösung zu erhöhen, könnte die Messung einer eindimensionalen
Temperaturverteilung und nicht der zweidimensionalen Temperaturverteilung
sein. Diese Art und Weise ist jedoch nicht vorzuziehen, weil die Möglichkeit,
dass eine erwärmte
Region von einer Messlinie abweichen kann, entlang der eine eindimensionale
Temperaturmessung durchgeführt
wird. Außerdem
verursacht die Dicke eines Schnitts den Teilvolumen-Effekt. Somit
entsteht die Möglichkeit, dass
die Spitzentemperatur gemessen wird, um ein wenig niedrig zu sein.
Außerdem
ist es mit der eindimensionalen Temperaturverteilung unmöglich, zu
bestimmen, ob eine Über-Erwärmung in
von der Messlinie unterschiedlichen Abschnitten auftritt.
-
Die
Aufgabe des achten Beispiels, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist,
besteht darin, es möglich
zu machen, die Temperatur mit hoher Zeitauflösung zu überwachen.
-
In 27 wird
ein statisches Magnetfeld, das den Magneten 211 bildet,
durch eine Anregungs-Leistungsversorgung 212 angetrieben,
um an einen Patienten 213 ein gleichförmiges statisches Magnetfeld
in der z-Richtung anzulegen. Gradientenspulen 214 werden
in den statischen Feldmagneten 211 platziert und durch
eine Treiberschaltung 216 angetrieben, um an den Patienten
Gradienten-Magnetfelder Gx, Gy und Gz in den drei orthogonalen x-,
y- und z-Richtungen anzulegen. Ein Radiofrequenz-Spule (RF-Spule) 218 wird
in die Gradientenspulen 214 platziert und von einem Sender 219 über einen
Duplexer 220 mit einem Radiofrequenz-Signal beliefert,
um ein Radiofrequenz-Magnetfeld zu erzeugen. Ein Empfänger 221 empfängt ein
Magnetresonanz-Signal von dem Patienten über die RF-Spule 218 und
den Duplexer 220. Als RF-Spule kann Verwendung von einer
sattelförmigen
Spule, einer verteilten konstanten Spule, einer Quadratur-Spule
oder einer Oberflächen-Spule
gemacht werden. Der Duplexer ermöglicht,
dass die RF-Spule 218 zwischen dem Sender 219 und
dem Empfänger 221 umgeschaltet
werden kann. Zur Zeit der Übertragung überträgt der Duplexer
ein RF-Signal von dem Transmitter 219 zu der Spule 218.
Zur Zeit des Empfangs führt er
ein empfangenes Signal von der Spule 218 zu dem Empfänger 221.
-
Ein
Ablaufcontroller 215 steuert die Treiberschaltung 216,
den Transmitter 219 und den Empfänger 221, um eine
vorbestimmte Impulsfolge auszuführen.
Der Empfänger
erfasst das empfangene Signal und begrenzt sein Band. Das Bandbegrenzte empfangene
Signal wird in eine Datenerfassungseinheit 222 gespeist,
die ihrerseits das empfangene Signal in Digitalform zur Anwendung
an einen elektronischen Computer 223 umwandelt. Der Computer führt eine
zweidimensionale Fourier-Transformation an den digitalen Daten durch,
um ein MR-Bild und ein Temperaturverteilungs-Bild zu rekonstruieren. Beide Bilder
werden dann an eine Bildanzeigeeinheit 225 angelegt und
auf ihrem Bildschirm angezeigt.
-
Ein
Ultraschall-Applikator umfasst eine Mehrzahl von piezoelektrischen
Elementen zum Erzeugen von therapeutischen Ultraschallwellen. Die therapeutischen
Ultraschallwellen werden auf den Patienten 213 durch eine
Kopplungs-Flüssigkeit,
wie beispielsweise entgastes Wasser, das in einem Wasserbeutel 228 enthalten
ist, angewendet.
-
Eine
Leistungsversorgung 229 zum Treiben des Applikators 226 wird
durch den Computer 223 gesteuert. Um zu ermöglichen,
dass sich der Fokus der Ultraschallwellen bewegen kann, wird der
Applikator 226 durch einen Bewegungsmechanismus 230 getragen,
der einen artikulierten mechanischen Arm umfasst. Es sei bemerkt,
dass die Bewegung des Fokus durch die Phasensteuerung für die piezoelektrischen
Elemente 227 erreicht werden kann.
-
Eine
Ultraschallsonde 231 für
In-vivo-Bildgebung ist an dem Applikator 226 in seiner
Mitte angebracht. Die Sonde wird durch einen Ultraschall-Diagnoseabschnitt 232 angesteuert,
um einen ebenen Schnitt des Patienten abzutasten. Gewebeschnitt-Bilddaten und Intensitätsverteilungsdaten werden
aus einem empfangenen Signal rekonstruiert und dann angezeigt. Das
Timing von Abtastungen wird durch den Computer 223 gesteuert.
Das Gewebeschnittbild und die Temperaturverteilungsdaten werden
von dem Ultraschall-Diagnoseabschnitt 232 zu dem Computer 223 gesendet.
Der Computer kombiniert das Gewebeschnitt-Bild oder die Intensitätsverteilung
und ein MR-Bild
oder ein Temperaturverteilungs-Bild.
-
Der
Computer 223 sucht den Punkt der maximalen Intensität auf der
Grundlage der Intensitätsverteilung
und akkumuliert, um die angelegte Energie von Ultraschallwellen
zu erhalten, kontinuierlich erhaltene Intensitätsverteilung und sucht zwei-
oder dreidimensionale Temperaturverteilung auf der Grundlage der
eindimensionalen Temperaturverteilung durch die MR-Vorrichtung und
die akkumulierte Intensitätsverteilung.
-
28 zeigt eine Schnitt-Ebenen-Bestimmungsprozedur. 29, 30 und 31 sind
ergänzende
Diagramme. Die Intensitätsverteilung
(erste Intensitätsverteilung)
auf einer ersten Ebene, die den Fokus enthält, wird erzeugt (S1 und S2).
Die Koordinaten des Punkts der maximalen Intensität (erster
Punkt maximaler Intensität)
der ersten Ebene wird auf der Grundlage der ersten Intensitätsverteilung gesucht
(S3). Die Intensitätsverteilung
(zweite Intensitätsverteilung)
auf einer zweiten Ebene, die den ersten punkt maximaler Intensität enthält und senkrecht
zu der ersten Ebene ist, wird erzeugt (S4 und S5). Die Koordinaten
des Punkts maximaler Intensität
(zweiter Punkt maximaler Intensität) wird auf der Grundlage der
zweiten Intensitätsverteilung
gesucht (S6). Die Koordinaten des wahren Punkts maximalen Intensität werden
auf der Grundlage der Koordinaten des zweiten Punkts maximale Intensität in der
Position der zweiten Ebene erfasst (S7). Eine Ebene mit dem wahren
Punkt maximaler Intensität
an ihrer Mitte wird als die Schnittebene für die MR-Vorrichtung bestimmt
(S8). Oder eine Linie mit dem wahren Punkt maximaler Intensität an ihrer
Mitte wird als eine Bildgebungslinie für die MR-Vorrichtung bestimmt.
Die somit bestimmte Ebene bzw. Linie wird durch die MR-Vorrichtung abgebildet,
um die zwei- oder eindimensionale Temperaturverteilung zu rekonstruieren. Die
echoplanare Technik wird zur Bildgebung verwendet. Die Temperaturverteilung
wird erhalten, indem die Differenz zwischen Phasenbildern vor und nach
der Therapie gebildet wird und die Änderungen in der Phase in Temperaturen
auf der Grundlage der Temperaturabhängigkeit von chemischen Verschiebungen
umgewandelt werden. Die Temperaturverteilung wird durch Umwandeln
von Änderungen
in einem Bildsignal in Temperaturen erhalten. In diesem Fall werden
die Intensitätsänderungen
in einem Bildsignal im Voraus aus Änderungen in der Relaxationszeit
T1 mit der Temperatur erfasst.
-
Die
Bestimmung einer Schnittebene oder -linie ermöglicht, dass eine zwei- oder
eindimensionale Temperaturverteilung, die an dem Punkt maximaler Intensität zentriert
ist, erhalten werden kann. Um den Teilvolumeneffekt aus den umgewandelten
Temperaturen zu entfernen, ist es vorzuziehen, Korrekturen basierend
auf einer vorhergesagten Verteilungsform durchzuführen, die
im Voraus erfasst wurde. Wie in 31 gezeigt,
wird die Spitzentemperatur in der Temperaturverteilung auf einem
MR-Bild (Gewebebild) angezeigt. Die räumlichen Änderungen in der Temperatur
werden durch Farbtöne
oder Konturlinien angezeigt. Wenn die Intensitätsverteilung eindimensional
ist, kann sie in graphischer Form angezeigt werden, die auf einem
MR-Bild überlagert
ist, wie in 33 gezeigt.
-
Der
Punkt maximaler Intensität
von Ultraschallwellen koinzidiert im Wesentlichen mit dem maximal
erwärmten
Punkt. Somit kann der Zustand des maximal erwärmten Punkts sicher überwacht
werden. Wenn die Temperaturen oder die Form der Temperaturverteilung
sich von vorbestimmten Verteilungen oder einer vorbestimmten Verteilung
unterscheiden, wird erwartet, dass die Kopplung zwischen der Bildgebungsonde 231 und
dem Patienten 213 schlecht ist. In einem derartigen Fall
stoppt der Computer 223 zwangsweise die Therapie, macht
dann einen Piep und gibt eine Warnnachricht aus.
-
34 zeigt ein Beispiel einer Impulsfolge zum Erhalten
einer eindimensionalen Temperaturverteilung. Ein Schnittauswahlprozess
wird zuerst in der x-Richtung durchgeführt, und dann wird ein Schnittauswahlprozess
in der y-Richtung durchgeführt,
wodurch ein MR-Signal von einer lokalen Region in der Form einer
Spalte entlang der z-Richtung
erfasst wird. Die Positionsinformation in der z- Richtung wird durch Frequenzcodieren
erhalten. Dadurch wird eine eindimensionale Temperaturverteilung
mit Bezug auf die z-Richtung erfasst. Natürlich kann eine schräge Bildtechnik
verwendet werden, um eine eindimensionale Temperaturverteilung in
einer gewünschten Richtung
zu erhalten.
