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Technisches
Gebiet der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich auf Ultraschalldiagnosesysteme,
welche nicht-invasiv interne Teile des Körpers eines untersuchten Patienten abbilden
und insbesondere auch die Verwendung solcher Systeme zum Führen der
Platzierung eines medizinischen Instruments innerhalb des Körpers.
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Ausgangspunkt
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Diagnostische
Ultraschallabbildungssysteme können
in Verbindung mit chirurgischen und anderen invasiven Eingriffen
verwendet werden, um die akkurate Platzierung medizinischer Instrumente,
wie beispielsweise Nadeln, Kanülen
oder Trokare und andere medizinische Geräte innerhalb des Körpers zu
unterstützen.
Zum Beispiel beschreibt das US Patent Nr. 4,697,595 von Breyer et
al einen Herzkatheder und eine Schrittsteuersonde, die einen Ultraschallwandler
trägt.
Wenn diese Geräte
in Verbindung mit einem Ultraschallabbildungssystem verwendet werden,
kann der Ort des Katheders oder der Sonden innerhalb des Körpers in
der Ultraschallabbildung dargestellt werden durch den Empfang oder die Übertragung
von Ultraschallsignalen zwischen dem Abbildungswandler und dem Wandler,
der an der invasiven Einrichtung angebracht ist. Diese Technik des
Aufnehmens von Ultraschallwandlern in invasive medizinische Instrumente
wurde auch auf nadelartige Einrichtungen angewendet, wie es in dem
US Patent Nr. 3,556,079 von Omizo und dem US Patent Nr. 4,249,539
von Vilkomerson et al dargestellt ist.
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Bei
dem Omizo Patent werden Doppleruntersuchungswellen von der Spitze
einer Biopsienadel nach vorne gerichtet. Während die Nadel in den Körper eindringt,
werden zurückgeworfene
bzw. zurückgestreute
Wellen von sich bewegenden Fluiden innerhalb eines Gefäßes oder
Organs empfangen und es wird eine herkömmliche Dopplerschlagfrequenz detektiert.
Der Empfang des Dopplertons sieht eine Anzeige dafür vor, dass
die Nadel auf das Gefäß oder Organ
gerichtet ist, welche das Fluid enthält; wenn die Nadel in die falsche
Richtung gerichtet wird, werden keine rückgestreuten Wellen zurückgegeben, und
der Dopplerton stoppt.
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In
Erkenntnis der inhärenten
Limitationen der hochdirektionalen Omizotechnik zeigt die US-A-4,249,539
ein System mit einem omnidirektionalen Wandler, der an der Nadelspitze
angeordnet ist. Wenn er in Verbindung mit einem Abbildungswandler
verwendet wird, ist der omnidirektionale Wandler in der Lage, Ultraschallwellen
mit dem Abbildungswandler auszutauschen, und zwar unabhängig von
dessen Orientierung zu dem Abbildungswandler, um dadurch dem System
gemäß der US-A-4,249,539
zu ermöglichen,
kontinuierlich eine visuelle Markierung in dem Ultraschallabbild
vorzusehen, welche den Nadelspitzenort anzeigt. Dieses System stellt
jedoch mehrere kritische Anforderungen an seinen Bediener, wie beispielsweise
einen Arzt, der einen Biopsievorgang durchführt. Ein Ultraschallabbildungswandler
scannt über
einen relativ planaren Teil des Körpers, der als ein zweidimensionales
Bild dargestellt ist. Die Nadel ist jedoch frei sich in Dreidimensionen
zu bewegen, während
sie in den Körper
eindringt. Somit arbeitet das System gemäß der US-A-4,249,539 gut für seinen
gewollten Zweck, wenn die Nadelspitze innerhalb der Scanebene angeordnet
ist, aber sein Einsatz kann unklar sein, wenn der Arzt zunächst in
den Körper
eindringt und versucht, die Orientierung zu erreichen. Unter diesen Anfangsbedingungen
des Vorgangs muss der Arzt seine Aufmerksamkeit auf das Einführen und
Führen der
Biopsienadel fokussieren, während
sie in den Körper
des Patienten eindringt. Zur selben Zeit muss der Arzt den Abbildungswandler
manipulieren und den Abbildungsmonitor anschauen, um simultan den Wandler
und die Nadel auszurichten, so dass sowohl die zu biopsierende Gewebestruktur
als auch die Nadelspitze in der Abbildungsebene liegen. Die Gleichzeitigkeit
von sowohl dem Biopsiervorgang als auch dem Abbildungsvorgang stellen
erhebliche Anforderungen an selbst hochqualifizierte Fachmänner bzw. Ärzte.
