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3  Experimenteller Teil

Zur Durchführung der Messungen in dieser Arbeit und zur Demonstration der Machbarkeit der Verfahren wurde ein experimentelles System erstellt, mit dem es möglich ist, eine LITT Behandlung unter Ultraschallkontrolle durchzuführen.

3.1 Material und Methoden

3.1.1 Proben

Zur Entwicklung der Algorithmen und zur experimentellen Überprüfung wurden Messungen an Phantomen vorgenommen. Da es nicht möglich ist, mit synthetischen Phantommaterialien gleichzeitig die akustischen, optischen und thermischen Eigenschaften von Gewebe zu simulieren, wurden die Messungen an schlachtfrischen Leberproben vom Schwein und vom Rind durchgeführt. Anhand der Arbeiten von [Bamber/77], [Bush/93] ist bekannt, daß das Dämpfungsverhalten sowie die Schallgeschwindigkeit stark vom Probenalter abhängen, jedoch bis zu einer Dauer von ca. 6 Stunden nach Schlachtung und Entnahme [Bamber/79] die in vitro Eigenschaften der Gewebeproben unter Berücksichtigung von kleinen Korrekturfaktoren auf in vivo Bedingungen übertragen werden können. Dies kann nach eigenen experimentellen Erfahrungen bestätigt werden.

Die Leberproben wurden direkt nach der Entnahme in 0.9 % Kochsalzlösung gelagert und in einem Zeitraum von wenigen Stunden untersucht. Vor der Untersuchung wurden mögliche Gasansammlungen aus den äußeren Schichten des Gewebes durch leichtes manuelles Massieren entfernt. Gasansammlungen in den inneren Gewebeschichten bleiben davon unbeeinflußt. Die in vitro Untersuchungen der Proben selbst fanden in einem mit Kochsalzlösung gefüllten Becken statt.

3.1.2 Meßaufbau

Der Meßaufbau für das System besteht aus einem Laser zur Erzeugung der Wärme und einem Ultraschallgerät und Computer zur Datenaufnahme. Zur Durchführung der einzelnen Experimente wurden unterschiedliche mechanische Aufbauten verwendet, die bei den jeweiligen Versuchen beschrieben sind.


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Abbildung 3.1:Experimentelles System bestehend aus Laser (rechts), Ultraschallgerät mit Zugriff auf die HF-Signale und Computer.

Lasersystem

Als Lasersystem dient ein ND:YAG Laser der Firma Dornier, Model Medilas Fibertom 4060. Die Wellenlänge des Infrarotlasers ist 1064 nm. Zur Applikation des Laserlichtes in die Proben wurden ungekühlte Applikatoren der Firma Dornier Medtech (Typ H-6190-I) sowie ein flüssigkeitsgespültes Kathetersystem der Firma Somatex mit einem Applikator der Firma Hüttinger Medizintechnik (Typ SN-FN A12112) benutzt. Die benutzte Laserfiber der Firma Dornier hat einen Kerndurchmesser von 1 mm und ein angeschliffenes distales Ende von 1,5 cm Länge, die der Firme Hüttinger hat einen Kerndurchmesser von 400 µm mit einer aktiven Länge von 2,5 cm.

Abbildung 3.2:Verschiedene Laserapplikatoren. Oben: Kühlkatheter (Somatex), Mitte: Laserapplikator für Kühlkatheter (Hüttinger Mikrodom Applikator), Unten: ungekühlter Applikator (Dornier MedTech)

[Seite 46↓]Temperaturfühler

Zur invasiven Kontrolle der Temperaturen wurden in den Versuchen teilweise Temperaturfühler eingesetzt. Diese sind PT-100 Elemente, die an einen analog/digital Messwertumsetzer gekoppelt sind. Die Genauigkeit im Temperaturbereich bis 100 °C ist mit ± 1 % angegeben. Die Messung der Temperatur mit diesen Temperaturfühlern ist jedoch aufgrund ihres invasiven Verfahrens fehlerbelastet, so daß diese Messungen nur zu orientierenden Zwecken verwendet wurden. Zur genauen Bestimmung der Temperatur bei einem Vergleich von Ultraschall und Kernspinverfahren wurde ein flouroptischer Temperaturfühler der Firma Luxtron verwendet.

Abbildung 3.3:Verschiedene PT-100 Temperatursensoren

Ultraschallsystem

Zur Datenaufnahme während der Behandlung wurde ein diagnostisches Ultraschallgerät der Firma Kretz, Model Combison 310 A verwendet. Das Gerät wurde mit einem HF-Abgriff auf die ungefilterten HF-Ultraschalldaten versehen, und zu Synchronisationszwecken und zur Reduzierung der anfallenden Datenmenge wurde eine PC-Einsteckkarte entwickelt, die es ermöglicht, auf dem Ultraschall-Monitor eine in Größe und Lage steuerbare Region of Interest (ROI) auszuwählen. Während auf dem Ultraschallmonitor das gesamte Sektorbild als Überblick zu verfolgen ist, werden nur die HF Daten des Ultraschallsignals aus der ROI an den PC übermittelt. Der benutzte Ultraschallwandler ist ein mechanisch schwenkender Sektorscanner mit einem Öffnungswinkel von 76 Grad und hat eine Mittenfrequenz von 5 MHz bei einer 6dB-Bandbreite von 18 %. Der Fokus des Wandlers liegt bei einer Entfernung von 30 ± 3 mm.


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Abbildung 3.4:Ultraschallmonitor mit eingeblendeter Region of Interest (ROI). Man erkennt in der Mitte der ROI das scharfe Echo des Laserapplikators.

Datenaufnahme

Die Digitalisierung der HF Ultraschalldaten aus der ROI erfolgt mittels einer Analog/Digital-Wandlerkarte der Firma Fast Comtech, Model PCI 208. Die Karte ermöglicht eine 8-bit Digitalisierung der Ultraschalldaten mit einer Digitalisierungsfrequenz von bis zu 200 MHz. In den Versuchen wurden die Ultraschalldaten mit einer Frequenz von 50 MHz digitalisiert. Die Synchronisation der Aufnahme erfolgt durch die ROI-Karte, die die benötigten Triggersignale für Bild- und Zeilenanfang generiert. Mittels dieser Triggersignale werden die Daten aus der ROI linienweise aufgenommen. Das Bild wird dann aus einer festen Anzahl von Linien, die unter bekanntem Winkel aufgenommen werden, zusammengesetzt.

Computersystem

Das Computersystem basiert auf einem Personal Computer mit einem Intel Pentium II Prozessor mit 450 MHz Prozessortakt. Zur Bearbeitung der anfallenden Datenmengen wurde der Hauptspeicher des Computers auf 1 Gbyte RAM erweitert. Die Softwareumgebung basiert auf der WIN32 Plattform von Microsoft mit Windows 98 als Betriebssystem. Die Software wurde unter den Entwicklungsumgebungen Visual C++ 6.0 von Microsoft und LABVIEW 5.01 von National Instruments erstellt.

3.2 Auswertung

Die Auswertung der Ultraschalldaten bezüglich ihrer Temperaturparameter und Dämpfungsparameter ist im Folgenden genauer beschrieben. Es ist hier anzumerken, daß die Auswertealgorithmen nur in axialer Richtung arbeiten und [Seite 48↓]primär keine laterale Filterung der Daten erfolgt. Das bedeutet, daß bei dem vorhandenen mechanisch schwenkenden Ultraschallsystem die einzelnen Scanlinien separat behandelt werden können und die Information in lateraler Richtung durch die Verarbeitung eines ganzen Bildes in Linienform entsteht. Im Weiteren ist daher unter dem Begriff Ultraschallsignal das digitalisierte Zeitsignal einer Scanlinie zu verstehen. Die Verarbeitung aller Scanlinien ist identisch. Die Verfahren zur Auswertung werden auf die HF-Daten vor einer Scankonvertierung angewendet, die tatsächliche Umrechnung in geometrische Verhältnisse wird erst zur bildgebenden Darstellung bzw. Bewegungskompensation durchgeführt.

