DE69634714T2

DE69634714T2 - Therapeutisches Ultraschallgerät

Info

Publication number: DE69634714T2
Application number: DE69634714T
Authority: DE
Inventors: Yoshiharu Minato-ku Ishibashi; Katsuhiko Minato-ku Fujimoto; Mariko Minato-ku Shibata; Takuji Minato-ku Suzuki; Satoshi Minato-ku Aida
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1995-03-31
Filing date: 1996-03-29
Publication date: 2006-01-19
Anticipated expiration: 2016-03-30
Also published as: EP0734742A3; US6086535A; US6267734B1; US6454713B1; EP0734742A2; EP0734742B1; US6280402B1; DE69634714D1; US5984881A

Description

Die Erfindung bezieht sich auf eine therapeutische Ultraschallvorrichtung, die ein erkranktes Teil eines Patienten mit einem fokussierten Ultraschallstrahl zur Therapie desselben bestrahlt.
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.
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).
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.
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).
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
Es ist eine Aufgabe der Erfindung, eine therapeutische Ultraschallvorrichtung bereitzustellen, die ermöglicht, dass der Fokus von Ultraschallwellen mit einer Behandlungsregion mit hoher Genauigkeit übereinstimmt.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird eine Vorrichtung gemäß Anspruch 1 bereitgestellt.
Bevorzugte Merkmale der vorliegenden Erfindung werden in den abhängigen Ansprüchen 2 bis 4 definiert.
Diese Erfindung kann vollständiger aus der folgenden ausführlichen Beschreibung in Verbindung mit den begleitenden Zeichnungen verstanden werden, in denen zeigen:
1 eine Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß einer Ausführungsform der Erfindung;
2 ein Blockdiagramm des Ultraschall-Diagnoseabschnitts von 1;
3 Ausbreitungspfade von Ultraschallwellen;
4 die Differenz zwischen dem Timing eines In-vivo-Bildgebungs-Ultraschallimpulses und dem Timing eines Intensitätsverteilungsbildungs-Ultraschallimpulses;
5 eine Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß einem ersten Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist;
6 eine Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß einem zweiten Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist;
7 ein Blockdiagramm des Ultraschall-Diagnoseabschnitts von 6;
8 ein empfangenes Signalspektrum;
9 ein Anzeigebild auf der Kathodenstrahlröhre (CRT) von 7;
10 eine Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß einem dritten Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist;
11 Blutströmungs-verschobene Bänder;
12 eine Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß einem vierten Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist;
13 eine schematische Darstellung einer Quelle von therapeutischen Ultraschallwellen;
14 ein Hochfrequenzband;
15 eine Abweichung zwischen dem erkannten Fokus und der angenommenen erwärmten Region;
16A, 16B und 16C eine Fokusmarke und eine Marke einer erwärmten Region;
17 eine Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß einem fünften Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist;
18 Änderungen in der Abweichung zwischen der berechneten Fokusposition und der tatsächlichen Fokusposition bei der Phasen-Array-Technologie;
19 eine Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß einem sechsten Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist;
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;
21 eine Zeitbeziehung zwischen therapeutischen Ultraschallimpulsen und Bildgebungs-Abtastungen;
22A, 22B, 22C und 22D Diagramme zur Verwendung bei der Erläuterung eines ersten Verfahrens zum Lösen der mit 20A und 20B verbundenen Probleme;
23 Diagramme zur Verwendung bei der Erläuterung eines zweiten Verfahrens zum Lösen der mit 20A und 20B verbundenen Probleme;
24 Diagramme zur Verwendung bei der Erläuterung eines dritten Verfahrens zum Lösen der mit 20A und 20B verbundenen Probleme;
25A bis 25F Diagramme zur Verwendung bei der Erläuterung eine dritten Verfahrens zum Lösen der mit 20A und 20B verbundenen Probleme;
26A bis 26D Diagramme zur Verwendung bei der Erläuterung eines vierten Verfahrens zum Lösen der mit 20A und 20B verbundenen Probleme;
27 eine Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß eines achten Beispiels, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist;
28 ein Ablaufdiagramm für die Bestimmung eines MRI-Schnitts;
29 die ersten und zweiten Ebenen in 28;
30 ein Zusatzdiagramm zur Verwendung bei der Erläuterung der Erfassung von dreidimensionalen Koordinaten des Punkts der maximalen Intensität;
31 ein Beispiel eines zusammengesetzten Bildes, bei dem ein B-Modus-Bild, eine Spitzentemperatur und eine zweidimensionale Temperaturverteilung kombiniert werden;
32 ein Zeitdiagramm, das einen Prozessablauf von der Bestimmung eines MRI-Schnitts bis zum Abschluss der Therapie darstellt;
33 ein Beispiel eines zusammengesetzten Bildes, bei dem ein B-Modus-Bild, eine Spitzentemperatur und eine eindimensionale Temperaturverteilung kombiniert werden;
34 eine MRI-Impulsfolge zum Erhalten einer eindimensionalen Temperaturverteilung;
35 ein Ablaufdiagramm für die Annahme einer zweidimensionalen Temperaturverteilung aus einer eindimensionalen Temperaturverteilung;
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;
37 eine Anordnung einer therapeutischen Ultraschallvorrichtung gemäß einem neunten Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist;
38 ein Blockdiagramm der Phasenverschiebungs-Einrichtung von 37;
39 ein Diagramm zur Verwendung bei der Erläuterung von Phasenverschiebungen eines Synchronisationssignals;
40 eine Anordnung einer Ultraschallwellen-Applikationsvorrichtung gemäß einem zehnten Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist;
41 Frequenz-Kennlinien des Quadratur-Detektors von 40;
42 eine Modifikation der Anordnung von 40 (das elfte Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist);
43 ein Ablaufdiagramm für die Bestimmung einer Treiberfrequenz von Ultraschallwellen für die Intensitätsverteilung;
44 Treiberfrequenzen einer Quelle von therapeutischen Ultraschallwellen;
45 ein Ablaufdiagramm für die Suche nach Empfangsfrequenzen;
46 eine Anordnung einer Ultraschallwellen-Applikationsvorrichtung gemäß einem zwölften Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist;
47 ein Beispiel eines Anzeigebildes auf der Anzeigeeinheit von 46;
48 ein Diagramm, das zum Erläutern des Prinzips des Auftretens einer räumlichen Fehlübereinstimmung zwischen einem B-Modus-Bild und einem Intensitätsverteilungsbild nützlich ist;
49 eine Anordnung einer Ultraschallwellen-Applikationsvorrichtung gemäß einem dreizehnten Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist;
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;
51 ein weiteres Beispiel eines Anzeigebildes auf der Anzeigeeinheit von 46; und
52 ein Diagramm zur Verwendung bei der Erläuterung der Rekonstruktion eines Bildes einer Ebene, die orthogonal zu einer Bildabtast-Ebene ist.
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.
(Ausführungsform der Erfindung)
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.)
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.
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.
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)
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.
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.
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.
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.
Demgemäß liefert das erste Beispiel die gleichen Vorteile wie die erste Ausführungsform der Erfindung.
(Zweites Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist)
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
Ein Addierer 56 überlagert das räumliche Verteilungsbild der Ultraschallenergie mit dem Tomographiebild auf einer Frame-weisen Grundlage.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
(Drittes Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist)
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.
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.
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.
(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.
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.
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.
(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.
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.
(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.
(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.
(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.
(Achtes Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist)
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.
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.
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.
(Neuntes Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist)
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
Die Übertragung von In-vivo-Bildgebungs-Ultraschallwellen wird nach Ablauf einer vorbestimmten Zeit von der Vorderflanke des ersten Synchronisationssignals durchgeführt.
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.
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.
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.
Somit wird die Phase eines empfangenen Echosignals bei jedem Ultraschallimpuls zur Intensitätsverteilungs-Bildgebung geändert.
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.
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.
(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.
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.
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.
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.
Der Quadratur-Detektor 401 kann durch ein Bandpass-Filter ersetzt werden.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
(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.
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.
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.
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.
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.
Somit können die zweidimensionale Farb-Doppler-Bildgebung und die Intensitätsverteilungs-Bildgebung mit hoher Genauigkeit durchgeführt werden.
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.
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.
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).
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.
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).
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.
(Zwölftes Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist)
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
(Dreizehntes Beispiel, das zum Verständnis der Erfindung nützlich ist)
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.

