DE102009004226B4 - A method for generating an ultrasound image containing the shockwave focus of a shockwave source of a lithotripsy device and lithotripsy device operated according to this method - Google Patents
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Abstract
Verfahren zum Erzeugen eines den Stoßwellenfokus (F) einer Stoßwellenquelle einer Lithotripsie-Einrichtung enthaltenden Ultraschallbildes (B), das mit einem Ultraschallwandler (10) erzeugt wird, dessen Abstand (a) zum Stoßwellenfokus (F) verstellbar ist, und in dem die aktuelle Lage (m0, m1) des Stoßwellenfokus (F) mit einer Markierung (M) wiedergegeben wird, bei dem die Fokustiefe (d0, d1) des vom Ultraschallwandler (10) gesendeten und/oder empfangenen Ultraschallfeldes durch Auswerten des empfangenen Ultraschallfeldes automatisch der sich beim Verändern des Abstandes (a) verändernden Tiefe (t) des Stoßwellenfokus (F) nachgeführt wird.Method for generating an ultrasonic image (B) containing the shock wave focus (F) of a shock wave source of a lithotripsy device, which is generated with an ultrasonic transducer (10), the distance (a) of which to the shock wave focus (F) is adjustable, and in which the current position (m0, m1) of the shock wave focus (F) is reproduced with a marking (M), in which the depth of focus (d0, d1) of the ultrasonic field sent and / or received by the ultrasonic transducer (10) changes automatically by evaluating the received ultrasonic field the distance (a) changing depth (t) of the shock wave focus (F) is tracked.
Description
Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zum Erzeugen eines den Stoßwellenfokus einer Stoßwellenquelle einer Lithotripsie-Einrichtung enthaltenden Ultraschallbildes. Außerdem bezieht sich die Erfindung auf eine nach diesem Verfahren betriebene Lithotripsie-Einrichtung.The invention relates to a method for generating an ultrasonic image containing the shockwave focus of a shockwave source of a lithotripsy device. In addition, the invention relates to a lithotripsy device operated according to this method.
Bei der Lithotripsie handelt es sich um eine therapeutische Methode, ein im Körper eines Lebewesens befindliches Konkrement ohne operativen Eingriff mit Hilfe einer fokussierten Ultraschallstoßwelle zu zerstören, die von einer in einem Stoßwellenkopf angeordneten Stoßwellenquelle erzeugt wird. Die Stoßwellenquelle wird hierzu mit einem Koppelbalg an die Körperoberfläche eines Patienten akustisch angekoppelt, der mit einem Koppelfluid, in der Regel Wasser, gefüllt ist. Um Schäden im das Konkrement umgebenden Gewebe weitgehend zu vermeiden, ist es erforderlich, den Fokus des Lithotripters exakt im Konkrement zu positionieren. Zur Unterstützung dieser Positionierung ist es bekannt, bildgebende Ultraschallgeräte zu verwenden, mit denen Ultraschallbilder, in der Regel B-Bilder, aus der Umgebung des Stoßwellenfokus erzeugt werden. Die Ultraschallwandler dieser Ultraschallgeräte befinden sich entweder außerhalb des Stoßwellenkopfes (outline-Anordnung) oder innerhalb des Stoßwellenkopfes. Wenn sich der Ultraschallwandler innerhalb des Stoßwellenkopfes in dessen Zentrum befindet, wird dies als inline-Anordnung bezeichnet. Die Ultraschallwandler dienen zum Erfassen der Lage des Konkrementes, um dieses im Fokus der Stoßwellenquelle korrekt zu positionieren. Die Lage dieser Ultraschallwandler relativ zur Lage des Stoßwellenfokus, d. h. deren Ort und deren Ausrichtung (Lage der Mittenachse der von diesen gesendeten Ultraschallwellen), ist bekannt, so dass im Ultraschallbild die Lage des Stoßwellenfokus mit einer Markierung angezeigt werden kann.Lithotripsy is a therapeutic method of destroying an autonomic body in the body without surgical intervention by means of a focused ultrasound shock wave generated by a shock wave source located in a shockwave head. The shock wave source is acoustically coupled with a coupling bellows to the body surface of a patient, which is filled with a coupling fluid, usually water. In order to largely avoid damage in the tissue surrounding the concretion, it is necessary to position the focus of the lithotripter exactly in the calculus. To assist in this positioning, it is known to use ultrasound imaging devices that generate ultrasound images, typically B-pictures, from the vicinity of the shockwave focus. The ultrasonic transducers of these ultrasound devices are located either outside the shockwave head (outline arrangement) or within the shockwave head. When the ultrasonic transducer is located within the shockwave head at its center, this is referred to as an in-line arrangement. The ultrasonic transducers are used to detect the position of the calculus in order to position it correctly in the focus of the shock wave source. The location of these ultrasonic transducers relative to the location of the shockwave focus, d. H. their location and their orientation (location of the center axis of the ultrasound waves sent by them) is known, so that in the ultrasonic image, the position of the shock wave focus can be displayed with a marker.