3.2.1 Temperaturauswertung

Zur Abschätzung der Temperatur im Gewebe muß das empfangene Zeitsignal einer Linie des Ultraschallwandlers aus dem betrachteten Volumen, wie in Kapitel 2.1 Abbildung 2.1 beschrieben, ortsaufgelöst ausgewertet werden. Hierzu wird das Ultraschallsignal in einzelne Fenster unterteilt, deren Positionen im Zeitsignal anhand des charakteristischen Signalstücks im betreffenden Fenster über den Behandlungszeitraum verfolgt werden können und die Verschiebung als Eingangsgröße für den in Kapitel 2.3. beschriebenen Algorithmus liefern.

Abbildung 3.5:Signalverschiebung durch Temperatureffekt über Behandlungszeitraum.

Die Größe der Fenster muß dabei so gewählt werden, daß die sich entgegenstehenden Anforderungen an eine zuverlässige Korrelation bei ausreichender Ortsauflösung erfüllt sind. In dieser Arbeit hat sich für Lebergewebe bei einer Schallmittenfrequenz von 5 MHz und einer Samplingfrequenz von 50 MHz eine Fensterlänge von 100 Samplingpunkten, also ca. 2 µs, bewährt. Dies entspricht [Seite 49↓]im Gewebe einer Fensterlänge von ca 1.5 mm, aus denen die entstehenden Ultraschallsignale eine charakteristische, wiedererkennbare Signalform gewährleisten. Durch eine überlappende Fensterung kann die Ortsauflösung gesteigert werden, jedoch entsteht dadurch ein Filtereffekt, der auf der Faltung des Zeitsignals mit der Fensterfunktion beruht und in der Theorie einem Mittelungsfilter ähnelt, der die Meßwerte verwischt. In der Praxis hat sich eine 20 %ige Überlappung der Fenster bewährt. Das empfangene Zeitsignal wird also in 100 Punkte lange Zeitfenster unterteilt, die anfänglich in einem Abstand von 80 Samplingpunkten zueinander liegen.

Abbildung 3.6:Zeitsignal mit Fensterung.

Korrelation

Durch diese Fensterung ist eine Messung der Verschiebung der einzelnen Echosegmente zueinander möglich. Diese Verschiebung kann durch eine Kreuzkorrelation von zwei im Behandlungszeitraum aufeinander folgenden Signalen ermittelt werden. Man korreliert dabei den Signalverlauf in einem bestimmten Fenster zum Zeitpunkt t mit dem Zeitsignal im entsprechenden Fenster zum Zeitpunkt t+1. In diskreter Formulierung ergibt sich für die Ähnlichkeit der Signale in den ausgewählten Fenstern folgender Ausdruck:

 

 

(3-1)

Die Summen laufen hierbei über die Fensterlänge und vi beziehungsweise ni bezeichnen die Amplitudenwerte des Vorgänger- beziehungsweise Nachfolgefensters. Zur Ermittelung der Verschiebung des Signals wird nun das Nachfolgesignal mathematisch um den Wert τ verschoben und man errechnet die Ähnlichkeit der Signalfenster zu jedem Verschiebungspunkt. Dadurch erhält man die eigentliche Korrelationsfunktion C in diskreter Form:


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(3-2)

C ist normiert, läuft also von –1 bis +1 und hat bei dem Verschiebungswert τ, bei dem die Signale in den Fenstern die maximale Übereinstimmung haben, ein Maximum. In Abbildung 3.7 ist dies bei τ =-D der Fall.

Abbildung 3.7:Signalfenster mit Verschiebung zur Bestimmung der Korrelationsfunktion.

Quadratische Interpolation

Die mögliche kleinste Verschiebung τ ist anhand der Digitalisierungsrate des Signals definiert. Da jedoch die Verschiebung bei hoher zeitlicher Messfrequenz in der gleichen Größenordnung der Samplingrate ist, wird weiterhin ein sogenanntes Subsampling vorgenommen. Hierzu wird das Maximum der Korrelationsfunktion C und der dazugehörige Verschiebungswert durch eine quadratische Interpolation der Korrelationsfunktion anhand des diskreten Maximums und der direkten Nachbarn vorgenommen.


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Abbildung 3.8:X2-Fit für die diskrete Korrelationsfunktion. Anhand des Maximalwertes und der direkten Nachbarn wird eine quadratische Interpolation berechnet, die eine Bestimmung des Maximalwertes der Korrelationsfunktion unterhalb der Diskretisierungswerte erlaubt.

Hierdurch wird eine Steigerung der Bestimmung der Verschiebung um den Faktor 10 erreicht [Cespedes/95]. Man erzielt also eine ca. 10 fache höhere Auflösung als durch die Digitalisierungsrate festgelegt ist. Damit ist es bei einer Digitalisierungsfrequenz von 50 MHz prinzipiell möglich, eine minimale Verschiebung des Signals von 0,002 µs nachzuweisen.

Energiekriterium

Um diese Genauigkeit erreichen zu können, müssen jedoch Signale mit ausreichender Amplitude im Fenster vorhanden sein. Ein Fenster, in dem hauptsächlich Rauschen den Signalverlauf kennzeichnet, kann nicht sinnvoll mit einem Nachfolgesignal korreliert werden. In der Praxis muß daher sichergestellt werden, daß die Signale in den Fenstern, die zur Korrelation herangezogen werden, einen bestimmten minimalen Signalanteil aufweisen. Hierzu wird ein sogenanntes Energiekriterium verwendet. Mit Hilfe dieses Kriteriums wird überprüft, ob der gesamte Energiewert (Betragsquadrat des Signals als Repräsentant) im Fenster eine minimale Signalenergie aufweist und ob der Hauptanteil der Energie in der Mitte des Fensters konzentriert ist. Als sinnvolles Kriterium hat sich hierbei nach Auswahl einer Gesamtschwelle eine Einteilung gezeigt, die überprüft, ob 80 % der gesamten Signalenergie in den mittleren 80 % des Fensters liegen. Ist dies der Fall, kann eine sinnvolle Korrelation des Signals mit dem Nachfolgersignal durchgeführt werden. Andernfalls wird der Verschiebungswert für das entsprechende Fenster mittels einer linearen Inter/Extrapolation anhand der nächstgültigen Nachbarfenster, die das Energiekriterium erfüllen, ermittelt. Diese Interpolation ist dadurch gerechtfertigt, daß die in Kapitel 2.3.4 beschriebene Verschiebung als zusammengesetzte Größe aus [Seite 52↓]Temperatur und Volumenänderungseffekt eine kontinuierliche Funktion darstellt, die keine Unstetigkeitsstellen aufweisen sollte.

Abbildung 3.9:Das Fenster n=1 wird mittels des Energiekriteriums ausgemustert und die Verschiebung wird anhand der Nachbarfenster linear interpoliert.

Die nun vorliegenden Verschiebungsdaten für jedes Fenster des Signals zu jedem Behandlungszeitraum ermöglichen nach Kapitel 2.3 die Bestimmung der Temperaturveränderung in jedem Gewebeabschnitt. Unter der Annahme einer bekannten, konstanten Temperaturverteilung vor der Behandlung ist es damit durch einfache Summation möglich, die Temperatur zu jedem Behandlungszeitpunkt zu bestimmen. Hierzu können entweder das jeweils jüngste Signal mit dem Signal vor Therapiebeginn verglichen werden oder aber das jeweils jüngste Signal mit dem zweitjüngsten Signal. Letzteres Vorgehen beinhaltet eine Nachverfolgung der Therapie über jeden Zeitpunkt und verbessert durch den mittelnden Charakter der häufigen Bestimmung der Temperaturverteilung eine Verbesserung des Signal/Rauschverhältnisses. Weiterhin ist die Veränderung der Signalform über den Behandlungszeitraum besser nachzuvollziehen und die Messung der Verschiebung der Signale wird durch die Korrelation zeitlich schnell aufeinanderfolgender Signale zuverlässiger.

Zur Bestimmung der Temperatur ergibt sich also zusammenfassend folgendes Schema:


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Abbildung 3.10:Temperaturmessung: Anhand von zwei nacheinander aufgenommenen Ultraschalldatensätzen werden linienweise die einzelnen Verschiebungen der Fenster berechnet und anhand derer die Temperaturänderung in den einzelnen Fenstern zwischen der Aufnahme vom ersten und zweiten Frame.