-
Die
Ebenen, die durch Ultraschallwellen abgetastet werden, um nach dem
Punkt maximaler Intensität
zu suchen, müssen
nicht senkrecht zueinander sein. Beispielsweise können sie
parallel zueinander sein. Ein Vergleich wird zwischen Punkten maximaler
Intensität
in zwei parallelen Abtastebenen durchgeführt. Eine weitere Ebene der
Intensitätsverteilung
wird in der Nähe
des Punkts maximaler Intensität
in einer der beiden parallelen Abtastebenen erfasst, der größer in der
Intensität
als der Punkt maximaler Intensität
in den anderen der beiden parallelen Abtastebenen ist, und dann
wird der ähnliche
Vergleich zwischen den beiden Ebenen durchgeführt. Auf diese Art und Weise
wird der Vergleich wiederholt, bis ein Punkt erreicht ist, bei dem
die maximale Intensität
niedrig ist. Wenn die maximale Intensität niedrig ist, wird die Intensitätsverteilung
zwischen den beiden erfasst. Auf diese Art und Weise wird nach den
Punkten maximaler Intensität
der Reihe nach gesucht.
-
35 zeigt einen Prozessablauf, um eine zweidimensionale
Temperaturverteilung auf der Grundlage einer eindimensionalen Temperaturverteilung
und der Zeitanwendung von therapeutischen Ultraschallwellen mittels
einer MR-Vorrichtung
zu erhalten. Zuerst werden mehreren Intensitätsverteilungen auf mehreren
Abtastebenen erfasst (S11). Die dreidimensionalen Koordinaten des
Punkts maximaler Intensität
werden auf der Grundlage der Intensitätsverteilungen erhalten (S12).
Als nächstes
wird die eindimensionale Temperaturverteilung auf einer Linie gemessen,
die den bei S12 erfassten Punkt maximaler Intensität enthält. Die
höchste
Erwärmungstemperatur
in der eindimensionalen Verteilung wird erfasst (S16). Aus der somit
berechneten Intensitätsverteilung
(akkumulierte Verteilung), und der Zeit, die verbraucht wird, um
therapeutische Ultraschallwellen anzulegen, wird die bis jetzt angelegte
Ultraschallenergie erhalten. Die Temperaturen an anderen Punkten
werden basierend auf den Intensitätsverteilungen erhalten, wodurch
ermöglicht
wird, dass die zweidimensionale Temperaturverteilung vorhergesagt
werden kann (S17). Die proportionale Beziehung zwischen der angelegten
Ultraschallenergie und der Temperatur ist relativ zuverlässig. Ferner
kann ihre Zuverlässigkeit
durch Erfassen der maximalen Temperatur mit einem Ein-Linien-Temperatur-Messverfahren durch
MRI-Phasenverschiebung und durch Zurückführen der höchsten Temperatur auf die berechnete
Temperaturverteilung verbessert werden. Sogar wenn sich der Patient
während
der Therapie bewegt, wird eine genauere Therapie möglich, weil die
zweidimensionale Temperaturverteilung in Echtzeit durch Verwenden
der Intensitätsverteilungen, der
verbrauchten Zeit, um die therapeutischen Ultraschallwellen anzulegen
und der Temperatur, die mit einem Ein-Linien-Temperatur-Messverfahren
durch NMR-Phasenverschiebung gemessen wurde, erfasst werden kann.
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Die
in Echtzeit erhaltene zweidimensionale Temperaturverteilung kann
zur Steuerung von therapeutischen Ultraschallwellen-Applikationsbedingungen
verwendet werden. Beispielsweise wird, wie in 36 gezeigt, ein Vergleich zwischen der Temperaturverteilung,
die von den Applikationsbedingungen erwartet wird, und der tatsächlich gemessenen
Temperaturverteilung durchgeführt.
Wenn die Differenz zwischen den beiden eine Schwelle überschreitet oder
eine unerwartete Region übererwärmt wird,
wird die Applikation von Ultraschallwellen gestoppt oder ein Piepen
erzeugt oder eine Warnnachricht angezeigt. Alternativ wird die Intensität von Ultraschallwellen
auf eine derartige Situation gesteuert. Wenn die gemessene Temperatur
beispielsweise niedriger als die eingestellte Temperatur ist, wird
die Ultraschallintensität
angehoben.
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Gemäß dem achten
Beispiel, das zum Verständnis
der Erfindung nützlich
ist, erlaubt die therapeutische Ultraschallvorrichtung mit MRI,
dass die Temperatur eines erkrankten Teils genau während der
Temperatur gemessen und die Temperaturverteilung mit hoher Geschwindigkeit
erfasst werden kann.
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(Neuntes Beispiel, das
zum Verständnis
der Erfindung nützlich
ist)
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37 zeigt eine Anordnung einer Ultraschall-Applikationsvorrichtung
gemäß einem
neunten Beispiel, das zum Verständnis
der Erfindung nützlich
ist. In dieser Figur werden gleiche Bezugsziffern verwendet, um
Teile zu bezeichnen, die denen in 1 und 6 entsprechen,
und deren Beschreibung wird weggelassen. Der Ultraschall-Diagnoseabschnitt 40 wird
mit einer MTI-Betriebseinheit (MTI = moving target indication) 400 ausgestattet,
die einen Quadraturdetektor, einen A/D-Wandler, ein MTI-Filter,
einen Autokorrelator und eine Betriebseinheit umfasst, und eine
zweidimensionale Verteilung von Bewegungsinformation über ein
bewegtes Ziel, wie beispielsweise Blutströmung, auf der Grundlage der
Phasendifferenz zwischen empfangenen Signalen wegender Bewegung
des Ziels erfasst. Die zweidimensionale Verteilung der Bewegungsinformation wird
in Farbe auf der Anzeige in dem Ultraschall-Diagnoseabschnitt 40 angezeigt.
Die MTI-Betriebseinheit 400 ist dem Fachmann bekannt, und
somit wird deren ausführliche
Beschreibung hier weggelassen. Siehe beispielsweise Medical Ultrasonic
Equipment Handbook, herausgegeben von Electronic Industries Association
of Japan, Seiten 172 bis 175, Corona Company, Tokyo, Japan.
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Der
Diagnoseabschnitt 40 legt ein Synchronisationssignal 101 (erstes
Synchronisationssignal) an einen Timing- Signalgenerator 180 an. Das
Synchronisationssignal 101 wird als ein Impulszug von Impulsen
mit einer vorbestimmten Dauer und einer festen Periode definiert.
Der Ultraschall-Diagnoseabschnitt 40 veranlasst
eine Bildgebungssonde 16, Bildgebungs-Ultraschallwellen
nach Ablauf einer vorbestimmten Zeit (dt) von der Vorderflanke des
ersten Synchronisationssignals 101 anzulegen.
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Der
Timing-Signalgenerator 180 reagiert auf das erste Synchronisationssignal 101,
um ein zweites Synchronisationssignal 102 zu erzeugen,
das als ein Impulszug von Impulsen mit einer vorbestimmten Dauer
und der gleichen Periode wie das erste Synchronisationssignal 101 definiert
wird. Die Ultraschallwellen zur Bildgebung der Intensitätsverteilung werden
an die Vorderflanke des Synchronisationssignals 102 angelegt.
Somit sind die ersten und zweiten Synchronisationssignale außer Synchronisation. Die
Zeitdifferenz zwischen den ersten und zweiten Synchronisationssignalen
wird auf dt eingestellt. Diese Zeitdifferenz wird durch den Systemcontroller 9 eingestellt,
so dass In-vivo-Bildgebungs-Ultraschallwellen und Ultraschallwellen
zur Bildgebung der Intensitätsverteilung
an dem Fokus zur gleichen Zeit ankommen. Die Grundlage zum Berechnen
der Zeitdifferenz dt ist die gleiche wie das in Verbindung mit der
ersten Ausführungsform
und dem ersten Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist, beschriebene
Verfahren.
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Das
zweite Synchronisationssignal 102 wird von dem Timing-Signalgenerator 180 an
eine Phasenverschiebungs-Einrichtung 470 über einen
Schalter 480 angelegt. Die Phasenverschiebungs-Einrichtung 470 verschiebt
die Phase des zweiten Synchronisationssignals 102, um ein
drittes Synchronisationssignal 103 zu erzeugen.
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38 zeigt eine Anordnung der Phasenverschiebungs-Einrichtung 470,
und 38 zeigt eine Zeitbeziehung
zwischen den ersten und dritten Synchronisationssignalen 101 und 103.
Die Phasenverschiebungs-Einrichtung 470 umfasst programmierbare
N-modulo-Zähler 201 und 202,
eine Steuerschaltung 203, die als das Steuerzentrum dient,
einen Eingangspuffer 204, einen Zähler 205, einen Referenztaktgenerator 206,
eine Referenztakt-Kennlinien-Einstellschaltung 207 und
einen Ausgangspuffer 208. Das dritte Synchronisationssignal 103 wird
als ein Impulszug von Impulsen mit einer vorbestimmten Dauer definiert.
Der Referenztaktgenerator 206 erzeugt Takte mit einer Periode
von T2. T2 ist viel kürzer
als das Synchronisationssignal 102. Der Operator kann T2
auf jeden gewünschten
Wert, beispielsweise auf ein Zehntel der Periode des Synchronisationssignals 102,
einstellen. Der programmierbare N-Skalenzähler 201 erzeugt einen
Impuls, wann immer der Zählwert
der Takte von dem Referenztaktgenerator 206 N erreicht.
Der Impuls wird als das dritte Synchronisationssignal 103 von
dem Ausgangspuffer 208 ausgegeben.