Das vom Ultraschallwandler erzeugte B-Bild hat die größte laterale Auflösung in der Echotiefe, in der die gesendeten Ultraschallwellen fokussiert sind (Fokustiefe). Diese Fokustiefe kann vom Benutzer eingestellt werden, um das Auffinden des Konkrements zu erleichtern. Wenn der Benutzer das Konkrement im Ultraschallbild gefunden hat, verändert er die relative Lage zwischen Stoßwellenquelle und Patient solange, bis sich das Konkrement im Ultraschallbild innerhalb eines in diesem mit einer Markierung angezeigten Stoflwellenfokus der Stoßwellenquelle befindet. Bei dieser Lageveränderung wandert das Konkrement aus der vom Benutzer zum Auffinden eingestellten Fokustiefe aus. Dies kann im ungünstigsten Fall dazu führen, dass das Konkrement im Ultraschallbild nicht mehr zu erkennen ist.The B-image generated by the ultrasound transducer has the largest lateral resolution in the echo depth at which the transmitted ultrasound waves are focused (depth of focus). This depth of focus can be adjusted by the user to facilitate locating the calculus. When the user has found the calculus in the ultrasound image, he changes the relative position between the shockwave source and the patient until the concretion in the ultrasound image is within a tissue focus of the shockwave source indicated therein with a marker. In this change in position, the concretion moves out of the focus depth set by the user to find. In the worst case, this can lead to the concretion no longer being visible in the ultrasound image.
Aus der
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein alternatives Verfahren zum Erzeugen eines den Stoßwellenfokus einer Stoßwellenquelle enthaltenden Ultraschallbildes einer Lithotripsie-Einrichtung anzugeben, bei der die korrekte Positionierung des Konkrements im Stoßwellenfokus der Stoßwellenquelle erleichtert ist. Außerdem liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, eine nach diesem Verfahren betriebene Lithotripsie-Einrichtung anzugeben.The invention has for its object to provide an alternative method for generating an ultrasound image of a lithotripsy device containing the shockwave focus of a shockwave source, in which the correct positioning of the concretion in the shockwave focus of the shockwave source is facilitated. In addition, the invention has for its object to provide a operated according to this method lithotripsy device.