3.2.2 Dämpfungsauswertung

Zur Bestimmung des Dämpfungskoeffizienten wird das empfangene Ultraschallsignal einer Linie analog zur Temperaturauswertung in einzelne Fenster unterteilt. Die Länge eines Fensters im Zeitbereich muß hierbei ausreichend groß sein, um die spektrale Information des Signals in ganzer Bandbreite bestimmen zu können. Eine Fensterlänge von 128 Samplingpunkten bei 50 MHz Samplingfrequenz gewährleistet die Ermittelung des Spektrums in einer Bandbreite, die der nutzbaren Bandbreite des verwendeten Ultraschallwandlers entspricht.

Zur Bestimmung der in Unterkapitel 2.4.5 und 2.4.6 benötigten Spektren in den einzelnen Fenstern werden diese mit einer Hanning Funktion multipliziert und nachfolgend wird mittels einer Fast Fourier Transformation das Power Spektrum des Signals im Fenster berechnet. Die Multiplikation mit der Hanning Funktion dient hierbei zur Verringerung der sogenannten Sidelobes im Spektrum, die durch Unstetigkeitsstellen im Signal an den Rändern der Fenster entstehen. Die berechneten Spektren werden dann auf die zur Beugungskompensation aufgenommenen wandlerspezifischen Spektren der entsprechenden Entfernung normiert. Dazu wird eine lineare Interpolation der bekannten Beugungsspektren benutzt.


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Abbildung 3.11:Lineare Interpolation zur Beugungskompensation. Die Spektren in den Entfernungen 0 und 1 sind gemessen, das Spektrum dazwischen in der Entfernung 0,5 wird frequenzweise linear interpoliert.

Nach der Kompensation der Beugungseffekte durch die Normierung werden aus jeweils einem Fensterpaar unter Zuhilfenahme des Abstandes der beiden Fenster des Paares nach Gleichung (2-32) die Steigung β der Dämpfungsfunktion für den Bereich zwischen den Fenstern bestimmt. Der Abstand der Fenster berechnet sich hierbei aufgrund der Annahmen aus Abschnitt 2.4 allein aus dem zeitlichen Abstand der Fenster und einer konstanten Schallgeschwindigkeit. Die Effekte der Längenänderung und der Schallgeschwindigkeitsänderung durch Temperatureinwirkung werden hierbei vernachlässigt.

Schematisch ergibt sich also folgendes Bild zur Bestimmung der Dämpfungskoeffizienten:

Abbildung 3.12:Dämpfungsbestimmung: Anhand jedes einzeln aufgenommenen Ultraschalldatensatzes wird spektral die Frequenzabhängikeit der Dämpfung ortsaufgelöst bestimmt. Die so berechneten Dämpfungsbilder (β) werden dann verglichen und die Veränderung wird dargestellt.


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Für die praktische Anwendung ist hierbei wichtig, daß eine Bestimmung des Dämpfungskoeffizienten β allein anhand eines zu einem beliebigen Zeitpunkt aufgenommenen Ultraschallbildes erfolgen kann, ohne den direkten Vergleich zu einem vorangegangenen Bild, wie bei der Temperaturbestimmung, zu benötigen. Zur Auswertung der Veränderung des Dämpfungskoeffizienten über dem Behandlungszeitraum ist zwar wiederum ein Vergleich zu einem Anfangszustand nötig, jedoch geschieht dieser mit bereits berechneten Dämpfungswerten für beide Zeitpunkte. Die Signifikanz dieses Unterschiedes wird in den folgenden Betrachtungen zur Bewegungskompensation deutlich.

3.2.3 Bewegungsartefakte

Die LITT Behandlung erstreckt sich normalerweise über eine Dauer von 10-20 min, so daß es nötig ist, Artefakte, die durch Patientenbewegungen entstehen können, zu betrachten. In der Vorauswahl der Verfahren wurde darauf geachtet, Parameter zu finden, die in Echtzeit und unter klinischen Bedingungen auswertbar sind, jedoch sind sowohl die Temperaturauswertung als auch die Dämpfungsauswertung relative Verfahren. Das bedeutet, sie benötigen beide eine Referenzaufnahme. Verschiebt sich das Behandlungsvolumen während der Behandlung, kann der Vergleich zur Referenz nur bedingt durchgeführt werden und es entstehen Artefakte, die auf die Bewegungen des Patienten zurückzuführen sind. Diese Artefakte äußern sich in Verschiebungen der Zeitachse des Ulltraschallsignals und Schwankungen der Signalamplitude. Letzteres ist bei beiden ausgewählten Verfahren weniger kritisch, da sowohl die Verschiebung des Signals als auch die Frequenzabhängigkeit der Dämpfung amplitudenunabhängig ausgewertet werden kann. Die Verschiebung der Zeitachse beziehungsweise die Veränderung des Schallweges stellen jedoch besonders im Falle der Temperaturauswertung sehr hohe Anforderungen an eine Bewegungskompensation. Diese beruht auf der Auswertung der Änderungen der Laufzeit eines Signals im Bereich weniger 100 Nanosekunden zwischen zwei Bildern, wodurch es von großer Bedeutung ist, kleinste, optisch nicht erkennbare Bewegungen zu kompensieren. Die Dämpfungsbestimmung hingegen wird in einem einzelnen Bild durchgeführt und der Vergleich zur Referenz wird danach mit einer wesentlich geringeren Ortsauflösung im Millimeterbereich zwischen zwei berechneten Dämpfungsbildern durchgeführt.

Die über die Dauer von 20 min auftretenden Bewegungen ergeben sich aus den zufälligen tatsächlichen Bewegungen des Patienten, die willkürlich oder unwillkürlich erfolgen können, und den unwillkürlichen intrinsischen Bewegungen des Gewebes, die sich aus der Atmung und dem Pulsschlag des Patienten ergeben. Während man versucht, die zufälligen Bewegungen allein durch Ruhigstellung des Patienten schon [Seite 56↓]in der Entstehung zu minimieren, treten letztere „Störungen“ periodisch auf und verschieben beziehungsweise deformieren das Behandlungsvolumen mit jedem Zyklus in einer gleichbleibenden Form. Der Einfluß des Pulsschlages kann bei einem großvolumigen Organ wie der Leber vernachlässigt werden, durch die Atmung verschiebt sich jedoch die Leber mit jedem Atemzyklus im ungünstigsten Fall um mehrere Zentimeter. Die Atembewegung des Gewebes kann durch die Triggerung der Aufnahme auf den Atemzyklus verringert werden. Nimmt man zur Auswertung Ultraschalldaten, die immer zu einem fest definierten Zeitpunkt der Atmung aufgenommen werden, kann die tatsächliche Bewegung zwischen zwei zur Auswertung benutzten Aufnahmen auf einen Bereich weniger Millimeter minimiert werden. Durch einen Vergleich der Bilder um den Triggerzeitpunkt mit dem Referenzbild kann unter Voraussetzung einer hohen Aufnahmegeschwindigkeit anhand von Ähnlichkeitskriterien der Versatz der Bilder weiterhin verringert werden. Mit einer maximalen Aufnahmegeschwindigkeit des experimentellen Systems von 12 Bildern / s können bei einer regelmäßigen Atmung die periodischen Bewegungen prinzipiell soweit verringert werden, daß zur Auswertung benutzte aufeinanderfolgende Bilder einen Versatz in der Größenordnung von 1 Millimeter zueinander haben.

Da aber die Atmung über einen Zeitraum von 20 min Variationen durchläuft, und zur Atembewegung die zufälligen Bewegungen des Patienten hinzukommen, muß die Kompensation von der reinen Triggerung der Aufnahme zu einer aktiven Kompensation erweitert werden. Bei der aktiven Kompensation wird im Gegensatz zur passiven Triggerung das Referenzbild und/oder das Vergleichsbild elektronisch so umgerechnet (verzerrt / verschoben), daß ein Vergleich der beiden Bilder mit einer hohen Genauigkeit durchgeführt werden kann. Zum Ausgleich von Variationen in der Atmung und zur Kompensation der zufälligen Bewegungen des Behandlungsvolumens in der Größenordnung von einigen Millimetern bis Zentimetern gibt es folgenden Ansatz, in dem mittels einer automatischen Mustererkennung die ROI nachgeführt wird und dadurch Bewegungen aktiv kompensiert werden.