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In
der programmierbaren N-Skalen-Zählerschaltung 201 eingestelltes
N wird jedes Mal inkrementiert, wenn ein Synchronisationssignal 102 ausgegeben
wird. N wird durch ein Rücksetzsignal
auf 1 zurückgesetzt,
das die Steuerschaltung 203 jedes Mal ausgibt, wenn die
Periode abläuft,
die der Operator eingestellt hat. Der Operator stellt N2 des
Synchronisationssignals 102 ein, so dass ein Rücksetzsignal
jedes Mal ausgegeben wird, wenn es eine Eingabe gibt. N2 wird
in der programmierbaren N-Skalen-Zählerschaltung 202 eingestellt.
Wenn das Synchronisationssignal 102 N2 Male
eingegeben wird, gibt die programmierbare N-Skalen-Zählerschaltung 202 ein
Rücksetzsignal
an die Steuerschaltung 203 aus. Der Wert für N2 kann nach Bedarf geändert werden.
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Ein
Signalverlauf-Generator 460 reagiert auf das dritte Synchronisationssignal 103,
um Treiberimpulse an den therapeutischen Ultraschallwandler 2 anzulegen,
wodurch Ultraschallimpulse zur Bildgebungs-Intensitätsverteilung erzeugt
werden.
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Die Übertragung
von In-vivo-Bildgebungs-Ultraschallwellen
wird nach Ablauf einer vorbestimmten Zeit von der Vorderflanke des
ersten Synchronisationssignals durchgeführt.
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Das
zweite Synchronisationssignal 102 wird durch den Timing-Signalgenerator 180 für die gleiche Zeitspanne
wie für
das erste Synchronisationssignal erzeugt, wobei es jedoch um eine
Zeit dt verschoben ist.
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Das
durch die Phasenverschiebungs-Einrichtung 470 gemäß dem zweiten
Synchronisationssignal erzeugte dritte Synchronisationssignal 103 wird
mit Bezug auf das zweite Synchronisationssignal um eine Zeit in
dem Bereich von T2 auf weniger als N2 × T2 verzögert.
Die Verzögerungszeit
wird um T2 bei jedem Impuls in dem zweiten
Synchronisationssignal inkrementiert. Wenn die maximale Verzögerungszeit
erreicht ist, wird eine Rückkehr
zu T2 durchgeführt. Die Verzögerungszeit
wird in jedem derartigen Zyklus geändert.
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Die
Ultraschallimpulse zur Intensitätsverteilungs-Bildgebung werden
wiederholt als Reaktion auf das dritte Synchronisationssignal erzeugt.
Wenn die Verzögerungszeit
Null ist, werden Echos von dem Fokus von Ultraschallimpulsen zur
Bildgebungs-Intensitätsverteilung
von der Bildgebungssonde 16 gleichzeitig mit Echos von
dem Fokus der In-vivo-Bildgebungs-Ultraschallwellen empfangen. Wenn die
Verzögerungszeit
ungleich Null ist, werden andererseits die Echos von dem Fokus der
therapeutischen Ultraschallimpulse von der Bildgebungssonde um die
oben erwähnte
Verzögerungszeit
früher
als Echos von dem Fokus der Bildgebungs-Ultraschallwellen empfangen.
Die Verzögerungszeit
wird bei jedem therapeutischen Ultraschallimpuls um T2 inkrementiert.
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Somit
wird die Phase eines empfangenen Echosignals bei jedem Ultraschallimpuls
zur Intensitätsverteilungs-Bildgebung geändert.
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Die
Echo-Komponenten der Ultraschallimpulse für die Intensitätsverteilungs-Bildgebung
laufen durch das MTI-Filter,
da sie in der Phase unterschiedlich sind. Sie werden dann als die
Intensitätsverteilung
auf der zweidimensionalen Verteilung von Bewegungsinformation sich
bewegender Ziele durch die MTI-Betriebseinheit 400 abgebildet.
Auf diese Art und Weise kann die Intensitätsverteilung beispielsweise
zusammen mit der Blutströmung
durch die MTI-Betriebseinheit 400 abgebildet werden.
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Abhängig von
dem Verbindungszustand des Schalters 480 ist es möglich, das
zweite Synchronisationssignal 102 direkt an den Signalverlauf-Generator 460 anzulegen.
In diesem Fall wird die Intensitätsverteilung
durch normale B-Modus-Verarbeitung erhalten.
Die Anordnung der Phasenverschiebungs-Einrichtung 470 ist nicht auf
die von 38 begrenzt. In dem obigen
wurde die Verzögerungszeit beschrieben,
wie sie regelmäßig in Einheiten
von T2 geändert wird. Die Verzögerungszeit
kann zufällig geändert werden.
Dies wird statt durch die Phasenverschiebungs-Einrichtung 470 durch
die Vorkehrung einer Jitter-Schaltung implementiert, die die Impuls-Wiederholungsperiode
des zweiten Synchronisationssignals 102 unregelmäßig macht.
In dem obigen werden die Phasendifferenzen durch Einstellen des
Timing von Ultraschallimpulsen zur Bildgebungs-Intensitätsverteilung
erfasst. Stattdessen können
die Phasendifferenzen den empfangenen Echosignalen vermittelt werden.
Außerdem
wird das dritte Synchronisationssignal bezogen auf das erste Synchronisationssignal
eingestellt. Stattdessen kann die Periode des ersten Synchronisationssignals
bezogen auf das dritte Synchronisationssignal geändert werden, dessen Periode
mit einer konstanten Periode festgelegt ist.
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(Zehntes Beispiel, das
zum Verständnis
der Erfindung nützlich
ist)
-
40 zeigt eine Anordnung einer Ultraschall-Applikationsvorrichtung
gemäß einem
zehnten Beispiel, das zum Verständnis
der Erfindung nützlich ist.
In dieser Figur werden gleiche Bezugsziffern verwendet, um Teile
zu bezeichnen, die denen in 1, 6 und 37 entsprechen,
und deren Beschreibung wird weggelassen. Der Ultraschall-Diagnoseabschnitt 40 umfasst
ein B-Modus-Verarbeitungssystem und ein Intensitätsverteilungs-System, die einen Sender/Empfänger 402,
einen digitalen Abtastwandler 412 und eine Kathodenstrahlröhre (CRT) 413 gemeinsam
benutzen.
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Das
B-Modus-Verarbeitungssystem, das angepasst ist, um ein B-Modus-Bild
auf der Grundlage von empfangenen Signalen von dem Sender/Empfänger 402 zu
erzeugen, umfasst einen Detektor 409, eine Verstärkungs-Einstelleinrichtung 410 und
einen A/D-Wandler (A/D) 411. Der Detektor 409 erfasst
die empfangenen Signale von dem Sender/Empfänger 409. Die Verstärkungs-Einstelleinrichtung 410 verstärkt die
erfassten Signale von dem Detektor 409. Der A/D-Wandler 411 wandelt
die verstärkten
erfassten Signale in digitale Form um.
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Das
Intensitätsverteilungs-Verarbeitungssystem,
das angepasst ist, um eine Intensitätsverteilung auf der Grundlage
von empfangenen Signalen von dem Sender/Empfänger 402 zu erzeugen,
umfasst einen Quadratur-Phasendetektor 414, eine Verstärkungs-Einstelleinrichtung 407 und
einen A/D-Wandler
(A/D) 408.
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Der
Quadratur-Phasendetektor 414 umfasst einen Mischer 404 und
ein Tiefpass-Filter 406, um aus den empfangenen Signalen
die Komponenten in dem höchsten
Energieband zu extrahieren, die Ultraschallwellen zur Bildgebungs-Intensitätsverteilung zugeordnet
sind (Hoch-Energieband-Komponenten). Die
Hoch-Energieband-Komponenten sind Komponenten in dem Band (Grundwellenband),
das bei der Grundfrequenz f1, d.h. den Grundwellen-Komponenten,
oder Komponenten in einem Band (Oberwellen-Band), das bei einer
höheren
Frequenz zentriert ist, das ein ganzzahliges Vielfaches der Grundfrequenz
f1 ist, d.h. den Oberwellen-Komponenten.
Der Mischer 405 multipliziert die empfangenen Signale von
dem Sender/Empfänger 402 und
ein Referenzsignal einer Referenzfrequenz von einem Signalgenerator 502.
Die Referenzfrequenz ist die Grundfrequenz f1 der therapeutischen
Ultraschallwellen oder eine Frequenz, die ein ganzzahliges Vielfaches
von f1, d.h. n × f1
ist.
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Der
Quadratur-Detektor 401 kann durch ein Bandpass-Filter ersetzt werden.
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Die
Referenzfrequenz kann auf die folgende Art und Weise gesucht werden.
Das heißt,
eine Spektralanalyse wird von den von der Bildgebungssonde 16 empfangenen
Signale in einer Berechnungseinheit 44 durchgeführt, eine
Frequenzkomponente der höchsten
Energie wird aus dem Spektrum extrahiert, und diese Frequenz-Komponente
oder eine Frequenz nahe dieser Frequenz wird als die Referenzfrequenz
ausgewählt.
In diesem Fall steuert der Systemcontroller 9 den Signalgenerator 502,
so dass das Referenzsignal bei der somit gesuchten Referenzfrequenz
erzeugt wird.
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Indem
dies getan wird, kann die Frequenz bei der höchsten Energie aus dem empfangenen
Signal erfasst werden. Die Erfassung der Frequenz bei der höchsten Energie
kann während
der Therapie jedes Mal wiederholt werden, wenn ein Echosignal empfangen
wird, oder kann mit regelmäßigen Intervallen
wiederholt werden, oder kann einmal vor der Therapie durchgeführt werden,
wobei in diesem Fall die einmal gesuchte Referenzfrequenz danach
festgelegt wird. Alternativ kann der Operator die Referenzfrequenz
einstellen.
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Die
Verstärkungs-Einstellvorrichtung 407 verstärkt das
erfasste Signal von dem Quadratur-Phasendetektor 414. Der
A/D-Wandler 408 wandelt das verstärkte erfasste Signal in digitale
Form um.