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Zu
variierenden Graden ermöglichen
die in den oben genannten Patenten beschriebenen Systeme und Techniken,
dass die Spitze eines Eingriffsinstruments, wie beispielsweise eine
Nadel, scharf in dem Ultraschallabbild visualisiert wird, und zwar durch
die Gegenwart des aktiven Wandlerelements in Assoziation mit der
Nadel und insbesondere, wenn es an der Nadelspitze angeordnet ist.
Diese Techniken besitzen jedoch zwei erhebliche Nachteile. Einer ist
der Aufbau eines stark miniaturisierten Wandlers für eine in
vivo Verwendung und die damit zusammenhängenden Bedenken hinsichtlich
der Sicherheit des Patienten. Der zweite ist die Notwendigkeit einer signifikanten
Systemintegration, die erforderlich ist zum Snychronisieren von
Signalen zu und von dem Biopsienadelwandler mit den Signalen des
Abbildungsscankopfes. Während
sie potentiell die Vorteile einer hohen Nadelvisibilität und Genauigkeit
bieten, erzeugen diese aktiven und invasiven Techniken erhebliche
Implementierungsprobleme bzw. Dilemmas.
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Die
Prinzipien einer Technik für
das passive Visualisieren einer Biopsienadel in einem Farbultraschallabbildungssystem
wurde in dem Journal of Ultrasound in Medicine, Band 9, auf den
Seiten 243–45 (1990)
berichtet. Dort wurde bemerkt, dass der Durchgang von Biopsienadeln
oder ihre Führungsdrähte deutlich
auf Farbdopplerbildern erkenntlich sind, wenn die Nadel oder der
Führungsdraht
bewegt wurde. Es wurde herausgefunden, dass eine Handmanipulation
einer Biopsienadel oder eines Führungsdrahtes
ein Farbabbild vorsehen, das der Welle der Nadel entsprach. Eine
solche Technik ist inhärent in
den physikalischen Prinzipien der Dopplerabbildung und ist in vielen
Fällen
den obigen aktiven Techniken vorzuziehen aufgrund seiner Einfachheit
und der fehlenden Notwendigkeit für zusätzliche Systemintegration.
Diese Technik besitzt jedoch die Nachteile, dass das Abbild der
Nadel nur sehr definiert ist, wenn die Nadel manipuliert wird und
sie eine grobe Darstellung der gesamten Nadelwelle ist. Unter Kenntnis
der zuvor genannten Nachteile beschreibt das US Patent 5,095,910
mit dem Titel „ULTRASONIC
IMAGING OF BIOPSY NEEDLE" von
Powers vom 17. März
1992 ein System zum Abbilden eines Eingriffsinstruments mit Ultraschall.
Bei diesem Patent wird die Spitze einer Biopsienadel hin- und herbewegt
zum Erzeugen einer hochdirektionalen Bewegung, wodurch bewirkt wird,
dass ein Doppleransprechen durch ein Farbultraschallabbilungssystem erkennbar
ist. US-A-5,095,910 beschreibt eine Hin- und Herbewegung einer Biopsienadel über einen weiten
Bereich von Frequenzen, wodurch die Hin- und Herbewegung der Nadelspitze
in einer Dopplerverschiebung resultiert, die über eine Dopplersignaluntersuchung
detektiert wird.
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Die
WO-A-9618887, die nur gemäß Artikel 54(3)
EPÜ zum
Stand der Technik zählt,
beschreibt ein System bei dem die Spitze einer Nadel oder eines anderen
Eingriffsinstruments in vivo visualisiert wird, unter Verwendung
eines Farbultraschallabbildungssystems. Hier ist eine Vorrichtung
und ein Verfahren offenbart, das eine periodische oder oszillierende mechanische
Bewegung in dem medizinischen Eingriffsinstrument bewirkt, was einen
erheblichen Dopplerverschiebungseffekt zur Folge hat, was ermöglicht,
dass die Vorrichtung durch das Farbultraschallabbildungssystem detektiert
wird.