Aktive Kompensation

Die aktive Kompensation von Bewegungen beinhaltet die Registrierung der Bewegung und die mathematische Rückverschiebung des Bildes in die ursprüngliche Position. Die Registrierung der Bewegung geschieht durch die Nachverfolgung von geometrisch markanten Anhaltspunkten, sogenannten Mustern, im Bilddatensatz. Die bisherigen Auswerteverfahren zur Temperatur- und Dämpfungsauswertung arbeiten mit einzelnen Linien, so daß eine vorherige Scankonvertierung der Ultraschalldaten nicht nötig war. Da jedoch nun zur Erkennung von Mustern die geometrisch korrekte Bildinformation benötigt wird, werden zunächst aus den HF-Daten Bilddaten, also [Seite 57↓]Grauwerte, erzeugt und diese dann scankonvertiert. Das bedeutet, die einzelnen Linien werden anhand ihrer geometrisch korrekten Lage, bedingt durch den jeweiligen Abstrahlwinkel des Ultraschallwandlers für jede Linie, in ein Bild einsortiert und dargestellt.

Abbildung 3.13:Scan-Konvertierung der Ultraschalldaten. Die in Scanlinien vorliegenden Daten werden anhand ihrer geometrischen Lage beim Aufnehmen der Daten in ein Sektorbild einsortiert. Dieser Schritt entfällt bei der Verwendung eines sog. Lineararrays.

Innerhalb des so erzeugten Bildes wird nun bei Beginn der Behandlung ein Muster definiert, dessen Lage im Bild über den Behandlungszeitraum verfolgt wird, und somit die Bewegung des Gewebes in einer Ebene registriert. Die Registrierung eines Musters erfolgt anhand von verschiedenen Kriterien. So muß eine klare Erkennung der translatorischen und rotatorischen Bewegungen möglich sein, also ein asymmetrisches Objekt im Bild als Modell gewählt werden. Hierzu bieten sich im Ultraschall kontraststarke Gefäß- und Knochenstrukturen bzw. der Übergang zur Lunge an. Das Muster wird dann mittels einer 2-dimensionalen Korrelation des Musters mit dem Bilddatensatz im Bild aufgefunden. Verschiedene zeitoptimierte Algorithmen sind in der Literatur unter dem Oberbegriff „Pattern Matching“ zu finden. In der vorliegenden Arbeit wurde der Algorithmus der Matrox Imaging Library, Version 6.01 zum Auffinden des Musters benutzt. Der Algorithmus benutzt die in Gleichung (3-3) angegebene normalisierte Korrelation zur mathematischen Darstellung der Ähnlichkeit zweier Bildabschnitte (Muster/Bild).

 

 

(3-3)

Das Muster wird, vergleichbar einer Faltung, zweidimensional über das Bild verschoben und der Ähnlichkeitswert an jeder Stelle errechnet. Hierbei sind I und M die jeweilig übereinanderliegenden Pixel des Bildes (I) und des Musters (M), N ist die [Seite 58↓]Anzahl der sich überdeckenden Pixel (die Indices sind zur Vereinfachung weggelassen). Die Größe q ist der Korrelationskoeffizient. Er entspricht 1, wenn das Muster und das Bild sich exakt gleichen, 0, wenn das Muster und das Bild unkorreliert sind und negativ, falls die Ähnlichkeit geringer als der zufällige Erwartungswert ist. Die Lage des Musters im neuen Bild wird anhand des Maximums der Ähnlichkeit bestimmt.

Zur Überprüfung der Möglichkeiten der automatischen Mustererkennung wurden Experimente am Phantom und in vivo durchgeführt. Die Experimente am Phantom dienten zur generellen Bestimmmung der Eignung des Verfahrens sowie zur Überprüfung der erreichbaren Genauigkeit. Hierzu wurden Ultraschallaufnahmen an einem gewebeähnlichen Phantom (Nuclear Associates, multi-purpose tissue-equivalent phantom) erstellt, welches mittels einer motorisierten xyz-Mimik definierten translatorischen und rotatorischen Bewegungen ausgesetzt wurde.

Der Versuchsaufbau ist in Abbildung 3.14 dargestellt.

Abbildung 3.14:Versuchsaufbau zur Überprüfung der Genauigkeit bei der Bewegungskompensation a) schematisch, b) tatsächlicher Aufbau, c) aufgenommener Bereich des Ultraschallphantoms.

Das Phantom besteht aus einem gewebeähnlichen Material, in das verschiedene Strukturen (Schläuche, Drähte etc.) eingelagert sind. Ein Bereich im Phantom, der von den geometrischen Abmessungen den Größenordnungen der inneren Strukturen einer Leber entspricht, wurde ausgewählt und verschiedene Aufnahmeserien erstellt. Hierbei wurden sowohl die Position als auch die Verstärkung des Schallgerätes variiert. In Abbildung 3.15 sind einzelne Aufnahmen hierzu dargestellt. Die Variation der Verstärkung dient zur Überprüfung der Amplitudenabhängigkeit des Verfahrens.


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Abbildung 3.15:Aufnahmen vom Gewebephantom mit definierter Translation. b) und c) sind jeweils um 1 cm horizontal zu a) verschoben. d) und e) sind zusätzlich in vertikaler Richtung verschoben. Außerdem wurde die Time Gain Verstärkung in d) und e) verändert, so daß das Bild insgesamt heller erscheint. Die zur Mustererkennung benutzten Bildbereiche sind in f) eingezeichnet. Zur rein translatorischen Bewegungskompensation reicht jedoch jeweils ein Muster aus.

In den Bildaufnahmen wurden verschiedene Bereiche zur Definition der Muster bestimmt und getestet. Diese sind in Abbildung 3.15 f) eingezeichnet. Zur Bestimmung einer rein translatorischen Bewegung wird nur ein Muster benötigt, es wurden jedoch verschiedene Bereiche ausprobiert.

Nach der Definition der Muster wurde die Verschiebung des Bildes mit dem oben angegebenen Verfahren bestimmt Die Abweichung der mittels Bildverarbeitung berechneten Verschiebung zur tatsächlichen Verschiebung kann dadurch ermittelt werden. Die Übereinstimmung des Musters mit dem Bildbereich kann in Prozent angegeben werden. Anhand der aktuellen Lage des Musters kann dann die Matrix zur Rückverschiebung des Bildes bestimmt und das Bild in die ursprüngliche Position zurückgeschoben werden.

In Abbildung 3.16 sind jeweils das ursprüngliche Bild und das rücktransformierte verschobene Bild einer horizontalen und einer horizontal/vertikalen Translation von jeweils genau 1 cm überlagert dargestellt. Man erkennt eine hohe Übereinstimmung der zurückgerechneten mit den ursprünglichen Bildern. Die berechnete Verschiebung ist jeweils im Bild angegeben, sie weicht von dem tatsächlichen Wert nur um einige [Seite 60↓]Zehntel Millimeter ab. Der Matchscore gibt die Übereinstimmung des Musters mit dem entsprechenden Bildbereich an und dient als Maß für die Güte der Bilderkennung. Bei rein translatorischen Bewegungen bei Phantomaufnahmen liegt der Matchscore zwischen 85 und 95 %

Abbildung 3.16:Die zurückgeschobenen Bilder sind überlagert dargestellt. Der Matchscore gibt die jeweilige Überdeckung nach Gleichung 3-3 in Prozent an.