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Ein
durch das B-Modus-Verarbeitungssystem erzeugte B-Modus-Bild und ein durch das Intensitätsverteilungs- Verarbeitungssystem
erzeugte Intensitätsverteilungs-Bild
werden in ein Bild-Frame durch den digitalen Abtastwandler 412 kombiniert und
dann auf der Kathodenstrahlröhre
(CRT) 413 angezeigt.
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Die
somit erhaltenen B-Modus-Bilddaten und die Intensitätsverteilungs-Daten
werden in ein Frame eines Bildes in dem digitalen Abtastwandler
kombiniert und dann auf der Kathodenstrahlröhre CRT 412 angezeigt.
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Die
Intensitätsverteilung
wird aus den aus dem empfangenen Signal extrahierten Hoch-Energieband-Komponenten
auf diese Art und Weise erzeugt, was ermöglicht, dass eine Region hoher
Intensität,
wie beispielsweise der Fokus, hervorgehoben wird. Somit wird es
möglich,
die Positionsbeziehung zwischen dem Fokus und dem erkrankten Teil
zu prüfen
und sicherzugehen, dass normale Regionen nicht mit starken Ultraschallwellen
bestrahlt werden, was ermöglicht,
dass eine sichere und verlässliche
Therapie implementiert wird.
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Die
ersten und zweiten Verstärkungen
können
getrennt eingestellt werden, weil das empfangene Signal und die
aus dem empfangenen Signal extrahierten Hoch-Energieband-Komponenten getrennt verarbeitet
werden.
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(Elftes Beispiel, das
zum Verständnis
der Erfindung nützlich
ist)
-
42 zeigt eine Anordnung einer therapeutischen
Ultraschallvorrichtung gemäß einem
elften Beispiel, das zum Verständnis
der Erfindung nützlich ist.
In dieser Figur werden gleiche Bezugsziffern verwendet, um Teile
zu bezeichnen, die denen in 1, 6, 37 und 40 entsprechen,
und deren Beschreibung wird weggelassen.
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Der
Ultraschall-Diagnoseabschnitt 40 ist in der Anordnung mit
einem allgemeinen Ultraschall-Diagnoseabschnitt identisch, der einen
Analogabschnitt, einen FFT-Abschnitt, einen MTI-Abschnitt und einen
Anzeigeabschnitt umfasst. Der Analogabschnitt umfasst einen Quadratur-Phasendetektor
mit einem Mischer 405 und einem Tiefpass-Filter 406.
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Ein
Schalter 601 verbindet einen Oszillator oder einen Signalgenerator 502 mit
einem Mischer 405 unter der Steuerung des Systemcontrollers 9. Der
Oszillator erzeugt ein erstes Referenzsignal. Der Signalgenerator 502 erzeugt
ein zweites Referenzsignal. Die Frequenz des ersten Referenzsignals
wird eingestellt, um in dem Band für die Bildgebungs-Ultraschallwellen
zu sein. Die Frequenz des zweiten Referenzsignals wird eingestellt,
um indem Bandes für
die Ultraschallimpulse zur Intensitätsverteilungs-Bildgebung zu
sein.
-
Wie
bei dem neunten Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist,
um zu ermöglichen,
dass die Intensitätsverteilung
aus MTI-Filterausgaben erzeugt wird, wird eine Jitter-Vermittlungsschaltung 608 zwischen
einem Timing-Signal-Generator 180 und einem Signalverlauf-Generator 460 geschaltet,
der ein Jitter auf ein Synchronisationssignal 102 vermittelt,
das das Timing von Ultraschallimpulsen zur Intensitätsverteilungs-Bildgebung
bestimmt. Statt des Bereitstellens der Jitter-Vermittlungsschaltung
kann die MTI-Betriebseinheit
zur Intensitätsverteilungs-Bildgebungszeit
getrennt sein. In diesem Fall kann die Anzahl von Malen der Übertragung
je Raster (eine Zeile eines Ultraschall-Tomographiebildes) gleich eins gemacht
werden. Somit werden die Frame-Rate und die Echtzeiteigenschaft
verbessert, und die Temperaturerhöhung in einem lebenden Körper aufgrund
der Applikation von Ultraschallwellen wird geprüft.
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Zur
Zeit der zweidimensionalen Farb-Doppler-Bildgebung wird das erste
Referenzsignal von dem Oszillator an den Mischer 405 durch
den Schalter 601 angelegt. Zur Zeit der Intensitätsverteilungs-Bildgebung
wird andererseits das zweite Referenzsignal von dem Signalgenerator 502 an
den Mischer 405 durch den Schalter 601 angelegt.
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Die
zweidimensionale Farb-Doppler-Bildgebung wird auf der Grundlage
von Frequenzkomponenten hoher Energiedichte in Echos von In-vivo-Bildgebungs-Ultraschallwellen
durchgeführt.
Andererseits wird die Intensitätsverteilungs-Bildgebung auf
der Grundlage von Frequenzkomponenten hoher Energiedichte in Echos
von Ultraschallwellen zur Intensitätsverteilungs-Bildgebung durchgeführt.
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Somit
können
die zweidimensionale Farb-Doppler-Bildgebung und die Intensitätsverteilungs-Bildgebung
mit hoher Genauigkeit durchgeführt
werden.
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43 zeigt eine Prozedur, die zur der Intensitätsverteilungs-Bildgebung
führt.
Zuerst wird der Name der mit dem Ultraschall-Diagnoseabschnitt 40 verbundenen
Bildgebungssonde 16 von dem Operator in den Systemcontroller 9 über die
Konsole 10 eingegeben (S21). Der Speicher 45 speichert
die Namen von verschiedenen Typen von Bildgebungssonden und ihre
Frequenzkennlinien. Die Frequenzkennlinien der mit dem Diagnoseabschnitt
verbundenen Sonde wird aus dem Speicher 45 in den Systemcontroller 9 gelesen
(S22). Die Prozesse S21 und S22 können durch einen Prozess (S23)
ersetzt werden, bei dem die Empfindlichkeitskennlinie der verwendeten
Sonde direkt von dem Operator in den Systemcontroller 9 über die
Konsole 10 eingegeben wird.
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Die
Frequenzkennlinie des therapeutischen Ultraschallwandlers 2,
genauer gesagt seine inhärente
Resonanzfrequenz, wird von dem Operator in den Systemcontroller 9 durch
die Konsole 10 eingegeben (S24). Die Treiberfrequenz des
therapeutischen Ultraschallwandlers 2 wird durch den Systemcontroller 9 aus
der Frequenzkennlinie der Sonde 16 und der Resonanzfrequenz
des therapeutischen Ultraschallwandlers 2 berechnet (S25).
Wie in 44 gezeigt ist die Treiberfrequenz
f die Resonanzfrequenz des therapeutischen Ultraschallwandlers 2 innerhalb
des Bands des Wandlers 2 oder ein ganzzahliges Vielfaches
der Resonanzfrequenz des Wandlers 2 und liegt innerhalb
des Hochempfindlichkeitsbandes der Bildgebungssonde 16.
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Die
Kennlinien des Ultraschall-Diagnoseabschnitts 40 werden
gemäß der Treiberfrequenz
fTreiber eingestellt (S26). Genauer gesagt werden die Filterungskennlinien
in dem Diagnoseabschnitt 40 von dem Systemcontroller 9 gemäß der Treiberfrequenz fTreiber
eingestellt. Die Intensitätsverteilungs-Bildgebung
wird als nächstes
eingeleitet (S27).
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Das
Treiben des therapeutischen Ultraschallwandlers 2 bei der
Treiberfrequenz fTreiber zur Zeit der Intensitätsverteilungs-Bildgebung ermöglicht,
dass der Gesamtwirkungsgrad einschließlich des Wirkungsgrads der Übertragung
durch diesen Wandler und des Wirkungsgrads des Empfangs durch die
Bildgebungssonde 16 erhöht
werden kann.
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45 zeigt eine Prozedur zum Einstellen der Referenzfrequenz.
Intensitätsverteilungs-Bildgebungs-Ultraschallimpulse
werden von dem therapeutischen Ultraschallwandler 2 angelegt
(S31). Die Echos werden von der Bildgebungssonde 16 empfangen
(S32). Das empfangene Echosignal wird einer schnellen Fourier-Transformation
in der Berechnungseinheit 440 unterworfen, so dass ein
Frequenzspektrum erhalten wird (S33). In diesem Frequenzspektrum
wird die Frequenz der höchsten
Energiedichte von der Berechnungseinheit 440 ausgewählt (S34).
Die Schwingungsfrequenz des Signalgenerators 502 wird auf
eine Frequenz verriegelt, die geringfügig von der ausgewählten Frequenz
versetzt ist (S35). Das Referenzsignal bei der verriegelten Frequenz
wird von dem Signalgenerator 502 an den Mischer 405 angelegt
(S36).
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Obwohl
der therapeutische Ultraschallwandler und die Bildgebungssonde getrennt
bereitgestellt werden, kann die Sonde verwendet werden, um therapeutische
Ultraschallwellen und Ultraschallimpulse zur Intensitätsverteilungs-Bildgebung
zu erzeugen. In diesem Fall ist, um Ultraschallimpulse zur Bildgebungs-Intensitätsverteilung
und Bildgebungs- Ultraschallwellen
gleichzeitig zu erzeugen, ein Treibersignal für piezoelektrische Elemente
erforderlich, um ein elektrisches In-vivo-Signal zur Bildgebungs-Intensitätsverteilung
und ein elektrisches Signal zur Bildgebung aufzuweisen, die überlagert
werden.
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(Zwölftes Beispiel, das zum Verständnis der
Erfindung nützlich
ist)
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46 zeigt eine Anordnung einer therapeutischen
Ultraschallvorrichtung gemäß einem
zwölften Beispiel,
das zum Verständnis
der Erfindung nützlich ist.