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Wie
oben beschrieben, verlassen sich sowohl die US-A-5,095,910 als auch
die WO-A-9418887 auf die Verwendung einer sich bewegenden Nadel
und ein Farbabbildungssystem, um das hierdurch erzeugte Doppleransprechverhalten zu
detektieren. Während
jedes dieser Systeme die Verwendung von invasiven Wandlern vermeidet
und ermöglicht,
dass die Spitze der Biopsienadel oder eines anderen Eingriffsinstruments
kontinuierlich visualisiert wird, gibt es bestimmte Nachteile, die
hiermit assoziiert sind. Da Farbabbildungssysteme so aufgebaut sind,
dass sie gegenüber
relativ kleiner Bewegung (messbar in Mikronen) von Blut in Arterien
empfindlich sind, werden starke Echos unterdrückt und schwache Echos verstärkt (dies
ist der Fall, da Blut schwache Echos erzeugt und Gewebeartifakte
starke Echos erzeugen). Da Nadeln und andere metallische Eingriffsinstrumente
auch starke Echos erzeugen, werden die dadurch erzeugten Instrumentenechos
in gleicher Weise unterdrückt.
Ferner ist für den
typischen Arzt die Verfügbarkeit
der Farbultraschallabbildungssysteme, die durch die US-A-5,095,910
und die WO-A-9418887 in Betracht gezogen werden, häufig durch
die hohe Kapitalinvestition beschränkt, die für Farbultraschall erforderlich ist.
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Es
ist daher ein Ziel der vorliegenden Erfindung, ein Ultraschallabbildungssystem
vorzusehen, das die Kapitalinvestition nicht erfordert, die mit
hochentwickelten Farbultraschallabbildungssystemen assoziiert ist,
die dem Fachmann bzw. Arzt jedoch weiterhin ermöglichen, kontinuierlich die
Nadel zu visualisieren, ohne die Notwendigkeit von invasiven Wandlern,
die mit herkömmlichen
Techniken assoziiert sind.
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Die Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung ist auf eine Vorrichtung gerichtet, die eine
periodische oder oszillierende mechanische Bewegung in einem medizinischen
Eingriffsinstrument bzw. – gerät bewirkt,
wie beispielsweise einer Biopsienadel, um es auf einem kostengünstigen
Ultraschallgerät
sichtbar zu machen. Die Vorrichtung der Erfindung ist in Anspruch
1 definiert. Bevorzugte Ausführungsbeispiele
sind in den abhängigen
Ansprüchen
definiert. Die bekannte Oszillationsfrequenz wird verwendet, um
eine Zeitsteuerung der Impulse vorzusehen, die an den Abbildungswandler
geliefert werden, so dass sich ein vorgegebener Punkt an dem medizinischen
Instrument bzw. -gerät über einen
maximalen Abstand zwischen Impulsen bewegt hat. Gemäß den Prinzipien
der vorliegenden Erfindung wird das oszillierende medizinische Instrument
innerhalb des Körpers
durch Ultraschallabbildung visualisiert.
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Ein
Ultraschallabbildungssystem, das gemäß der vorliegenden Erfindung
aufgebaut ist, weist Vibratormittel auf, die betriebsmäßig vibrierende
mechanische Oszillationen mit einer vorbestimmten Vibrationsfrequenz
auf das medizinische Eingriffsinstrument bzw. -gerät übertragen,
und zwar in der Form von Biegeschwingungen bzw. -wellen, die bewirken, dass
das medizinische Instrument oder Gerät gemäß den Biegewellen oszilliert.
Das medizinische Eingriffsgerät
beendet eine Oszillation während
einer Vibrationsperiode. Für
aus gewählte
Linien bzw. Zeilen eines Abbildes, das durch das Abbildungssystem dargestellt
ist, richtet der Abbildungswandler eine Sequenz von wenigstens zwei
Sende- oder Abbildungsimpulsen in der Form von Ultraschallwellen
entlang im Wesentlichen derselben Linie des Körperbereichs, in dem das medizinische
Instrument manipuliert wird. Die Sequenz der Sendeimpulse ist so,
dass sie zeitlich getrennt sind durch ein Intervall, das eine Funktion
der Vibrationsperiode ist.
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Vorzugsweise
werden die Sendeimpulse zeitlich getrennt durch eine ungerade Anzahl
von Mehrfachen der halben Vibrationsperiode des medizinischen Instruments.
Die Antriebs- bzw. Treibermittel können angepasst sein zum Liefern
wenigstens zweier Sendeimpulse für
jede Linie eines Abbildes, das durch das Ultraschallabbildungssystem
angezeigt wird, kann aber auch konfiguriert sein zum Liefern der
Impulse für
jede n-te Linie, wobei n eine positive ganze Zahl ist, wenn dies
gewünscht
ist.