Zur Kompensation von Rotationsbewegungen muß entweder ein Muster mit einer asymmetrischen Geometrie oder zwei unterschiedliche Muster korreliert werden. Die Überprüfung des Algorithmus wurde mittels zwei Musterbereichen durchgeführt. Dies ist darin begründet, daß unter in vivo Bedingungen das Auffinden eines asymmetrischen Musters, welches eine klare Ermittelung eines Rotationswinkels zuläßt, erschwert ist. Die Rotation des Bildes sowie eventuell auftretende Stauchungen, Dehnungen oder Verzerrungen können anhand der Verschiebungen der einzelnen Muster bestimmt werden. Der Rotationswinkel ergibt sich dann aus dem Skalarprodukt der Verschiebungsvektoren beider Muster.

In Abbildung 3.17 sind Aufnahmen mit verschiedenen Rotationswinkeln dargestellt.

Abbildung 3.17:Phantomaufnahmen mit definierter Rotation.


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Die Rücktransformation des Bildes erfolgt wieder anhand der berechneten Rotations- und Translationsvektoren. In Abbildung 3.18 ist das rücktransformierte Bild einer 20° Rotation dargestellt. Der Fehler in der Bestimmung des Rotationswinkels liegt unter 1 °. Der angegebene Matchscore entspricht dem gemittelten Matchscore aller Korrelationsbereiche. Bedingt durch Abbildungsartefakte des Ultraschalles ist der Matchscore für Rotationsbewegungen niedriger als bei reinen Translationen, liegt jedoch bei Aufnahmen am Phantom im Bereich von 70 – 80 % und damit nur knapp unter dem für reine Translationsbewegungen.

Abbildung 3.18:Ergebnis der Kompensation der Rotationsbewegung.

Die am Phantom ermittelte Genauigkeit und Sicherheit in der Bestimmung der Bewegung kann prinzipiell auf die in vivo Situation übertragen werden. Wichtigster Bestandteil des Verfahrens ist hierbei das Auffinden eines geeigneten Musters zur Bilderkennung. Die Geometrie und Größe der Objekte im Phantom stimmen gut mit anatomischen Strukturen der Leber überein. Zur Veranschaulichung ist in Abbildung 3.19 ein diagnostisch üblicher Querschnitt der Leber über dem Pankreas dargestellt. Als Bereiche zur Definition der Muster bieten sich hierbei die Gefäßwände der Pfortader oder der Vena cava an. Gefäßwände sind im Allgemeinen kontrastreich und gut erkennbar. Auch Strukturen am Übergang zur Gallenblase beziehungsweise zur Niere bieten sich zur Musterdefinition an. Unter therapeutischen Bedingungen ist weiterhin der im Ultraschallbild eindeutig zu erkennende Laserapplikator (siehe auch Abbildung 3.4) vorhanden, der zur Definition eines Musters für die Bilderkennung dienen kann.


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Abbildung 3.19:Vergleich zwischen der Aufnahme am Phantom und einer Aufnahme der Leber. Dargestellt ist der Querschnitt der Leber über dem Pankreas. Man erkennt die Vena cava inf. (V) und die Pfortader (P).

Die in vivo Situation wurde in folgendem Scenario überprüft. Eine Serie von Aufnahmen während mehrerer Atemzyklen wurde erstellt. Für die Aufnahmen wurde der Atemzyklus jeweils nach vollständiger Exhalation beziehungsweise bei nur teilweiser (ca. halbes Volumen) Exhalation unterbrochen. In Abbildung 3.20 ist eine solche Serie dargestellt.

Abbildung 3.20:Querschnitt der Leber in einem Atemzyklus: a) vollständig ausgeatmet, b) halb ausgeatmet, c) vollständig ausgeatmet. Man erkennt eine hohe Ähnlichkeit der Bilder a) und c). Im Bild b) herrscht eine leichte Deformation.

Bei der Aufnahme der Bilder wurde darauf geachtet, daß der Schallkopf selbst so wenig wie möglich bewegt wurde und daß die Hauptachse der Atembewegung so weit wie möglich in der Ebene des Ultraschallsektors verlief. Die Berechnung der Verschiebung einzelner Muster wurde dann an den Bildern durchgeführt, die im Atemzyklus bei vollständiger Exhalation aufgenommen worden sind. Hierbei ergab sich ein Matchscore zwischen 50 und 70 %, der zwar unterhalb der Werte des [Seite 63↓]Phantoms liegt, jedoch nach wie vor eine hohe Ähnlichkeit der Bereiche beschreibt. Die anhand dieser Verschiebungen berechnete Bewegung der Bilder liegt im Bereich einiger Millimeter. Analog zur Rücktransformation der Phantomaufnahmen können die einzelnen Bilder derselben Zeitpunkte im Atemzyklus zur Überdeckung gebracht werden. Dies ist in Abbildung 3.21 für zwei Bilder einer Serie, die in einem Intervall von 5 Atemzyklen aufgenommen wurden, dargestellt.

Abbildung 3.21:Die zurückverschobenen Bilder aus dem Atemzyklus sind überlagert dargestellt. Es zeigt sich eine hohe Übereinstimmung der Bilder nach einer Rückverschiebung von einigen Millimetern.

Das Verfahren kann also in vivo zur Kompensation von Bewegungen benutzt werden. Jedoch setzt der Einsatz dieses Verfahrens voraus, daß die Bewegung in Richtung des Ultraschallsektors liegt und die ROI Daten des Musters zumindest noch teilweise im aktuellen Bild vorhanden sind. Ist die Bewegung senkrecht zur Ultraschallebene, kann mit diesem Ansatz keine Aussage über die aktuelle Position gemacht werden. Um alle drei Raumrichtungen zur Bewegung zuzulassen, muß präoperativ ein Volumendatensatz erhoben werden, in den dann die aktuellen Sektorbilder schichtweise einsortiert werden können. Dies setzt jedoch die Aufnahme von einem dreidimensionalen Volumen voraus. Beschränkt man sich auf eine Hauptbewegungsrichtung in der Ultraschallebene, kann mit diesem Verfahren der aktiven Bewegungskompensation eine mathematische Rückverschiebung des Ultraschallbildes mit einer Genauigkeit <0.5 mm ermöglicht werden. Diese Genauigkeit ist für die Dämpfungsbestimmung ausreichend. Im Falle der Temperaturauswertung erscheint die Anforderung höher und die folgenden weiteren [Seite 64↓]Kriterien müssen beachtet werden. Die Veränderung des Ultraschallsignals auf einer Linie kann nur auf demselben Weg betrachtet werden, auf dem sie entstanden ist. Das heißt, eine Linie, die zwar durch dasselbe Volumen läuft, jedoch einen anderen Winkel als den der Referenzlinie aufweist, kann nicht mit der Referenzlinie verglichen werden. Vielmehr muß anhand der Rücktransformationsmatrix des Bildes ein Weg im Referenzbild errechnet werden, auf dem die aktuelle Ultraschallinie im Ursprungsbild gelaufen wäre. Dieser Weg kann dann durchaus krummlinig werden, und man muß ein simuliertes Ultraschallsignal auf diesem Weg berechnen. Dabei müssen die für die Korrelation der einzelnen Fenster markanten Echosignaturen vergleichbar sein. Dies gestaltet sich dadurch aufwendig, daß diese Signaturen, sog. Speckles, anhand von Interferenzerscheinungen verursacht durch Streuer innerhalb des Schallbündels entstehen. Diese sind wiederum richtungsabhängig und können nicht ohne Weiteres berechnet werden. Anhand des simulierten Weges kann dann jedoch prinzipiell durch die Verschiebung der Signalanteile in der aktuellen Linie im Vergleich zur simulierten Linie, wiederum die Temperaturverteilung bestimmt werden. Schematisch ist die Temperaturbestimmung dann wie folgt aufgebaut:

Abbildung 3.22:Temperaturbestimmung mit Bewegungskompensation: Die Kompensation der Bewegung geschieht vor der Bestimmung der Verschiebungen. PM: Pattern Matching, WS: Wegsimulation.