In dieser Figur werden gleiche Bezugsziffern verwendet, um Teile
zu bezeichnen, die denen in 1, 6 und 37 entsprechen,
und deren Beschreibung wird weggelassen. Der Ultraschalldiagnoseabschnitt 40 umfasst
eine RF-Schaltung 51 zum Senden/Empfangen von Ultraschallwellen
durch die Bildgebungssonde 16, einen Bildrekonstruktionsabschnitt 52 zum
Rekonstruieren eines B-Modusbildes eines Patienten aus einem empfangenen
Echosignal von der Sonde, einen Ultraschallbedingungsbildgebungsabschnitt 53 zur
Bildgebung der Intensitätsverteilung
von Ultraschallwellen von dem empfangenen Echosignal durch die Sonde,
und einen Anzeigeabschnitt 54 zum Anzeigen des B-Modusbildes
und der Intensitätsverteilung.
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Die
RF-Schaltung 51 legt Treibersignale an die Sonde 16 zu
vorbestimmten Zeiten an und verstärkt empfangene Echosignale
von der Sonde 16. Außerdem
extrahiert die RF-Schaltung
Signalkomponenten, die für
die Intensitätsverteilung
angepasst sind, aus dem empfangenen Echosignal zur anschließenden Anlegung
an den Ultraschallverteilungsbedingungsbildgebungsabschnitt 53.
Dieser Extrahierungsprozess wird durch ein Tiefpassfilter, ein Bandpassfilter
oder einen Quadraturdetektor durchgeführt.
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Mit
dem Anzeigeabschnitt 54 sind ein therapeutischer Effektschätzabschnitt 61 und
ein Verteilungskorrekturabschnitt 62 verbunden. Als ein
Ergebnis der Kavitation, von Variationen in akustischen Kennlinien
von Gewebe aufgrund thermischer Metamorphose und so weiter, wird
sich eine Behandlungsregion, bei der thermische Metamorphose und
Nekrose tatsächlich
auftreten, von dem Fokus zu der Seite des Applikators 1 verschieben.
Die Größe der Behandlungsregion
hängt von
der Zeit ab, die verbraucht wird, um akustische Energie anzuwenden, und
ist nicht gleich der Größe des Fokus.
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Der
therapeutische Effektschätzabschnitt 61 bestimmt
die Größe und Position
der Behandlungsregion und führt
an dem Anzeigeabschnitt 54 einen Prozess durch, der erforderlich
ist, um eine Behandlungsregion-Anzeigemarke in der bestimmten Größe und der
bestimmten Position anzuzeigen.
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Der
Verteilungskorrekturabschnitt 62 führt an dem Anzeigeabschnitt 54 einen
Prozess durch, der erforderlich ist, um die räumliche Verschiebung der Intensitätsverteilung
bezogen auf das B-Modusbild zu korrigieren. Der Betrag der Korrektur
für die
räumliche
Verschiebung der Intensitätsverteilung
unterscheidet sich von Abtastebene zu Abtastebene. Der Betrag der
Korrektur wird im Voraus berechnet und in einem internen Speicher
des Verteilungskorrekturabschnitts 62 gespeichert. Der
Betrag der Korrektur wird wie folgt berechnet. Es sei der therapeutische Ultraschallwandler 2 als
ein Haufen winziger Schallquellen betrachtet. Durch Überlagern
einer Ultraschallwelle von jeder Quelle kann der Zustand von Wellen
im homogenen Medium für
jede Position erhalten werden. Der Betrag der Korrektur wird auf
der Grundlage des Zustands von Wellen berechnet. Obwohl in 46 der Verteilungskorrekturabschnitt 62 Positionsinformation über die
Intensitätsverteilung von
dem Anzeigeabschnitt 54 empfängt, kann er die Positionsinformation
von dem Systemcontroller 9 empfangen.
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Der
Betrieb des vorliegenden Beispiels wird als nächstes beschrieben. Zuerst
wird der Ebenenschnitt, der das erkrankte Teil 7 enthält, durch
von der Bildgebungssonde 16 emittierte Ultraschallwellen
abgetastet, so dass der erkrankte Teil auf einem B-Modusbild erscheint.
An diesem Punkt kann eine Behandlung in Übereinstimmung mit einem Plan
zur Behandlung gegeben werden, der im Voraus auf der Grundlage der
Form des erkrankten Teils erstellt wurde, der durch CT oder MRI
gemessen wurde. In diesem Fall ist dem Operator erlaubt, die Vorrichtung
in Übereinstimmung
mit dem Inhalt dieses Plans zu betreiben, der auf einer CRT angezeigt
wird, die getrennt erstellt wird. Alternativ kann der Inhalt des Plans
in dem Speicher 45 im Voraus gespeichert sein, so dass
der Systemcontroller 9 ihn sequentiell zur anschließenden Behandlung
lesen kann. Außerdem
kann eine Behandlungsplan-Erstellungsvorrichtung
und ein tatsächliches
Behandlungszimmer online verbunden sein, um die Behandlung basierend
auf einem Behandlungsplan und einer schnellen Änderung in dem Plan beim Auftreten
einer unvorhergesehenen Situation während der Behandlung zu ermöglichen.
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Die
Position oder der Winkel der Bildgebungssonde 16 mit Bezug
auf den Patienten wird geändert,
um die Abtastebene des Patienten zu verschieben. Durch Verwenden
einer Mehrzahl von B-Modusbildern oder eines dreidimensionalen Bildes,
das aus einer Mehrzahl von B-Modusbildern aufgebaut ist, werden
die dreidimensionale Form des erkrankten Teils 7 und die
Anwesenheit eines bedeutenden Organs oder eines Knochens an den
Ausbreitungspfaden von Ultraschallwellen bestimmt. Alle B-Modusbilddaten
werden in dem Speicher 45 gespeichert.
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Als
nächstes
werden Applikationsbedingungen von therapeutischen Ultraschallwellen
durch den Systemcontroller 9 auf der Grundlage von zumindest der
Amplitude und/oder der Energie in einem vorbestimmten Band von Echokomponenten
der therapeutischen Ultraschallwellen von dem erkrankten Teil 7 eingestellt,
die in dem empfangenen Echosignal enthalten sind. Die Applikationsbedingungen
umfassen die Applikationsintensität, d.h. die Amplitude (Spitzenspannung)
eines an den Wandler 2 angelegten Treibersignals, und die Applikationszeit,
d.h. die Dauer des Treibersignals. Die Echokomponenten werden aus
dem empfangenen Echosignal durch die Berechnungseinheit 440 extrahiert.
Die Echokomponenten können
durch Torbildung der empfangenen Echosignale zur Zeit extrahiert
werden, die der Tiefe des erkrankten Teils 7 entspricht.
Lediglich für
diesen Zweck muss der Ultraschalldiagnoseabschnitt 40 nicht
vom B-Modustyp sein. Es ist erlaubt, dass er vom M-Modustyp sein
kann.
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Die
Applikationsintensität
und die Applikationszeit werden durch den Systemcontroller 9 auf
der Grundlage der Intensität
von Echokomponenten von dem erkrankten Teil 7, dem Ultraschallabsorptionsfaktor
des erkrankten Teils, dem Dämpfungsfaktor von
Ultraschallwellen an dem erkrankten Teil, der Anwesenheit eines
bedeutenden Organs oder Knochens an den Ultraschallausbreitungspfaden
etc. bestimmt.
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Die
Größe einer
Behandlungsregion wird durch den therapeutischen Effektschätzabschnitt 61 auf
der Grundlage einer Mehrzahl von Parametern berechnet, die die Intensität von Echokomponenten von
dem erkrankten Teil, den Ultraschallabsorptionsfaktor und die thermische
Leitfähigkeit
des erkrankten Teils, den Dämpfungsfaktor
von Ultraschallwellen an dem erkrankten Teil, die Anwesenheit eines
bedeutenden Organs oder Knochens an den Ausbreitungspfaden, die
Applikationsintensität
und die Applikationszeit umfassen. Statt dieser Berechnung können Daten,
die die Größen von
behandelnden Regionen angeben, wobei jede von diesen einer jeweiligen von
verschiedenen Kombinationen von diesen Parametern entsprechen, in
dem Speicher 45 gespeichert sein. Die Daten werden nach
Bedarf aus dem Speicher durch den Systemcontroller gelesen.
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Der
Betrag der Verschiebung einer Behandlungsregion (d.h. einer zu behandelnden
Region) von dem Fokus zu der Seite des Applikators 1 wird
durch den therapeutischen Effektschätzabschnitt 61 auf
der Grundlage einer Mehrzahl von Parametern der Intensität von Echokomponenten
von dem erkrankten Teil, dem Ultraschallabsorptionsfaktor der thermischen Leitfähigkeit
des erkrankten Teils, dem Dämpfungsfaktor
von Ultraschallwellen an dem erkrankten Teil, der Anwesenheit eines
bedeutenden Organs oder Knochens an den Ausbreitungspfaden, der
Applikationsintensität
und der Applikationszeit berechnet. Anstatt dieser Berechnung können Daten,
die die Beträge
der Verschiebung von behandelnden Regionen angeben, die jeweils
einer jeweiligen von verschiedenen Kombinationen dieser Parameter
entspricht, in dem Speicher 45 gespeichert sein. Die Daten
werden nach Bedarf aus dem Speicher durch den Systemcontroller gelesen.
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Der
therapeutische Effektschätzabschnitt 61 veranlasst
den Anzeigeabschnitt 54, eine Behandlungsregion-Angabemarke
in der bestimmten Größe und der
bestimmten Position anzuzeigen. In 47 wird
ein Beispiel eines Anzeigebildes auf der Kathodenstrahlröhre (CRT)
in dem Anzeigeabschnitt 54 gezeigt.