Claims

Therapeutische Ultraschallvorrichtung mit: einer therapeutischen Ultraschallerzeugungsquelle (2) mit Resonanzeigenschaften für eine erste Grundfrequenz; einer Ultraschallsonde (16) mit Resonanzeigenschaften für eine zweite Grundfrequenz; einem ersten Treibermittel (14) zum Treiben der therapeutischen Ultraschallwellenerzeugungsquelle mit einem ersten Treibersignal der ersten Grundfrequenz; einem zweiten Treibermittel (12) zum Treiben der Ultraschallsonde mit einem Treibersignal der zweiten Grundfrequenz, um in vivo Bildgebungsultraschallwellen zu erzeugen; einem Empfangsmittel (20) zum Empfangen von Echos von ersten Ultraschallwellen, die durch die therapeutische Ultraschallwellenerzeugungsquelle erzeugt wurden, und Echos von zweiten Ultraschallwellen, die durch die Ultraschallsonde erzeugt wurde, durch die Ultraschallsonde; einem Bildungsmittel (22) zum Bilden mindestens eines Intensitätsverteilungsbildes der therapeutischen Ultraschallwellen in einem Subjekt oder eines tomographischen Bildes in dem Subjekt auf der Grundlage eines empfangenen Echosignals, das von dem Empfangsmittel ausgegeben wurde; dadurch gekennzeichnet, dass die Ultraschallsonde zusätzliche Resonanzeigenschaften für die erste Grundfrequenz aufweist.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, bei der das erste Treibermittel (14) mit dem Treibersignal der ersten Grundfrequenz mindestens zwei Arten von Wellen, nämlich eine energiereiche Burst-Welle zur Therapie und eine energiearme Impulswelle zur Intensitätsverteilungsbildgebung, in ein Subjekt ausgibt.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, ferner gekennzeichnet durch ein Extrahierungsmittel (21), das zwischen dem Empfangsmittel und dem Bildungsmittel zum Extrahieren von Echokomponenten der ersten Ultraschallwellen und Echokomponenten der zweiten Ultraschallwellen verbunden ist, aus dem empfangenen Echosignal.
Vorrichtung gemäß Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass das Extrahierungsmittel (21) ein Mittel zum Verstärken von Echokomponenten der ersten Ultraschallwellen und Echokomponenten der zweiten Ultraschallwellen einzeln aufweist.