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Das
System umfasst Verarbeitungsmittel, in denen reflektierte Impulssignale
gespeichert sind, welche den Abbildungsimpulsen entsprechen, welche
während
jeder Sequenz gesendet werden, und die in der Lage sind, statische
und nicht-statische Gewebesignalkomponenten in den reflektierten
Impulssignalen, die nach jedem Sendeimpuls empfangen wurden, zu
kompensieren.
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Das
medizinische Eingriffsinstrument beendet eine Vibrationsoszillation
während
jeder Vibrationsperiode. Impulse, die zeitliche durch ein Intervall getrennt
sind, das als eine Funktion der Vibrationsperiode bestimmt wird,
werden an einen Abbildungswandler des Systems geliefert.
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Entsprechende
zurückkehrende
Echosignale, welche jedem entsprechenden Impuls folgen, werden gespeichert
und verwendet zum Kompensieren für
statische und nicht-statische Gewebesignalkomponenten in den zurückkehrenden
Echosignalen. Ein visuelles Signal wird aus den zurückkehrenden Echosignalen
entwickelt für
eine örtliche
Anzeige des medizinischen Instruments bezüglich des mit Ultraschall abgebildeten
Bereichs. Eine verlässliche
Verschiebungsmessung wird sichergestellt, indem in dem nächsten Bild
bzw. Rahmen die relative Phase der Schallimpulse bezüglich des
Vibrationsantriebs um 90° verschoben
wird. Wenn es die Tiefe des Abbildes ermöglicht, werden vier Abbildungsimpulse
für jede
Vibrationsperiode geliefert, wobei ein Satz von ersten und zweiten
Impulsen vorgesehen wird, die äquivalent
zu ersten und zweiten Bildern bzw. Rahmen des Abbildes sind.
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Kurze Beschreibung
der Zeichnungen
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1 ist
ein Blockdiagramm, das ein Ultraschallabbildungssystem zum Visualisieren
eines vibrierenden medizinischen Eingriffsinstruments bzw. -geräts gemäß der vorliegenden
Erfindung zeigt;
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2 ist
ein detailliertes Blockdiagramm, das die Bauteile eines Ultraschallabbildungssystems zeigt,
das gemäß der vorliegenden
Erfindung aufgebaut ist;
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3A ist
eine graphische Darstellung erster und zweiter Rückkehrsignale, die erhalten
werden nach dem Richten erster und zweiter Impulse in dem zu untersuchenden
Körperbereich;
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3B ist
eine graphische Darstellung eines Differenzsignals, das gemäß einer
Technik der Verwendung der vorliegenden Erfindung erhalten wird;
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4 ist
eine graphische Darstellung, welche die Verschiebung eines vorgegebenen
Punktes an dem Eingriffsinstrument als eine Funktion der Zeit darstellt,
um die Zweckmäßigkeit
des Modifizierens der Impulszeiten gemäß einer modifizierten Technik, welche
die vorliegende Erfindung verwendet, darzustellen.
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Die beste
Art die Erfindung auszuführen
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Gemäß 1 ist
ein einfaches Blockdiagramm eines darstellenden Ultraschallabbildungssystems
gezeigt, das die vorliegende Erfindung verwendet.
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Das
Ultraschallabbildungssystem 10 umfasst eine Anzeige 12,
welche dem Praktiker bzw. dem Arzt oder Bediener des Systems ermöglicht,
den Teil des gescannten Patientenkörpers zu visualisieren. Das
Ultraschallabbildungssystem 10 umfasst ferner eine Scankopf 14 mit
einem Abbildungswandler 16, der mit der Oberfläche 18 der
Haut eines Patienten in Kontakt steht. Bei dem dargestellten Ausführungsbeispiel
ist der Scankopf 14 eine handgehaltene Einheit, die derart
manuell über
den Körper
eines Patienten bewegt wird, um dadurch eine Abbildung gemäß einem
bestimmten Leiden oder gemäß bestimmten
Beschwerden durchzuführen.
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Wie
in 1 dargestellt ist, sieht der Scankopf 14 einen
Strahl von Ultraschallwellen 19 in den Körper eines
typischen zu untersuchenden Patienten vor. Wie zuvor erwähnt, ist
es zweckmäßig, Ultraschall
zu verwenden, um den Fortschritt einer Biopsienadel oder eines anderen
medizinischen Eingriffsinstruments zu verfolgen, das in eine Brust,
Arterie, Vene oder einen anderen Körperteil des Patienten eingeführt wird.