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Es
ist offensichtlich, dass die Anzeige einer auf der Grundlage der
Intensitätsverteilung
geschätzten
Behandlungsregion nützlicher
ist, um Behandlung sicherzustellen, als wenn der Fokus 8 von
therapeutischen Ultraschallwellen angezeigt wird, wie er ist. Als
ein Ergebnis eines Experiments unter den Bedingungen, dass ein therapeutischer
Ultraschallwandler verwendet wird, der aus einem einzigen piezoelektrischen
Element mit 110 mm Öffnungsdurchmesser,
42 mm im Durchmesser eines inneren Lochs, 100 mm im Krümmungsradius
und 1,65 MHz in der Resonanzfrequenz besteht, und dass die an diesen
Wandler angelegte elektrische Energie gleich 400 W und die Applikationszeit
gleich 10 s, wurde offensichtlich, dass eine Behandlungsregion bezogen auf
den Fokus um etwa 2 mm zu dem Ultraschallwandler hin verschoben
wird. Unter derartigen Parametern wird die Behandlungsregion-Angabemarke um
2 mm von dem Fokus 8 verschoben angezeigt, der bei der Intensitätsverteilungsbildgebung
zu der Seite des Applikators 1 erhalten wird.
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Die
Marke kann in einer spezifischen Farbe oder in einer hellen Farbe
oder durch eine Rasterpunktmasche angezeigt werden, so dass das
B-Modusbild nicht verschwinden wird. Alternativ kann die Behandlungsregion
nur durch ihre Kontur oder durch Konturlinien angezeigt werden,
um der Intensitätsverteilung
angepasst zu sein. Eine einfache geometrische Form, wie beispielsweise
ein Kreuz oder Rechteck, kann für
die Marke verwendet werden. In diesem Fall kann die Größe der graphischen
Form dazu gebracht werden, der Größe einer geplanten Region für die Behandlung
zu entsprechen. An diesem Punkt kann der tatsächliche Fokus der therapeutischen
Ultraschallwellen gleichzeitig angezeigt werden. Außerdem kann
die geplante Intensität
und die geplante Applikationszeit von Ultraschallwellen angezeigt
werden. Wenn die Spitzenintensität
von Echos von dem Fokus 8, der in der Intensitätsverteilungsbildgebung
erhalten wurde, in Echtzeit angezeigt wird (numerische Anzeige,
Farb-Anzeige oder A-Modusanzeige), dann wird dem Operator ermöglicht,
ohne weiteres den Zustand zu finden, bei dem die Spitzenintensität maximal
wird, während
der Kopplungszustand, der Neigungswinkel des Applikators und die
Richtung der Näherung
eingestellt wird. In diesem Zustand ist der Wirkungsgrad der Applikation
von Energie an den Fokus am höchsten,
d.h. der effizienteste Ultraschallapplikationszustand ist erreicht.
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Als
nächstes
wird eine Bestimmung durchgeführt,
ob das erkrankte Teil 7 größer als der Fokus 8 ist,
der in seiner Vollständigkeit
behandelt werden kann, während
der Fokus allmählich
verschoben wird. Die Verschiebung des Fokus kann elektronisch oder
mechanisch oder in Kombination durchgeführt werden. Der Abstand der
Verschiebung wird von dem Operator spezifiziert oder von der Berechnungseinheit 440 berechnet.
Der Fokus kann zu jeder benachbarten Region sequentiell oder auf
einer diagonalen Linie verschoben werden, um die Wirkung der Kavitation
zu unterdrücken.
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In
jedem der beiden Fälle
wird es möglich,
indem die benachbarten Fokuspunkte eingestellt werden, so dass die
den Fokussen von einzelnen Ultraschallwellen entsprechenden Behandlungsregionen schließlich überlappen,
alle Tumorzellen zu nekrotisieren. Dies wird jedoch nicht auf den
Fall Anwendung finden, bei dem die starke Ultraschalltherapie mit
einer anderen Therapie kombiniert wird. Beispielsweise gibt es einen
Fall, wobei der Rand eines Tumors durch das vorliegende Verfahren
kauterisiert und seine Mitte durch ein anderes Verfahren behandelt
wird. Ein Temperaturanstieg in der Behandlungsregion kann aus sämtlicher
angelegter Energie, der diffundierten Wärme und der durch die Blutströmung erreichten
Kühlung
berechnet werden, und die Fokusse können dann bei geeigneten Intervallen
beabstandet sein, die aus dem somit erhaltenen Temperaturanstieg
bestimmt werden.
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In
jedem der beiden Fälle
kann, indem eine Bildgebung der Intensitätsverteilung in dem erkrankten
Teil gemäß der Prozedur
der Therapie vor der tatsächlichen
Therapie durchgeführt
und einzelne vorhergesagte Behandlungsregionen zusammen angezeigt
werden, die endgültige
Behandlungsregion ohne weiteres bestimmt werden. 47 zeigt den Fall, wobei die endgültige Behandlungsregion
in Rasterpunktmaschen angezeigt wird. Dies ermöglicht ohne weiteres die Anwesenheit
oder Abwesenheit einer unbehandelten Region zu bestimmen. Der Kopplungszustand
des Applikators 1 und des lebenden Körpers, die Anwesenheit oder
Abwesenheit eines starken Reflektors oder Absorbers an den Ausbreitungspfaden
von Ultraschallwellen, und ob ausreichende Ultraschallenergie an
dem Fokus 8 angelegt wird, kann durch Intensitätsverteilungsbildgebung
in jeder Fokusposition vorhergesagt werden, wobei die Sicherheit
und Zuverlässigkeit
der Therapie verbessert wird. Die Anzeige einer Behandlungsregion
wird für
jedes der Bilder von unterschiedlichen Ebenen durchgeführt, wie
in 47 gezeigt. Der Operator kann somit eine vorhergesagte
Behandlungsregion dreidimensional verstehen. Diese Bilder können sequentiell
oder in der Form eines dreidimensional aufgebauten Bildes angezeigt
werden.
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Wenn
die Bedingungen als für
eine Therapie ungeeignet erkannt werden, kann dem Operator dieses
mit einer Anzeige oder einem Piepen mitgeteilt werden. Auf eine
fortgeschrittenere Art und Weise kann die Vorrichtung verriegelt
werden, um nicht in den Therapiemodus einzutreten.
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Bei
dem obigen wird die Intensitätsverteilungsbildgebung
mit jeder Abtastung durch Fokusabtasten des erkrankten Teils 7 in
seiner Gesamtheit vor der Therapie durchgeführt, und die resultierenden
Daten, wie beispielsweise Applikationsparameter, werden aufgezeichnet
und dann zur Zeit der tatsächlichen
Therapie gelesen. Alternativ können
als ein direktes Verfahren repräsentative
Daten verwendet werden, die durch Intensitätsverteilungsbildgebung erhalten
werden, wenn die Mitte des Fokus 8 koinzidierend mit der
Mitte des erkrankten Teils 7 gemacht wird, um die Applikationsparameter
zu bestimmen. Außerdem
ist es möglich,
die Intensitätsverteilungsbildgebung
während
der tatsächlichen
Therapie durchzuführen,
d.h. direkt vor der Applikation von Ultraschallwellen an jedem Fokus,
und die Ultraschallapplikationsbedingungen aus den resultierenden
Daten zu bestimmen.
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Als
nächstes
wird die Korrektur einer räumlichen
Verzerrung der Intensitätsverteilung,
die durch Intensitätsverteilungsbildgebung
erhalten wurde, durch den Verteilungskorrekturabschnitt 62 beschrieben.
Indem sowohl der therapeutische Ultraschallwandler 2 als
auch die Bildgebungssonde 17 veranlasst wird, Ultraschallimpulse
zu emittieren, und die Bildgebungssonde 16 veranlasst werden,
von innerhalb eines lebenden,. zu prüfenden Körpers zurückgeleitete Echos zu empfangen,
werden ein B-Modusbild und die Intensitätsverteilung gleichzeitig erfasst. Das
Timing des Emittierens der Ultraschallimpulse wird derart ausgewählt, dass
der Ultraschallimpuls von dem Wandler 2 und der Ultraschallimpuls
von der Sonde 16 an der Mitte des Fokus 8 zur
gleichen Zeit ankommen werden.
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Wie
schematisch in 48 gezeigt ist, wird die Differenz
zwischen dem Abstand A, über
den die Bildgebungsultraschallwellen von der Sonde 16 zu einem
Punkt B der Reflexion und von diesem Punkt zu der Sonde laufen,
und dem Abstand B, über
den die therapeutischen Ultraschallwellen von dem Wandler 2 zu
dem Punkt P und von diesem Punkt zu dem Wandler laufen, größer, wenn
sich der Punkt P weiter von dem Fokus 8 entfernt. Bei der
Ultraschalldiagnose wird, da die Tiefe durch Zuordnen einer Achse
in der Richtung der Tiefe mit der Zeitachse eines empfangenen Signals
erkannt wird, die Intensitätsverteilung
verzerrt. Beispielsweise wird in 48 der
Punkt P auf der Intensitätsverteilung
als ein Punkt P' erkannt,
der näher
zu der Sonde als der Punkt P ist. Dieser Betrag der Verschiebung
wird von dem Systemcontroller 9 oder der Berechnungseinheit 440 auf
der Grundlage der Schallgeschwindigkeit und des Ausbreitungspfads
berechnet.
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Die
Intensitätsverteilung
wird in der Position um einen Korrekturwert verschoben, der diesem
Betrag der Verschiebung entspricht, und dann mit einem B-Modusbild
kombiniert. Der Betrag der Verschiebung ist eine Funktion der räumlichen
Position. Somit wird das Einsetzen der Position und Schallgeschwindigkeit
in die Funktion ermöglichen,
dass der Betrag der Verzerrung sofort berechnet wird. Wenn die Schallgeschwindigkeit,
wie bei einer allgemeinen Ultraschalldiagnosevorrichtung, als konstant
angesehen wird, könnten
die Beträge
der Korrektur, die den jeweiligen räumlichen Positionen entsprechen,
in dem Speicher 45 aufgezeichnet werden, um die Korrektur
für jede
Position zu beschleunigen. Zusätzlich zu
dem Verfahren zum Durchführen
von Korrekturen beim Kombinieren von zwei Typen von Bildern gibt
es ein Verfahren zum Erfassen von Positionsdaten durch Aufteilen
eines Signals durch Zeittorsteuerung und durch Ermöglichen,
dass der Betrag der Verschiebung im Voraus bei der Erfassung von
Positionsdaten in der Richtung der Tiefe berücksichtigt wird. In jedem Fall,
mit Ausnahme des Falls, wobei Echos von der Mitte des Fokus erfasst
werden, werden in Echos, die verwendet werden, um ein B-Modusbild
zu rekonstruieren, und Echos zum Rekonstruieren eines Intensitätsverteilungsbildes
Daten bei unterschiedlichen Tiefen darstellen, sogar wenn sie in
dem gleichen Zeittor erhalten werden.