Hinsichtlich des Verfahrens wird die genannte Aufgabe gemäß der Erfindung mit den Merkmalen des Patentanspruches 1 gelöst. Gemäß diesen Merkmalen wird bei einem Verfahren zum Erzeugen eines den Stoflwellenfokus einer Stoßwellenquelle einer Lithotripsie-Einrichtung enthaltenden Ultraschallbildes, das mit dem Ultraschallwandler erzeugt wird, dessen Abstand zum Stoßwellenfokus verstellbar ist, und in dem die aktuelle Lage des Stoßwellenfokus mit einer Markierung wiedergegeben wird, die Fokustiefe des vom Ultraschallwandler gesendeten und/oder empfangenen Ultraschallfeldes durch Auswerten des empfangenen Ultraschallfeldes automatisch der sich beim Verändern des Abstandes verändernden Tiefe des Stoßwellenfokus (F) nachgeführt wird. Auf diese Weise ist sichergestellt, dass das Ultraschallbild stets in der vom Anwender gewünschten und in fester Relativposition zum Stoßwellenfokus befindlichen Zone (region of interest) die größtmögliche laterale Auflösung aufweist, so dass das im Stoßwellenfokus positionierte Konkrement im Ultraschallbild optimal dargestellt wird. Außerdem erfolgt die Fokustiefennachführung intern im Ultraschallgerät. Es sind somit keine externen Signale der Lithotripsie-Einrichtung notwendig.With regard to the method, the object is achieved according to the invention with the features of claim 1. According to these features, in a method for generating a tissue image containing the tissue-focus of a shockwave source of a lithotripsy device, the distance to the shockwave focus is adjusted, and wherein the current position of the shockwave focus is represented by a marker Focus depth of the ultrasound field transmitted and / or received by the ultrasound transducer is automatically tracked by evaluating the received ultrasound field to track the depth of the shockwave focus (F) that changes as the distance changes. In this way, it is ensured that the ultrasound image always has the greatest possible lateral resolution in the zone (region of interest) desired by the user and in fixed relative position to the shockwave focus, so that the concretion positioned in the shockwave focus is optimally displayed in the ultrasound image. In addition, the focus depth tracking is done internally in the ultrasound machine. Thus, no external signals of the lithotripsy device are necessary.
In einer bevorzugten Ausgestaltung des Verfahrens werden zur Fokusnachführung die Laufzeiten von Echosignalen herangezogen, die an einer Grenzschicht zwischen Wasservorlaufstrecke und einem an den Körper eines Patienten anlegbaren Koppelbalg reflektiert werden. Die Wasservorlaufstrecke ist die üblicherweise mit Wasser gefüllte Strecke, die ein Ultraschallsignal zurücklegt, bevor es in das gewünschte Objekt eingekoppelt wird und wird daher von dem Ultraschallwandler und dem Koppelbalg begrenzt. Sie ist nahezu frei von Reflexionen. Die ersten starken Reflexionen werden daher an der Grenzschicht von der Wasservorlaufstrecke zum am Körper des Patienten liegenden Koppelbalg hervorgerufen. Um die Länge der Wasservorlaufstrecke zu bestimmen wird die Laufzeit eines von der Grenzschicht reflektierten Echosignals, das vom Ultraschallwandler empfangen wird, gemessen. Da durch das Wasser in der Wasservorlaufstrecke selbst keine Reflexionen hervorgerufen werden, ist das erste nennenswerte Echo, das vom Ultraschallwandler nach Beginn des Sendens empfangen wird dasjenige, das den kürzesten Weg zwischen Ultraschallwandler und Grenzschicht – die Wasservorlaufstrecke – zurückgelegt hat. Wenn der Ultraschallwandler bezüglich der Stoßwellenquelle bewegt wird, wird auch die Länge der Wasservorlaufstrecke verändert. Diese Längenänderung kann durch Auswertung der entsprechenden Echosignale detektiert werden und dient als Maß für die Fokustiefennachführung.In a preferred embodiment of the method, the propagation times of echo signals are used for focus tracking, which are reflected at a boundary layer between the water supply path and a coupling bellows which can be applied to the body of a patient. The water supply path is the usually water-filled path that covers an ultrasonic signal before it is coupled into the desired object and is therefore limited by the ultrasonic transducer and the coupling bellows. It is almost free of reflections. The first strong reflections are therefore caused at the boundary layer of the water supply path to lying on the body of the patient coupling bellows. To determine the length of the water advance path, the transit time of an echo signal reflected by the boundary layer, which is received by the ultrasonic transducer, is measured. Because of Water in the water supply path itself no reflections are caused, is the first significant echo that is received by the ultrasonic transducer after the start of sending the one that has traveled the shortest path between ultrasonic transducer and boundary layer - the water supply path. When the ultrasonic transducer is moved with respect to the shock wave source, the length of the water supply path is also changed. This change in length can be detected by evaluating the corresponding echo signals and serves as a measure of the focus depth tracking.