Wie in 1 zu erkennen ist, wird eine Nadel 20 in
eine Arterie 21 eines Patienten eingeführt, und wird durch mechanische
Mittel 22 oszilliert, wie beispielsweise denen, die in
WO-A-9418887 beschrieben
sind, und die als bekannt angesehen werden. Gemäß der vorliegenden Erfindung
bildet die Anzeige 12 sowohl die Arterie als auch die Nadel ab,
so dass der Arzt beim Betrachten der Anzeige in der Lage ist, den
Fortschritt der Nadel zu bestimmen. Eine solche Anzeige wird durch
die neue Art und Weise ermöglicht,
mit der die Echosignale durch die Vorrichtung der vorliegenden Erfindung
verarbeitet werden.
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Wie
der Fachmann erkennen kann, erzeugt bei einem herkömmlichen
Ultraschallsystem jeder Impuls eine Linie des Abbildes, wobei das
Abbild aus Helligkeitspixeln besteht, die proportional zu der empfangenen
reflektierten Energie sind. Die vorliegende Erfindung verwendet
vorteilhaft die Vibrationsfrequenz des Eingriffsinstruments, die
bekannt ist, um die Visualisierung des vibrierenden Instruments durch
eine Sequenz von Impulsen entlang derselben oder im Wesentlichen
selben Linie zu verbessern. Das Timing bzw. die Zeit steuerung dieser
Impulse wird durch die Vibrationsfrequenz des Instruments bzw. des
Gerätes
bestimmt.
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Unter
Bezugnahme auf 2 lässt sich erkennen, dass der
Scankopf 14 über
ein Kabel 24 mit einem Empfängermodul 30 verbunden
ist, wobei das Modul eine Transmittereinheit umfasst zum Liefern von
Erregungsimpulsen oder Wellen an den Wandler 16. In herkömmlicher
Art und Weise arbeitet der Scankopf 14 zum Übertragen
der durch die Transmittereinheit gelieferten Impulse während eines Übertragungsmodus
und zum Empfangen entsprechend reflektierter Impulse während eines
Empfangsmodus. Der Scankopf 14 dient somit dem Doppelzweck
einer Übertragung
eines Impulses und dem Empfang eines reflektierten oder Echoimpulses
nach der Übertragung
innerhalb eines vorbestimmten Zeitintervalls. Während übliche Nicht-Farbsysteme einen
Abbildungsimpuls pro Bildlinie bzw. -zeile übertragen, werden bei der vorliegenden
Erfindung mehrere Impulse entlang einiger oder aller der Linien
verwendet.
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Ein
Analog zu Digitalwandler 32 empfängt die Echoimpulse von dem
Wandler, wandelt sie in digitale Echoimpulssignale um und speichert
die digitalisierten Signale in einem Speicher 34. Wenn
eine vorbestimmte Sequenz von digitalen Echoimpulssignalen gespeichert
wurde, wird eines von einem anderen subtrahiert durch eine zentrale
Prozessoreinheit (CPU 36), um ein Differenzsignal zu erhalten.
Da jedes Echoimpulssignal im Wesentlichen von demselben Gewebe entlang
der Linie stammt, ist der Hauptunterschied in den Echoimpulssignalen
die Position des vibrierenden Instruments bzw. Geräts 20.
Das Differenzsignal ist somit eine Anzeige einer Positionsänderung
entlang einer Scanlinie. (Dies ist in der Radartechnik als ein Bewegzielindikator
(MTI = moving target indicator) bekannt, und es ist auch bekannt,
diesen in Ultraschallsystemen zu verwenden).
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Gemäß einem
Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung werden zwei Impulse für jede Linie bzw. Zeile des
Abbildes geschickt, wobei die Impulse vorzugsweise zeitlich so getrennt
sind, dass das vibrierende Element über den größten Abstand oszilliert hat
(d. h. eine Hälfte
der Vibrationsperiode Pv). Unter Verwendung
eines herkömmlichen
Ultraschallgerätes
beträgt
z. B. der Rundweg für
jeden Impuls 133 Mikrosekunden (μs)
bei einer Abbildungstiefe von 10 cm. Solange demgemäß Pv größer als
266 μs (d.
h. eine Vibrationsfrequenz von 3,75 KHz oder geringer) ist, so kann
die zuvor genannte Pv/2 Impulssequenz verwendet
werden. Es ist natürlich
leicht zu erkennen, dass für
größere Tiefen
oder höhere
Vibrationsfrequenzen ein Impulsintervall von 1½ Vibrationsperioden oder
jede ungerade Anzahl von halben Perioden verwendet werden kann,
um sicherzustellen, dass der Impuls mit der maximalen Bewegung des
Eingriffsinstruments zusammenfällt.