Da diese Methode der aktiven Kompensation für die Bestimmung der Temperatur für eine Therapiekontrolle in Echtzeit nicht erfolgversprechend ist, wurde hier auf eine Implementierung verzichtet. Die Auswertung der Temperaturdaten basiert also ausschließlich auf der passiven Kompensation der Ultraschalldaten. Die Alternative der aktiven Bewegungskompensation zur Dämpfungsbestimmung ist wesentlich erfolgversprechender. Hierbei wird das Dämpfungsbild eines Ultraschallbildes anhand der aus den Bild/Musterdaten erhaltenen Rücktransformation in die ursprüngliche Position verschoben und dann die Veränderung der Dämpfungskoeffizienten berechnet. Als schematische Darstellung ergibt sich Folgendes:


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Abbildung 3.23:Dämpfungsbestimmung mit Bewegungskompensation: Die Kompensation der Bewegung geschieht nach der Bestimmung der Steigung der Dämpfung.

Diskussion Bewegungskompensation

Durch die passive Bewegungskompensation anhand der Triggerung der Ultraschallaufnahmen wird eine grobe Vorauswahl der Daten getroffen, die gewährleistet, daß die Bewegung des Zielvolumens zwischen zwei Aufnahmen im Bereich weniger Millimeter verläuft. Begünstigt durch eine hohe Bildaufnahmerate von 12 Bildern / s wird dann aus den Sequenzen ein Bild ausgewählt, das dem Ursprungsbild am ähnlichsten ist. Die Temperaturauswertung erfolgt anhand dieser Daten und liefert nur dann zufriedenstellende Ergebnisse, wenn die Verschiebung der Bilder zueinander minimal (< 0.1 mm) ist. Zur Verbesserung der Dämpfungsbestimmung wird eine aktive Registrierung der Bewegung mittels Pattern Matching eines vordefinierten Musters vorgenommen und die Dämpfungsdaten werden nach einer Scankonvertierung und Verschiebung mittels der Rücktransformationsmatrix mit den ursprünglichen Dämpfungsdaten verglichen. Man erhält also jeweils bewegungskompensierte Bilddatensätze aus Graustufen, Temperatur und Dämpfungsdaten. Diese Bilddatensätze werden dann zur weiteren Auswertung dargestellt.

3.3 Darstellung

Die Darstellung der Kontrollparameter erfolgt durch Zuweisung von Farbskalen zu den Temperatur und Dämpfungswerten und Überlagerung der ortszugehörigen Gauwerte der B-Mode Bilder.


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3.3.1  Rekonstruktion des Bildes

Das benutzte Ultraschallgerät nimmt mit einem mechanisch schwenkenden Schallkopf einzelne Ultraschalllinien als HF-Daten auf (siehe Kapitel 3.1.2). Die Linien liegen als vorzeichenbehaftete 8-bit Integer Werte im Computer vor. Aus diesen Linien werden sowohl die Grauwerte zur Darstellung im B-Mode als auch die Parameter der Temperatur und der Dämpfung berechnet.

Da die Linien mit einer Digitalisierungsfrequenz von 50 MHz aufgenommen werden, muß die Anzahl der Punkte in axialer Richtung zur Anzeige reduziert werden. Dies erfolgt durch eine Mittelung über 3 Meßwerte, so daß eine Auflösung von ca. 10 Punkten pro Millimeter für die Bildgebung benutzt wird. Die so in der Anzahl der Datenpunkte reduzierten Linien werden in einem Algorithmus zur Scankonvertierung in ein pixelbasiertes Bild einsortiert. Die Anzahl der Pixel pro Millimeter in diesem Bild ist auf 10 Pixel / mm festgelegt. Die Einsortierung der Linien erfolgt mittels einer Mittelung über die nächsten vier geometrischen Nachbarlinienpunkte pro Pixelpunkt. Auf eine Korrektur der Verzerrung, die durch die Veränderung der Schallgeschwindigkeit in Abhängigkeit der Temperatur entsteht, wurde verzichtet, da dieser Fehler im Bereich unter 1% liegt. Die geometrische Lage eines Punktes wird also anhand einer mittleren Schallgeschwindigkeit für biologisches Gewebe von 1560 m/s und der gemessenen Laufzeit berechnet.

Zur geometrisch richtigen Darstellung der Temperaturdaten werden auch diese durch die Scankonvertierung in ein pixelbasiertes Bild einsortiert. Die Lage der einzelnen Temperaturmesspunkte ergibt sich hierbei durch die Position der Fenstermitten in einer Linie. Die Reduktion der Messwerte zur Anzeige geschieht also automatisch durch die Fensterung der einzelnen Linien. In der Darstellung wird durch räumlich gewichtete Interpolation der Nachbarfensterpunkte eine Auflösung von 10 Pixel / mm erzielt.

Analog hierzu werden auch die Dämpfungsdaten dargestellt. Hierbei ergibt sich jedoch die Position der Messwerte im Pixelbild aus der Mittenposition zwischen jeweils zwei zur Dämpfungsberechnung herangezogenen Fenstern.

3.3.2 Farbskalen

Im einfachsten Fall der B-Mode Bildgebung werden aus den vorzeichenbehafteten HF- Integer Werten durch Betragsbildung Graustufen mit den Werten zwischen 0 und 127 erzeugt. Für die Darstellung der Temperatur und der Dämpfung wurden willkürliche Farbverläufe gewählt. Der Farbverlauf der Temperaturdarstellung geht von Blau bei 36 °C zu Rot bei einer Temperatur von über 60 °C über. Die 60 °C Schwelle zur roten Farbe wird aufgrund der Annahme verwendet, daß das Gewebe, welches über 60 °C erhitzt wurde, vollständig koaguliert (siehe Kapitel 1.2.1). Damit [Seite 67↓]kann die direkte Ausbreitung der 60 °C-Isotherme anhand der Farbskala eindeutig abgelesen werden.

Für die Dämpfungswert-Farbskala wurde folgende willkürliche Konvention getroffen. Die Skala fängt bei 0 % Veränderung mit Blau an und verläuft zu Rot bei über 60 % der maximal gemessenen Veränderung bei vollständiger Koagulation (siehe Ergebnisse in Kapitel 3.5.3).

3.3.3 Überlagerung von B-Bild und T-Bild / D-Bild

Prinzipiell ist eine überlagerte Darstellung der Temperaturbilder und Dämpfungsbilder mit dem B-Bild des Ultraschallgerätes möglich, indem die Farbwerte der einzelnen RGB Farbbänder mit den Grauwerten verrechnet werden.

Abbildung 3.24:Überlagerte Darstellung der Ultraschall B-Bilder und der Temperatur- und Dämpfungsbilder.

Da jedoch im vorliegenden experimentellen System die Evaluierung der Eignung und Genauigkeit der Verfahren im Vordergrund vor einer einfachen, ansprechenden Benutzeroberfläche stehen, wurde im Weiteren auf eine überlagerte Darstellung verzichtet, und die Bilder werden bei Bedarf zeitgleich nebeneinander dargestellt.

3.4 Implementierung der Software

Die Software ist objektorientiert und modular aufgebaut. Die Daten werden in verschiedenen Basisklassen verwaltet. Einzelne Operatoren übernehmen die Berechnung und Übertragung der Daten aus und in die einzelnen Basisklassen. Schematisch ist die Struktur der Software in Abbildung 3.25 dargestellt.


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Abbildung 3.25:Softwarestruktur: Die Basisdatenklassen sind durch verschiedene Farben gekennzeichnet. Die einzelnen operativen Module sind: AT Atmungstrigger, AM Akquisitionsmodul, BK Bewegungskompensator, EP Echo-Prozessor, PM Pattern Matching, WS Wegsimulatior, TP Temperatur-Prozessor, DP Dämpfungs-Prozessor, DDP Delta-Dämpfungs-Prozessor, SK Scan-Konverter, DM Darstellungsmodul, SM Speichermodul.

Aufgrund des modularen Aufbaus ist eine einfache Modifizierung des bestehenden Systems, zum Beispiel zur 3D-Erweiterung, gewährleistet.


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3.5  Messungen und Ergebnisse

Die Verfahren zur Temperatur- und Dämpfungsauswertung wurden anhand verschiedener Experimente überprüft. Zur Ermittlung der Genauigkeit und zur Kalibrierung wurden mit beiden Verfahren zuerst Ultraschallsignale an einzelnen Meßpunkten ausgewertet. Bei der Temperaturmessung erfolgte dabei ein Vergleich zu invasiv gemessenen Temperaturen. Die Dämpfungsmessung im eindimensionalen Fall gab Auskunft über die maximale Veränderung des Dämpfungskoeffizienten bei vollständiger Koagulation des Gewebes.