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(Dreizehntes Beispiel,
das zum Verständnis
der Erfindung nützlich
ist)
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49 zeigt eine Anordnung einer therapeutischen
Ultraschallvorrichtung gemäß einem
dreizehnten Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist.
In dieser Figur werden gleiche Bezugsziffern verwendet, um Teile
zu bezeichnen, die denen in 1, 6, 37 und 46 entsprechen,
und deren Beschreibung wird weggelassen. Bei dieser Ausführungsform
wird die Verzerrung der Intensitätsverteilung
durch Einstellen des Timings von Ultraschallimpulsen für die Bildgebungsintensitätsverteilung
korrigiert. Ein Verteilungskorrektursignal 62 ist mit einem
Timingsignalgenerator 180 verbunden.
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Der
Applikator 1 ist aus dem therapeutischen Ultraschallwandler 1,
der auf einer konkaven Ebene platziert ist, die ein Loch in ihrer
Mitte aufweist, und der Bildgebungssonde 16 aufgebaut.
Ein derartiger Aufbau ermöglicht,
dass die Fokusregion in einer dreidimensionalen Form ausgebildet
wird, die durch Rotieren des Zeichens "X" um
seine Mittellinie erhalten wird. In diesem Fall kann eine Verteilungsform ohne
ein praktisches Problem erhalten werden, in dem Positionskorrekturen
durchgeführt
werden, wobei nur Punkte berücksichtigt
werden, bei denen Ultraschallwellen stark sind, sogar wenn die räumliche Verzerrung
an Punkten, wo die Ultraschallwellen schwach sind, geopfert wird.
D.h., die Verzerrung wird mit jedem Punkt an dem Zeichen "X" korrigiert, das erlaubt ist. Zu diesem
Zweck wird, wie in 50A und 50B gezeigt,
der Betrag der Korrektur von der Dimension des Abstands in die Dimension
von Zeit umgewandelt, und das Timing von Ultraschallimpulsen für die Bildgebungsintensitätsverteilung
von dem therapeutischen Ultraschallwandler 2 wird um ΔT geändert. Genauer
gesagt wird der Betrag der Positionsverschiebung an dem Punkt maximaler
Intensität
an dem Zeichen "X" durch die Schallgeschwindigkeit
mit jeder Rasterabtastung geteilt. Das Timing der Intensitätsverteilungsbildgebungs-Ultraschallimpulse
wird von dem Timing für
die Fokusposition durch das Ergebnis der Teilung ΔT geändert. Wenn
es in diesem Fall mehrere Punkte an dem "X" für ein Raster
gibt, wird der Punkt am nächsten
zu dem Fokus als das Kriterium ausgewählt.
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Eine
Simulation (Fokusverschiebung und Intensitätsverteilungsbildgebung) wird
mit dem vorliegenden Verfahren direkt vor der Therapie ausgeführt, und
dann wird eine tatsächliche
Thermotherapie eingeleitet. Zur Zeit der Therapie werden Ultraschall-Bursts,
deren Energie hoch genug ist, um Gewebe in weniger als einer Sekunde
thermisch zu metamorphisieren und zu nekrotisieren, als therapeutische
Ultraschallwellen angelegt. An diesem Punkt wird die Therapie in Übereinstimmung
mit dem Inhalt der oben beschriebenen therapeutischen Simulation ausgeführt, wodurch
eine sichere und verlässige Therapie
verwirklicht wird.
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D.h.,
die Parameter des Abstands der Fokusverschiebung, die Applikationsintensität, die Applikationszeit
etc. werden wie bei der therapeutischen Simulation eingestellt.
Bei dem Applikationsfolge von Ultraschallwellen im Therapiemodus
werden die Fokusverschiebung, die Intensitätsverteilungsbildgebung, die
Applikation von therapeutischen Ultraschallwellen, die Intensitätsverteilungsbildgebung, die
Fokusverschiebung etc. in dieser Reihenfolge durchgeführt. Zusätzlich zu
diesem Ablauf gibt es verschiedene Kombinationen der Intensitätsverteilungsbildgebung
und der Applikation von therapeutischen Ultraschallwellen. Beispielsweise
kann die Intensitätsverteilungsbildgebung
nur nach der Applikation von therapeutischen Ultraschallwellen durchgeführt werden.
Oder die Intensitätsverteilungsbildgebung
kann jedes Mal durchgeführt
werden, wenn die Applikation der therapeutischen Ultraschallwellen eine
zuvor eingestellte Anzahl von Malen durchgeführt ist. Dem Operator wird
ermöglicht,
unter den Kombinationsmustern gemäß der Situation auszuwählen. Der
Fall, wobei die Intensitätsverteilungsbildgebung
vor und nach der Applikation der therapeutischen Ultraschallwellen
durchgeführt
wird, wird hier beschrieben.
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Zuerst
wird die Fokusverschiebung durchgeführt, um eine Behandlungsregion
der Zielposition anzupassen. Als nächstes wird die Intensitätsverteilung
mit Bezug auf die durch die Simulation bestimmten Applikationsbedingungen
durchgeführt.
Nach erneuter Bestätigung,
dass eine ausreichende Energie an dem Fokus angelegt wurde und kein
starker Reflektor oder Absorber an den Ausbreitungspfaden therapeutischer
Ultraschallwellen vorhanden ist, geht der Prozess zu der Applikation
von therapeutischen Ultraschallwellen. In diesem Fall könnte die
Applikation von therapeutischen Ultraschallwellen gemäß dem Kavitationsunterdrückungs-Applikationsverfahren,
wie in der Japanischen Patentanmeldung Nr. 6-248480 offenbart, ein
zuverlässiges
therapeutisches Ergebnis (thermisch metamorphisierte Region) bereitstellen.
Nach der Applikation von therapeutischen Ultraschallwellen wird
die Intensitätsverteilungsbildgebung
erneut durchgeführt,
was eine Bestimmung erlaubt, ob eine thermisch metamorphisierte
Region erhalten wurde.
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D.h.,
da sich die thermisch metamorphisierte Region stark in den akustischen
Eigenschaften von nicht metamorphisierten Regionen unterscheidet, werden
starke Echos an der Grenzfläche
zwischen der thermisch metamorphisierten Region und nicht metamorphisierten
Regionen erhalten. Somit kann eine behandelte Region (d.h. eine
bereits behandelte Region) durch Empfangen und Analysieren derartiger
Echos erfasst werden. Zu diesem Zweck werden Echos von der gleichen
Position vor und nach der Therapie verglichen. Eine Region, die
einen großen Unterschied
macht, kann als eine behandelte Region betrachtet werden. Auf eine
allgemeinere Art und Weise kann der A-Modus verwendet werden, um
zu bestimmen, ob die Therapie zuverlässig bereitgestellt wurde.
Alternativ kann die Differenz in der Helligkeit zwischen B-Modusbildern
vor und nach der Therapie erfasst werden, um eine behandelte Region zu
finden.
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Wie
zuvor beschrieben kann, da die Sicherheit der Ausbreitungspfade
von Ultraschallwellen und die Applikationsbedingungen von Energie
an dem Fokus 8 erneut vor der Applikation von therapeutischen
Ultraschallwellen geprüft
werden können,
und eine Bestimmung, ob die Therapie zuverlässig erzielt wurde, kann durch
Verwenden der Intensitätsverteilung
nach der Applikation von therapeutischen Ultraschallwellen durchgeführt werden,
die Sicherheit und Zuverlässigkeit
der Therapie verbessert werden. Diese Arbeit kann in einer kurzen
Zeit durchgeführt
werden, da sie nur die Analyse von Echodaten beinhaltet, die durch
die Intensitätsverteilungsbildgebung
erhalten wurden, die für
jede einzelne Fokusposition durchgeführt wird. Als nächstes wird
der Fokus 8 zu der nächsten
Behandlungsregion in Übereinstimmung
mit der Fokusabtastfolge verschoben, die zuvor eingestellt wurde,
und dann wird der gleiche Vorgang wie oben für die nächste Therapie wiederholt. Wenn
behandelte Regionen gespeichert und zur Zeit der Anzeige unterschiedlich
gefärbt
sind, so dass sie sofort sichtbar erkannt werden können, dann
kann eine Bestimmung, ob das gesamte erkrankte Teil der Therapie
unterzogen wurde, mit einem Blick durchgeführt werden.
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Zur
Zeit der Therapie kann die Bewegung des Patienten ein ernstes Problem
verursachen. Die Bewegung des Patienten in der Mitte der Therapie wird
die Positionsbeziehung zwischen dem erkrankten Teil, behandelten
Regionen und dem Fokus unklar machen. Dies wird es unmöglich machen,
mit der Therapie fortzufahren, wie geplant. In einem derartigen
Fall gibt es die folgenden Gegenmaßnahmen: Der therapeutische
Plan wird geändert,
um die Therapie vom Anfang neu zu starten; ein neuer therapeutischer
Plan für
die verbleibenden Regionen wird erstellt, um die Therapie neu zu
starten; und eine Rückkehr
zu dem ursprünglichen
Zustand wird durchgeführt.
Die erste Vorgehensweise ist am zweckmäßigsten, wobei sie jedoch die
für die
Therapie benötigte
Zeit erhöht.
Die zweite oder dritte Vorgehensweise erfordert, dass behandelte
Regionen spezifiziert sind. Das geeignete Verfahren würde daher sein,
reflektierte Ultraschallwellen von den Grenzen behandelter Regionen
zu erfassen. Zu diesem Zweck kann die Intensitätsverteilungsbildgebung verwendet
werden. In diesem Fall erlaubt die Verwendung der Körperoberfläche als
der Referenzpunkt, dass eine behandelte Region spezifiziert wird,
sogar wenn sich der Patient bewegt.