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Wie
in 3A gezeigt ist, wird das erste Echosignal s1 durch den Empfänger 30 empfangen, nachdem
der Impuls P1 übertragen wurde. In ähnlicher
Art und Weise wird ein zweites Echosignal s2 durch
den Empfänger 30 empfangen,
nachdem der Impuls P2 übertragen wurde. Die CPU 36 empfängt die
digitalisierten Echosignale und bildet ein Differenzsignal sΔ,
wie z. B. das in 3B gezeigte. Die Amplitude des
Differenzsignals sΔ, das sich aus der Subtraktion
ergibt, lässt
sich angenähert
durch die folgende Gleichung darstellen: AΔ =
4πXsAn/λwobei:
AΔ die
Amplitude des Differenzsignals ist;
Xs die
Verschiebung bzw. der Versatz des Eingriffsinstruments ist;
λ die Wellenlänge der
verwendeten Ultraschallfrequenz ist; und
An die
Amplitude des Nadelechos ist.
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Die
Signalgröße als eine
Funktion des Versatzes wird wie folgt bestimmt.
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Um
das Signal zu berechnen, das erhalten wurde durch Vibrieren der
Vorrichtung und Subtrahieren des Signals von dem zweiten Impuls
von dem ersten, nehmen wir an, dass das reflektierte Ultraschallsignal
von dem Instrument das Folgende ist (zu diesem Punkt nehmen wir
eine beliebige Phase von 0 an): O1 =
ASin(ωt)und
wenn sich das Instrument über
einen Abstand Δd bewegt,
wird die Phase der reflektierten Welle verändert, da die Reflektionszeit
von dem Instrument um den zweimaligen Abstand geteilt durch die
Schallgeschwindigkeit in dem Medium erhöht wird, so dass das zurückgestreute
Signal nunmehr wie folgt ausgedrückt
werden kann: O2 = ASin(ω(t + 2Δd/v)).
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Der
Sinuswert kann expandiert bzw. auseinandergezogen werden, und wenn ωΔd/v klein
ist, dann ist der Kosinusanteil der Expansion gleich 1 und es gilt: O2 = ASin(ωt) + Asin(2ωΔd/v)cosωI
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Unter
Verwendung von: ωΔd/v → 2πfΔd/fλgilt O2 – O1 = (4πΔd/λ)Acosωt.
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Wenn
wir auswählen,
dass ωt
nπ ist,
dann besitzen wir die maximale Differenz im Signal von 4π mal dem
Versatz des Instruments geteilt durch die Wellenlänge des
verwendeten Ultraschalls multipliziert durch die Amplitude des Instrumentenechos.
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Es
lässt sich
leicht erkennen, dass sich jegliche Echos, die nicht bewegtem Gewebe
entsprechen auslöschen,
während
dies die Echos des vibrierenden Instruments nicht tun. Es ergibt
sich auch, dass der Grund für
das Timen der Impulse derart, dass sie mit dem maximalen Versatz
des vibrierenden Instruments zusammenfallen darin liegt, dass dies
das größte Differenzsignal
zur Folge hat. Es wird jedoch in Betracht gezogen, dass andere Impulssequenzen verwendet
werden, die den Limitationen hinsichtlich Abbildungstiefe und Instrumenten-Vibrationsfrequenz
ausgesetzt sind, wie oben beschrieben wurde.
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Ein
Versatz, der typischerweise durch Vibrieren eines Eingriffsinstruments,
wie beispielsweise einer Nadel erhalten werden kann, liegt in der
Größenordnung
von 10 Mikron, was 0,03 einer 5 MHz Wellenlänge entspricht (eine Wellenlänge, die üblicherweise
für diagnostischen
Ultraschall verwendet wird). Demgemäß beträgt das erhaltene Differenzsignal
ungefähr
1/3 des Nadelreflektionssignals. Da die Nadel selbst ein viel besserer
Reflektor als das Gewebe ist, ist das Differenznadelsignal sΔ viel
größer als
das Differenzgewebesignal.
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Das
Differenzsignal sΔ entspricht nach ordnungsgemäßer Skalierung
einem Helligkeitsabbild des vibrierenden Elements. Um die Position
des vibrierenden Elements innerhalb des Körpers des Patienten darzustellen,
wie in 1 dargestellt ist, wird das Helligkeitsbild in
herkömmlicher
Art und Weise über
ein Standard B-Scanbild gelegt.