Durch Luftblasen, insbesondere Kavitatonsblasen oder andere schwimmende Partikel innerhalb des Koppelbalgs können jedoch Artefakte hervorgerufen werden, die zu einer Fehlinterpretation von Echosignalen führen können. Um dies zu vermeiden, werden bei einer bevorzugten Ausführungsform die an der Grenzschicht reflektierten Echosignale durch Auswerten des Ultraschallbildes identifiziert. Dazu wird zunächst eine Mehrzahl von aus unterschiedlichen Richtungen gesendeten Ultraschallsignalen und deren Echos in Betracht gezogen. Es können danach entweder mittels Signalverarbeitung Echodaten von einzelnen aus unterschiedlichen Richtungen gesendeten Ultraschallsignalen herausgefiltert werden oder es wird mittels Bilderkennung die Grenzschicht zwischen Wasser und Koppelbalg identifiziert.However, air bubbles, in particular cavitation bubbles or other floating particles within the coupling bellows, can cause artifacts, which can lead to a misinterpretation of echo signals. In order to avoid this, in a preferred embodiment, the echo signals reflected at the boundary layer are identified by evaluating the ultrasound image. For this purpose, a plurality of ultrasound signals transmitted from different directions and their echoes are first considered. Echo data from individual ultrasound signals transmitted from different directions can then either be filtered out by means of signal processing or the boundary layer between water and coupling bellows can be identified by means of image recognition.
Vorzugsweise wird die Fokustiefe des Ultraschallfeldes stets auf die Tiefe des Stoßwellenfokus eingestellt. Auf diese Weise ist sichergestellt, dass die Auflösung in der Umgebung des Stoßwellenfokus maximal ist, so dass das korrekt positionierte Konkrement im Ultraschallbild stets optimal dargestellt ist.Preferably, the depth of focus of the ultrasonic field is always set to the depth of the shockwave focus. In this way, it is ensured that the resolution in the vicinity of the shock wave focus is maximum, so that the correctly positioned concretion in the ultrasound image is always optimally displayed.
Hinsichtlich der Lithotripsie-Einrichtung wird die Aufgabe gemäß der Erfindung gelöst mit einer Lithotripsie-Einrichtung mit den Merkmalen des Patentanspruchs 5, deren Vorteile sinngemäß den zu den Verfahrensansprüchen jeweils angegebenen Vorteilen entsprechen.With regard to the lithotripsy device, the object is achieved according to the invention with a lithotripsy device having the features of patent claim 5, the advantages of which mutatis mutandis correspond to the advantages given in each case to the method claims.
Zur weiteren Erläuterung der Erfindung wird auf das Ausführungsbeispiel der Zeichnung verwiesen. Es zeigen:For further explanation of the invention reference is made to the embodiment of the drawing. Show it:
Gemäß
Im Ausführungsbeispiel ist der Ultraschallwandler
Der Ultraschallwandler
Der Ultraschallwandler
Die Bildposition des Stoßwellenfokus F ist bekannt und wird gemäß
In einer Ausgangsposition ist die Fokustiefe d des vom Ultraschallwandler gesendeten Ultraschallfeldes auf die aktuelle Lage des Stoßwellenfokus F eingestellt und befindet sich im Ultraschallbild an der Markierung M. Der Anwender kann nun mit Hilfe der Eingabeelemente
Wenn nun der Anwender den Ultraschallwandler axial um eine bekannte Wegstrecke s verschiebt, verschiebt sich die Bildposition der Markierung M automatisch um einen dieser Wegstrecke s entsprechenden Betrag. Zugleich wird die Fokustiefe d ebenfalls um diese Wegstrecke s geändert, um sicherzustellen, dass sich diese noch im selben Abstand zum Stoßwellenfokus F befindet.Now, if the user moves the ultrasonic transducer axially by a known distance s, the image position of the marker M shifts automatically by an amount corresponding to this distance s. At the same time, the focal depth d is also changed by this distance s to ensure that it is still at the same distance from the shock wave focus F.