Mit den Ergebnissen der Einzelpunktmessungen wurde die Auswertung auf die zweidimensionale Ebene des Sektorbildes angewendet. Die durchgeführten Messungen sind im Folgenden näher erläutert.

3.5.1 Bestimmung der Temperaturverteilung

Einzelpunktmessung Temperatur

Zur in vitro Überprüfung des in Kapitel 2.3 entwickelten Verfahrens zur Temperaturbestimmung wurde folgender Aufbau verwendet: Eine Gewebeprobe wurde mit einem ungekühlten Laserapplikator bei 2 Watt über einen Zeitraum von 35 min erwärmt. Die Temperatur an mehreren Positionen wurde über der Zeit mit PT-100 Temperaturfühlern aufgenommen. Drei Elemente wurden in verschiedenen Abständen zur Laserfiber plaziert.

Abbildung 3.26:Ultraschall-Temperaturmessung an einer Leberprobe vom Schwein mit symmetrischer Anordnung der US-Meßpunkte und Temperaturfühler. Die Positionen, an denen mittels der Ultraschallmessung die Temperatur bestimmt wurde, entsprechen im Abstand vom Applikator denen der invasiven Temperaturfühler. a) schematisch, b), c) und d) Probengefäß mit angeflanschtem Ultraschallkopf. Man sieht den im Stativ gehaltenen Kühlkatheter des Laserapplikators. Laserdaten: 2 W, 35 min.


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Der Temperaturverlauf an diesen Positionen ist in Abbildung 3.27 dargestellt. An der dem Laserapplikator nächstgelegenen Position im Abstand von 7,6 mm erreicht die Temperatur bei Behandlungsende ca. 65 °C. Die Temperatur an den anderen Positionen ist niedriger. Das Abknicken des Temperaturverlauf in einer Entfernung vom Laserapplikator von 9,2 mm (siehe Abbildung 3.27) wird auf eine schlechte Ankopplung des PT-100 Elementes an das Gewebe zurückgeführt.

Abbildung 3.27:Invasiv gemessener Temperaturverlauf in einer Leberprobe vom Schwein. Aufgetragen ist die Temperatur an drei verschiedenen Entfernungen zum Laserapplikator über den Behandlungszeitraum. Der verzerrte Verlauf der Temperatur bei 9,2 mm Entfernung ist auf eine schlechte Ankopplung des Temperaturfühlers an das Gewebe zurückzuführen.

Die Messung der Temperatur mittels PT-100 Elementen ist nicht wechselwirkungsfrei, wodurch die gleichzeitige Messung der Temperatur an den Positionen der PT-100 Elemente mittels Ultraschall fehlerhaft ist. Deshalb wurden aus den während der Erwärmung und Abkühlung aufgenommenen Ultraschallscans unter Annahme eines rotationssymmetrischen Herdes Linien- und Zeitfenster entsprechend dem Abstand der Temperaturfühler vom Applikator ausgewählt und die Verschiebung der Signale in diesen Fenstern gemessen. Die Verschiebung an diesen Positionen ist in Abbildung 3.28 dargestellt.


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Abbildung 3.28:Gemessene Verschiebung des Ultraschallsignals an derselben Leberprobe wie in Abbildung 3.27 in verschiedenen Abständen zum Laserapplikator. Die Unterbrechung der x-Achse beim Abkühlvorgang und die Stufen der Verläufe beim Abkühlen entstehen durch eine Unterbrechung der Messung zur Abspeicherung der Daten.

Man erkennt deutlich, daß die Kurven einen temperaturähnlichen Verlauf aufweisen. Durch die Abhängigkeit der Verschiebung von der Quadratwurzel der Temperatur ergibt sich ein stärker ansteigender Verlauf im unteren Temperaturbereich bei Behandlungsbeginn, der langsam abflacht. Die Stufen der Verläufe beim Abkühlen entstehen durch eine Unterbrechung der Messung zur Abspeicherung der Daten. Die Umrechnung der Verschiebung in Temperaturen nach Gleichung (2-18) ist in Abbildung 3.29 zusammen mit den invasiv ermittelten Temperaturen dargestellt.


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Abbildung 3.29:Vergleich der mittels Ultraschall und der invasiv gemessenen Temperaturverläufe an einer Leberprobe vom Schwein. Die Kurvenverläufe können nur qualitativ in ihrer Größenordnung verglichen werden, da die Werte nicht an exakt identischen Stellen, sondern nur in gleicher Entfernung vom Applikator gemessen werden können.

Man erkennt eine gute Übereinstimmung der mittels Ultraschall nicht-invasiv gemessenen Temperaturverläufe mit den invasiv gemessenen. Die Kurvenverläufe können nur qualitativ in ihrer Größenordnung verglichen werden, da die Temperaturwerte nicht an exakt denselben Stellen, sondern nur in gleicher Entfernung vom Applikator gemessen werden können. Die Gültigkeit des Verfahrens erstreckt sich über den gesamten interessierenden Temperaturbereich.

Sektorbilder Temperatur

In einem ähnlichen Aufbau wie in Abbildung 3.26 wurde die 2-dimensionale Temperaturentwicklung über den Behandlungszeitraum ausgewertet. Die Gewebeprobe wurde hierbei mit einem gekühlten Laserapplikator bei einer Leistung von 4 Watt über einen Zeitraum von 13 min erhitzt. In Abbildung 3.30 sind die Veränderungen im B-Scan einer senkrecht zum Applikator liegenden Schnittebene während der Lasereinstrahlung als Auswahl aus 5760 Scans dargestellt.


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Abbildung 3.30:B-Scan Aufnahme einer Schnittebene senkrecht zum Laserapplikator während der Erwärmung einer Leberprobe vom Schwein im zeitlichen Intervall von 1,5 min. Laserwerte: 4 W, 13 min.

Es werden im B-Scan hauptsächlich Gasblasen sichtbar, die mit dem tatsächlichen Behandlungsergebnis nur schlecht korrelieren. Die Entwicklung des mittels Ultraschall gemessenen Temperaturverlaufs in derselben Ebene über dem Behandlungszeitraum ist in Abbildung 3.31 dargestellt.


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Abbildung 3.31:Mit Ultraschall gemessener Temperaturverlauf in einer Leberprobe vom Schwein bei Lasereinstrahlung mit 4 W über 13 min. Die Sektorbilder zeigen den zeitlichen Verlauf der Temperaturverteilung in einer Ebene senkrecht zum Laserapplikator.

Man erkennt deutlich die Temperaturentwicklung über der Behandlungszeit. Die Laserfiber ist zentral im Mittelpunkt des Bildes senkrecht zur Sektorebene plaziert.

Man erkennt eine anfängliche Asymmetrie der Temperaturverteilung, die erst gegen Ende der Behandlungszeit nach ca. 11 min ausgeglichen ist. Der Temperaturverlauf gegen Ende der Behandlungszeit entspricht in den räumlichen Ausmaßen den Erwartungen aus der Simulation (siehe Abbildung 3.36).


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3.5.2  Bestimmung struktureller Veränderungen / Dämpfungsmessung

Einzelpunktmessung Dämpfung

Die Veränderung der Frequenzabhängigkeit der Ultraschalldämpfung in Abhängigkeit vom Gewebezustand wurde in folgendem Experiment bestimmt: Eine in einem dünnen, mit Kochsalzlösung gefüllten Plastikbeutel gelagerte Probe schlachtfrischer Leber vom Schwein wurde in einem Wasserbad beschallt (siehe Abbildung 3.32). Der Vergleich des Spektrums des Austrittsechos mit dem Spektrum des Eintrittsechos der Gewebeprobe gibt Auskunft über die Frequenzabhängigkeit der Dämpfung im Gewebe (siehe Unterkapitel 2.4.6, Gleichung (2-33)).