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4 illustriert
mögliche
Impulssequenzen, die erhalten werden können während des Betriebs der Vorrichtung
in der oben beschriebenen Art und Weise. Wie sich aus 4 ergibt,
fällt an
einem vorgegebenen Punkt des Instruments der maximale Versatz in
eine Richtung mit dem Impuls P1 zusammen, während ein
maximaler Versatz der Vorrichtung in die entgegengesetzte Richtung
mit dem Impuls P2 zusammenfällt. Somit
resultiert die Sequenz von P1 und P2 in dem größten Differenzsignal und somit
dem hellsten Instrumentenbild bzw. -abbild. Jedoch resultiert an
demselben Punkt an dem Instrument eine unterschiedliche Sequenz
von Impulsen P3 und P4,
die durch dasselbe Zeitintervall wie P1 und
P2 getrennt sind in einer Versetzungsdifferenz
von 0.
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Gemäß der vorliegenden
Erfindung kann das Verschwinden einer augenscheinlichen Bewegung, das
durch die bestimmte Wahl der Impulszeit bewirkt werden kann, eliminiert
werden durch Vorschieben oder Rückschieben
der relativen Zeitposition der Impulse, unter Bezug zur Vibrationsfrequenz.
Eine Bild-zu-Bild bzw. Rahmen-zu-Rahmen „Quadraturdetekierung" wird wie folgt erreicht.
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Zum
Berechnen der Differenzsignaiamplitude haben wir oben bei der Bestimmung
der Signalgröße als eine
Funktion des Versatzes eine zufällige Phasenverschiebung
von 0 zwischen der Instrumentenbewegung und den -Abtastsignalen
von O1 und O2 angenommen.
Wenn wir die Vibration an das Instrument an einem Ende anlegen und
die tatsächliche Phase
zwischen der Antriebssinuswelle und der Bewegung des Instruments
davon abhängt,
wo die Abtastimpulse das Instrument in Zeit und Raum treffen, besitzen
wir eine unbekannte Phasenverschiebung ϕ. Wenn wir daher
die Amplitude des oben herausgefundenen Differenzsignals als „d" bezeichnen, besitzen
wir als ein Signal für
das erste Paar von Abtastimpulsen: S1 = dcos(ωt + ϕ)was
hinsichtlich der Amplitude natürlich
alles von d bis O sein kann, und zwar abhängig von ϕ. Das nächste Mal,
das ein bestimmter Punkt an dem Instrument mit einem Ultraschallimpuls
getroffen wird, wäre
das nächste
Bild bzw. der nächste
Rahmen. Wenn während
dieses Bildes die Abtastimpulse zeitlich in Beziehung zu der Antriebssinuswelle
des Instruments um π/4,
d. h. 90° (oder
irgendein ungerades ganzteiliges Mehrfaches von π/4) versetzt wären, würden die
obigen Signalgröße zu Versatzgleichungen
verändert
werden, um die folgende Gleichung zu ergeben: S2
= + dsin(ωt
+ ϕ) und durch Nehmen dieser zwei Signale, Quadrieren und
Summieren der beiden erhalten wir S = d2(sin2(ωt + ϕ)
+ cos2(ωt
+ ϕ) = d2.
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Wir
können
diese Eliminierung der zufälligen Phase
des Instruments durch diese Mittel auch auf andere Arten erreichen:
wir können,
wenn die Impulswiederholungsrate des Ultraschallsystems schnell genug
sein kann (was von der zu untersuchenden Tiefe abhängt) vier
Impulse für
jede bestimmte Linie aussenden, wobei diese in zwei Paare von Impulsen aufgeteilt
werden, mit 180° Phasenverschiebung
zwischen jedem Paar und 90° Phasenverschiebung
zwischen den Impulsen eines Paars, um dieses Ergebnis zu erhalten.
Alternativ können
wir quadratur-versetzte Impulspaare von zwei benachbarten Linien kombinieren,
wenn der Abstand entlang des Instruments kurz ist im Vergleich zur
räumlichen
Wellenlänge,
d. h. wenn die Phasenveränderung
infolge dessen, dass sie an einem unterschiedlichen Punkt an dem
Instrument auftritt klein genug ist, um zu erlauben, dass der obige
Vorgang annähernd
korrekt ist.
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Zusätzlich erzeugt
das Erhellen der Position des Instruments nach jeweils zwei Bildern
bzw. Rahmen einen Blinkeffekt, der für eine leichte Visualisierung
des Signals hilfreich ist.