In
Insbesondere im Falle auftretender Artefakte, die durch Luftblasen oder andere schwimmende Partikel innerhalb des Koppelbalgs hervorgerufen werden, kann eine Mehrzahl von aus unterschiedlichen Richtungen gesendeten Ultraschallsignalen und deren Echos benutzt werden, um das Risiko einer Falschinterpretation der ersten starken durch den Ultraschallwandler empfangenen Reflexionen zu minimieren. In diesem Fall können entweder mittels Signalverarbeitung Echodaten von einzelnen aus unterschiedlichen Richtungen gesendeten Ultraschallsignalen herausgefiltert werden oder es wird mittels Bilderkennung die Grenzschicht zwischen Wasser und Koppelbalg identifiziert. Oder es kann ein einfacher Filter verwendet werden, der einen Durchschnitt der empfangenen Echosignale bildet, um dann die störenden Echos, die unter einem bestimmten Schwellwert liegen, zu unterdrücken. Alternativ kann ein nichtlinearer Medianfilter verwendet werden, mit dessen Hilfe die durch Artefakte hervorgerufenen Echodaten durch Nullen ersetzt werden, während der Filter die mehr oder weniger kontinuierlichen auftretenden Echosignale, die von der Grenzschicht zwischen der Wasservorlaufstrecke und dem am Körper eines Patienten liegenden Koppelbalg erzeugt werden, nicht durch Nullen ersetzt.In particular, in the event of artefacts caused by air bubbles or other floating particles within the coupling bellows, a plurality of ultrasound signals transmitted from different directions and their echoes may be used to minimize the risk of misinterpreting the first strong reflections received by the ultrasound transducer. In this case, echo data from individual ultrasound signals transmitted from different directions can either be filtered out by means of signal processing or the boundary layer between water and coupling bellows can be identified by means of image recognition. Or, a simple filter may be used that forms an average of the received echo signals to then suppress the spurious echoes that are below a certain threshold. Alternatively, a non-linear median filter may be used to replace the echo data produced by artifacts with zeros while the filter generates the more or less continuous echo signals generated by the interface between the water supply path and the coupling bellows located on the body of a patient. not replaced by zeros.
Der Bilderkennungsansatz kann am besten eingesetzt werden, wenn in der Wasservorlaufstrecke viele Blasen vorhanden sind, beispielsweise durch Kavitation beim Einschalten des Lithotripters. Die Kavitation tritt vorwiegend nahe des Zentralstrahls in der Wasservorlaufstrecke auf. Wenn der Ultraschallwandler jedoch ein phased array ist, das einen Bereich von bis zu 90° abdecken kann, gibt es beachtliche Bereiche in dem Ultraschallbild auf jeder Seite der Zentralachse, wo keine Kavitation stattfindet. Diese Bildbereiche der Wasservorlaufstrecke bleiben relativ frei von Blasen, so dass die Grenzschicht zum Koppelbalg leicht in den entsprechenden Bildbereichen bestimmt werden kann. Ein Algorithmus, der die Grenzschicht des Koppelbalgs in einem derartigen Bild detektiert bevor die Lithotripsie beginnt, kann dazu verwendet werden, jegliche Bewegung der Grenzschicht des Koppelbalgs innerhalb der verbleibenden sichtbaren Segmente des Bildes während und sofort nach einem Stoßwelleneinsatz zu verfolgen. Die detektierte Bewegung der Grenzschicht entlang der Mittenachse des Ultraschallwandlers
Im Falle eines vom Anwender eingestellten Offset D = t0 – d0 (Fokustiefe d des Ultraschallfeldes und Tiefe t des Stoßwellenfokus fallen nicht zusammen), wird beim Verschieben des Ultraschallwandlers dessen Fokustiefe d automatisch entsprechend der Differenz t1 – t0 nachgeführt, so dass die Beziehung d1 = d0 + (t1 – t0) erfüllt ist und der vom Anwender eingestellte Offset D erhalten bleibt.In the case of the user set offset D = t 0 - d 0 (focal depth d of the ultrasonic field and depth t of the shock wave focus do not coincide), is during the displacement of the ultrasonic transducer whose focal depth d automatically according to the difference t 1 - t tracked 0 such that the relationship d 1 = d 0 + (t 1 -t 0 ) is satisfied and the offset D set by the user is maintained.
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