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Um
spezifisch zu sein, werden das Timing des Empfangens von Echos von
der Körperoberfläche des
Patienten 6 oder dem Wasserbeutel 4 und das Timing
des Empfangen von Echos von einer behandelten Region (d.h. einer
bereits behandelten Region) im Voraus bei der Intensitätsverteilungsbildgebung
direkt nach der Applikation von therapeutischen Ultraschallwellen
gemessen. Da es ein Ausbreitungsmedium 5 direkt vor der
Körperoberfläche oder dem
Wasserbeutel gibt, kann die Körperoberfläche oder
der Wasserbeutel ohne weiteres erfasst werden. Direkt nach der Therapie
weisen die Echos von der Grenze einer behandelten Region verglichen
mit denen direkt vor der Therapie eine große Amplitude auf. Somit ist
die Erfassung des Timing des Empfangs von Echos von einer behandelten
Region einfach. Die Beziehung zwischen der Körperoberfläche oder dem Wasserbeutel und
der Grenze einer behandelten Region bezogen auf die Zeit ermöglicht,
dass die behandelte Region ohne weiteres erneut erfasst werden kann,
sogar wenn sich der Patient bewegt. Um die behandelte Region zu
spezifizieren, können eine
B-Modus-Helligkeitsinformation und die vorhergehenden Daten (einschließlich RF-Daten)
benutzt werden. Die Bewegung des Patienten kann durch ein Bewegungserfassungsmittel,
wie beispielsweise eine optische Überwachungskamera, ein Widerstandsänderungserfassungsverfahren,
das einen um den Patienten gewickelten elastischen Widerstand verwendet,
ein photoelektrisches Pulsationsverfahren oder dergleichen erfasst
werden.
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Als
nächstes
wird ein Verfahren zur Anzeige mit Bezug auf 51 beschrieben,
die ein Beispiel eines Anzeigebildes darstellt. Mit der auf starken
Ultraschallwellen basierenden Therapie ist es wünschenswert, Gewebe sequentiell
von dem Punkt am weitesten von dem therapeutischen Ultraschallwandler 2,
d.h. von der unteren Oberfläche
eines zu behandelnden Volumens zu kauterisieren, wie in der Japanischen
Patentanmeldung Nr. 6-246843 offenbart ist. Der Grund besteht darin,
dass, wenn sich die akustischen Eigenschaften eines Gewebes aufgrund thermischer
Metamorphose verändern,
die Ultraschallwellen von seiner Grenze reflektiert werden und die
thermisch metamorphisierte Region die Energie absorbiert. Somit
wird es für
die Energie von Ultraschallwellen schwierig, Regionen hinter der
thermisch metamorphisierten Region zu erreichen. Da eine Ebene,
die einer Behandlung unterzogen wird, ein zweidimensionales B-Modus-Tomogramm bei diesem
Verfahren schneidet, ist es schwierig, sie als ein Bild für die Behandlung
zu nehmen.
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Um
die Schwierigkeit zu lösen,
wird ein B-Modusbild, das einer Ebene entspricht, bei der eine Behandlung
tatsächlich
bereitgestellt wird, aus einer Mehrzahl von B-Modusbildern für unterschiedliche
Schnittebenen rekonstruiert und angezeigt. Die Positionsbeziehung
zwischen der Sonde 16 und dem Anzeigebild wird angezeigt.
Die B-Modusbilder wurden während
der Simulation vor der Therapie erfasst, wobei der Fokus 8 sequentiell
verschoben wurde.
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52 zeigt eine Mehrzahl von Abtastebenen. B-Modus-Bilddaten wurden
für alle
Abtastebenen erfasst. Die Daten entsprechen einem Haufen von zweidimensionalen
Bildern. Ein Bild weist eindimensionale Bildinformation bei einer
konstanten Tiefe auf. Die Extrahierung der eindimensionalen Bildinformation
von jedem Bild von Daten ermöglicht,
dass ein B-Modusbild bei einer Tiefe von Interesse rekonstruiert
wird. Zur Zeit der Therapie werden basierend auf dem C-Modusbild
Marken, die den Fokus 8 und eine zu behandelnde Region
darstellen, auf diesem Bild angezeigt. In diesem Fall wird die Fokusmarke
in der Form eines Kreises, eines Punktes, eines Kreuzes oder dergleichen
angezeigt.
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Ein
Sektortyp einer Bildgebungssonde wird hier verwendet. Diese Sonde
kann durch eine Sonde vom konvexen Typ ausgetauscht werden. Mit
diesem Typ einer Sonde wird ein Punkt einer Bildgebungsregion schmaler
als ein anderer Punkt angezeigt, der weiter von der Sonde ist. Mit
anderen Worten verändert
sich die Breite eines Ultraschallbildes mit der Tiefe. Um ein Ultraschallbild
zu erhalten, dessen Breite nicht von der Tiefe abhängt, ist
es daher vorzuziehen, eine Bildgebungssonde vom linearen Typ zu
verwenden (entweder mechanischer Abtasttyp oder elektronischer Abtasttyp).
Alternativ kann ein dreidimensionales Ultraschallbild rekonstruiert
werden, um ein falsches durchscheinendes Bild zu rekonstruieren.
In diesem Fall kann eine Ebene oder ein Volumen, die/das einer Ebene
oder einem Volumen entspricht, die/das durch einmalige Applikation
von Ultraschallwellen behandelt wird, mit einer hellen Farbe gefärbt oder
von einer Linie umschlossen sein, um dadurch eine Ebene oder ein
Volumen von Interesse hervorzuheben.
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Als
ein Beispiel wird das Spezifizieren einer behandelten Region mit
Bezug auf ein B-Modusbild als nächstes beschrieben.
Eine Mehrzahl von B-Modusbildern werden erfasst, um die gesamte
Region eines erkrankten Teils 7 zu umfassen, für das die Therapie
geplant ist. An diesem Punkt spezifiziert der Operator eine Behandlungsregion
an jedem der B-Modusbilder mit einem Lichtstift, einer Maus, einem
Joystick oder einem Trackball. Die Applikation von therapeutischen
Ultraschallwellen auf der Grundlage der somit spezifizierten Behandlungsregionen ermöglicht,
dass eine zuverlässige
Therapie bis zu den Details der Grenzoberfläche der Applikationsregion
erreicht werden kann. Hier kann ein dreidimensionales Bild aus den
B-Modusbildern aufgebaut werden. Anstatt Ultraschallbilder zu verwenden,
um behandelte Regionen zu spezifizieren, kann ein Röntgenstrahl-CT
oder -MRI verwendet werden.
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Als
nächstes
wird ein Verfahren zur genauen Darstellung des Fokus bei der tatsächlichen
Fokusposition beschrieben. Wie zuvor beschrieben, werden zur Zeit
der Intensitätsverteilungsbildgebung In-vivo-Bildgebungsultraschallimpulse
mit Intensitätsverteilungsbildgebungs-Ultraschallimpulsen
synchronisiert, so dass ein Bildgebungsultraschallimpuls von der
Bildgebungssonde in dem Moment emittiert wird, wenn die Wellenfront,
die die Spitzenintensität eines
Intensitätsverteilungsbildgebungs-Ultraschallimpulses
angibt, an der Sonde vorbeiläuft.
Die Genauigkeit der Synchronisation bestimmt die Genauigkeit der
Position des in der Intensitätsverteilungsbildgebung
dazustellenden Fokus. Hier wird eine Ultraschallsonde bereitgestellt,
um die Intensitätsverteilungsbildgebungsultraschallimpulse
aufzunehmen. Die Sonde kann in der gleichen Ebene wie die Bildgebungssonde 16 angeordnet
sein oder kann in ihren Kennlinien eingestellt werden, so dass sie
auf die gleiche Art und Weise arbeiten kann, als wenn sie in dieser
Ebene angeordnet wäre.
Alternativ wird die Bildgebungssonde 16 als Teil einer
Aufnahmesonde verwendet werden. Wenn das Timing der Intensitätsverteilungsbildgebungs-Ultraschallimpulse
von dem therapeutischen Ultraschallwandler durch Rückkopplungssteuerung
der Intensitätsverteilung
von Ultraschallimpulsen bestimmt wird, die tatsächlich aufgenommen werden,
kann die Fokusposition mit sehr hoher Genauigkeit dargestellt werden.
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Als
nächstes
wird ein Verfahren zum Quantifizieren der Intensität von Echos,
die während
der Intensitätsverteilungsbildgebung
empfangen werden, beschrieben. Je tiefer sich eine Ultraschallwelle
in einem lebenden Körper
ausbreitet, desto mehr wird sie gedämpft. Je tiefer der reflektierende
Punkt einer Ultraschallwelle ist, desto niedriger ist desgleichen
ihre Intensität,
wenn sie von der Körperoberfläche herauskommt,
aufgrund des Energieverlustes bei der Ausbreitung. Es ist daher
vorzuziehen, die Intensität von
Echos, die von der Bildgebungssonde 16 empfangen werden,
gemäß der Tiefe
von der Körperoberfläche zu wichten,
um die Intensitätsverteilung
anzuzeigen. Beispielsweise wird zur Zeit der B-Modusbildrekonstruktion der Verstärkungsfaktor
allgemeinen gemäß der Tiefe
erhöht.
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Es
ist ebenfalls möglich,
Patienteninformation auf der Kathodenstrahlröhre (CRT) anzuzeigen. In diesem
Fall ist es zweckmäßig, Information über eine Behandlungsregion,
ihre Positionsinformation und die Größe, die Historie der Leistung
und die Zeit der angelegten Ultraschallwellen, die gemäß dem vorliegenden
Verfahren bisher erhalten wurde, anzuzeigen. Die Information kann
jedes Mal aktualisiert werden, wenn eine neue Behandlung bereitgestellt
wird. Die Information kann mit dem Therapieplan, der die Vorrichtung
online macht, oder durch ein Aufzeichnungsmedium verbunden sein,
was hilft, einen Plan für
die Therapie zu erstellen.