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Wie
oben beschrieben, verwendet die vorliegende Erfindung ein Differenzsignal,
bei dem sich die Echos von stationärem Gewebe einander auslöschen. Während diese
Auslöschung
jedoch auftreten kann, wenn das Gewebe, dass das vibrierende Instrument
umgibt statisch ist, kann infolge von Atmung, Herzschlag und anderen
unbeabsichtigten Bewegungen des Gewebes oder von zu untersuchenden
Organen sich dieses tatsächlich
bewegen. Die Effekte solcher Bewegungen können unterdrückt werden
durch Verwendung einer Dreiimpulssequenz entlang jeder Ultraschalllinie.
Der erste Impuls sieht einen Referenzsatz von Werten entlang der
Linie vor. Der zweite Impuls, der die halbe Vibrationsperiode später verschickt
wird, wird von den von dem Referenzimpuls gespeicherten Daten subtrahiert,
so dass alle statischen Reflektionen ausgelöscht werden, um die Reflektionen
des vibrierenden Elements in einem ersten Differenzsignal herauszustellen.
Ein dritter Impuls wird nach einem weiteren Intervall mit halber
Vibrationsperiode ausgeschickt und die Differenz zwischen dem zweiten
und dritten Impuls wird von dem ersten Differenzsignal subtrahiert.
Da die Differenz zwischen dem zweiten und dritten Impuls entgegengesetzt
zur Differenz zwischen dem ersten und zweiten Impuls ist, fügt das Subtrahieren
des Differenzsignals dem Nadelecho Stärke hinzu. Da die Bewegung
des Gewebes jedoch langsam ist, bewegt es sich in dieselbe Richtung
(im Gegensatz zu den Echos des vibrierenden Elements), so dass dann, wenn
das zweite Differenzsignal von dem ersten Differenzsignal subtrahiert
wird, sich die „bewegenden" Gewebeechokomponenten
einander auslöschen. Somit
ist zu erkennen, dass durch die Verwendung von drei Impulsen und
Verarbeitung der Differenzsignale in der oben beschriebenen Art
und Weise sowohl Signalkomponenten von statischem als auch sich
bewegendem Gewebe entfernt werden können, während das Signal für das vibrierende
Element tatsächlich
erhöht
wird.
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Da
wo drei Impulse verwendet werden, kann die zuvor beschriebene Quadraturabtasttechnik
ohne Modifikation verwendet werden. Insbesondere wird bei abwechselnden
Bildern bzw. Rahmen die erste Impulszeit ihre Phase relativ zu der
Vibrationsfrequenz um ¼ einer
Vibrationsperiode verändern.
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Wenn
sich erhöhtes
Signalrauschen ergibt, infolge zufälliger Gewebebewegung oder
geringer Instrumentenreflektivität,
kann das oben beschriebene Dreiimpulsverfahren modifiziert werden,
um jegliche Anzahl von Impulsen (4, 5, 6 usw.) zu verwenden. Wenn
es in einer solchen Art und Weise modifiziert ist, wurde herausgefunden,
dass sich die Nadelechoamplitude in direkter Proportion zu der Anzahl
von Impulsen erhöht,
während
sich die Amplitude der Gewebeechos im schlimmsten Fall in direkter
Proportion zur Quadratwurzel der Anzahl von Impulsen erhöht.
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Der
Fachmann wird leicht erkennen, dass es nicht notwendig ist, dass
jede Bildlinie bzw. -zeile zur Bewegungdetektierung verwendet wird.
Somit muss trotz der mehreren Impulse, die pro Linie bzw. Zeile erforderlich
sind, die Gesamtbild- bzw. -rahmenzeit nicht durch die Anzahl der
verwendeten Impulse erhöht
werden. Wenn z. B. drei Impulse für jede Linie bzw. Zeile verwendet
werden, erhöht
sich die Bildzeit um einem Faktor von 3. Wenn jedoch jede fünfte Scanlinie
für eine
Bewegungsdetektierung verwendet wird, dann wird ein „gepunktetes
Linien"-Abbild des Eingriffsinstruments
erzeugt, bei dem es sieben Impulse für fünf Linien bzw. Zeilen gibt
(vier reguläre Einimpulslinien
und eine Dreiimpulslinie).
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Während zuvor
ein Ausführungsbeispiel
eines Ultraschallabbildungssystems beschrieben wurde zum Führen der
Platzierung eines medizinischen Instruments innerhalb des Körpers eines
zu untersuchenden Patienten, wird in Betracht gezogen, dass sich
dem Fachmann weiter äquivalente
Konfigurationen, Modifikationen und alternative Ausführungsbeispiele
ergeben werden. Demgemäß wird die
vorliegende Erfindung nur durch den Inhalt und Umfang der nachfolgenden
Ansprüche
eingeschränkt.