Abbildung 3.32:Die Bestimmung der Frequenzabhängigkeit der Dämpfung erfolgt in Reflexion durch den spektralen Vergleich des Ein- und Austrittsechos der Gewebeprobe. Die Frequenzabhängigkeit der Dämpfung wurde in der nativen Probe und nach Koagulation der Probe bestimmt: a) schematisch, b) Aufbau, c) Gewebeprobe in nativem Zustand vor der Koagulation, d) Gewebeprobe nach Koagulation (20 min, 80 °C).

Die Frequenzabhängikeit wurde in der nativen Probe und nach der Koagulation bestimmt. Da in diesem Experiment die Dämpfung über den gesamten durchschallten Gewebebereich erfolgt, wurde innerhalb der Proben nicht mittels des Lasers eine lokal begrenzte Läsion erzeugt, sondern die gesamte Probe wurde in dem Beutel in einem auf 80 °C temperierten Wasserbad über eine Zeitspanne von 20 min erhitzt. Dies garantiert die vollständige Koagulation der gesamten Probe und ermöglicht somit die Bestimmung der Änderung vom nativen zum vollständig koagulierten Zustand. In Abbildung 3.23 ist die Veränderung der Frequenzabhägigkeit bedingt durch Koagulation des Gewebes grafisch dargestellt.


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Abbildung 3.33:Die Frequenzabhängigkeit der Dämpfung in nativem und koaguliertem Lebergewebe (schlachtfrische Probe vom Schwein). Die Steigung β wird durch die Koagulation des Gewebes erhöht.

Die Messungen zeigen eine Veränderung des Dämpfungskoeffizienten β von ca. 200 %. Nimmt man diese maximale Veränderung zur Skalierung des Koagulations­vorgangs, kann man den Vorgang prozentual beschreiben. Im folgenden wurde in einem ähnlichen Aufbau zu Abbildung 3.26 die Gewebeprobe mittels des Lasers erhitzt und kontinuierlich die Veränderung des Dämpfungs­koeffizienten β nach dem in Unterkapitel 2.4.7 entwickelten Verfahren ortsaufgelöst dargestellt.

[Seite 77↓]Sektorbilder Dämpfung

Abbildung 3.34:Die Veränderung des Dämpfungskoeffizienten β aus der gleichen Messung wie in Abbildung 3.31 über der Behandlungszeit: Die Geometrie entspricht der in aus der Temperaturmessung. Die Farbskalierung in Prozent bezieht sich auf die maximale Veränderung des Dämpfungskoeffizienten.

Man erkennt deutlich die Entwicklung der Läsion über der Zeit. Nach vier Minuten Behandlungszeit ist in dieser Darstellung kein Effekt erkennbar, erst nach 10 Minuten haben sich strukturelle Veränderungen formiert, die jedoch noch unterbrochen sind. Nach 13 Minuten Behandlungzeit erscheint schließlich eine lokal abgegrenzte, homogene Zone mit veränderten Dämpfungseigenschaften.

3.5.3 Größe der Therapieläsion

Um die Übereinstimmung der nicht-invasiv erfaßten Temperaturverteilung und der Veränderungen des Dämpfungskoeffizienten mit der tatsächlich erzielten Therapieläsion zu kontrollieren, wurde ein Schnitt durch die Probe entlang der [Seite 78↓]Ultraschall-Darstellungsebene gelegt und, wie klinisch üblich, der Bereich des optisch deutlich aufgehellten Gewebes vermessen. Eine histologische Untersuchung der Proben fand nicht statt. Um eine exakte Größenbeschreibung der Läsion zu erhalten, ist dies sicherlich sinnvoll, jedoch sei auch hier wieder darauf hingewiesen, daß ein thermischer Schaden in vitro nur schwer nachzuweisen ist, so daß die Kalibrierung des Systems eine statistische Auswertung von Therapieläsionen in vivo erfordert. Der Vergleich des optischen Bildes einer Läsion mit den Ultraschall-Bildern der Kontrollparameter ist in Abbildung 3.35 wiedergegeben. Die Skalierung der Temperaturachse ist hierbei so gewählt, daß alle Bereiche über 60 °C rot dargestellt sind und die 60 °C Isotherme gelb dargestellt ist. Dies entspricht der in Unterkapitel 1.2.1 erarbeiteten Temperatur Tkrit, bei der eine vollständige Gewebeschädigung nach t = 1 s eintritt. Die prozentuale Skalierung der Dämpfungsänderung bezieht sich auf die im eindimensionalen Fall gemessene maximale Dämpfungsänderung.

Die optisch anhand der Gewebeverfärbung ermittelte Läsionsgröße steht in guter Übereinstimmung mit den Größen, die durch die Temperatur- und Dämpfungsauswertung dargestellt werden (siehe Abbildung 3.35). Die Läsion in der Temperaturdarstellung mit einer Abgrenzung des Bereiches, in dem 60 °C und darüber sicher erreicht wurden, erscheint ein wenig vergrößert im Vergleich zum optischen Eindruck, während das Dämpfungsbild in den Abmessungen gut mit dem optischen Gesamtüberblick übereinstimmt.


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Abbildung 3.35:Vergleich der gemessenen Temperatur und Strukturbilder mit dem optischen Bild der Läsion. Laserleistung: 4 Watt (ungekühlter Applikator), Zeit: 13 min


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3.5.4  Vergleich mit Simulationen

Zur Definition der Laserleistung und der Behandlungsdauer für die Experimente wurden in Zusammenarbeit mit der Laser- und Medizin- Technologie gGmbH in Berlin Simulations­rechnungen durchgeführt. Die Berechnungen gaben einen ersten Anhaltspunkt zur Bestimmung der Temperaturverteilung und der Läsionsgröße anhand der Behandlungsparameter. Diese lassen sich gut mit den gemessenen Werten vergleichen. Abbildung 3.36 zeigt die simulierte Temperaturverteilung sowie die simulierte Schädigungszone zusammen mit den gemessenen Werten nach jeweils 3 ,6 ,9 und 12 min nach Behandlungsbeginn bei 4 W Laserleistung.

Abbildung 3.36:Vergleich der Messung mit der Simulation: Dargestellt sind jeweils untereinander die simulierte und die gemessene Temperaturentwicklung und Gewebeschädigung über der Behandlungszeit. Bei den Ultraschall­messungen liegt der Laserapplikator senkrecht zur Scanebene.

Während die berechnete Temperaturentwicklung schon nach einer Behandlungszeit von 3 min eine innere Zone aufweist, in der die Temperatur 60 °C übersteigt, die sich dann über den Behandlungszeitraum nach außen ausdehnt, ist bei der gemessenen [Seite 81↓]Temperaturentwicklung ein langsameres Aufheizen festzustellen, wobei die Temperatur von 60 °C erst nach 9 min an einzelnen Stellen überschritten wird. Nach 3 min und 6 min Behandlungszeit stimmt die Temperaturverteilung zwischen Simulation und Messung nicht überein. Die simulierte Temperatur liegt weit über der tatsächlich erreichten Temperatur, das Gewebe heizt sich langsamer auf als vorhergesagt. Erst nach einer Behandlungszeit von 12 min stimmt die Größenordnung des Bereiches, in dem die Temperatur über 60 °C liegt, zwischen Simulation und Messung gut überein. Die Abweichungen der gemessenen Temperaturverteilung von einer rotations­symmetrischen Verteilung sind durch Inhomogenitäten im Gewebe erklärbar und können von der Simulation nicht vorhergesagt werden.

Der Vergleich der simulierten zur gemessenen Schädigung zeigt analoge Ergebnisse. So ist nach 3 min und 6 min in den simulierten Daten bereits ein Bereich auszumachen, in dem das Gewebe vollständig zerstört ist, während in den gemessenen Daten dies erst nach 6 min bzw. 12 min Behandlungszeit der Fall ist. Die Größenordnung der gemessenen und simulierten Bereiche, in denen das Gewebe vollständig zerstört ist, stimmt nach einer Behandlungszeit von 12 min jedoch wieder gut überein.

Die Messungen wurden unter in vitro Bedingungen, also ohne Perfusion, simuliert und durchgeführt. Dieser Fall kann von der Simulation noch gut beschrieben werden. Man erkennt allerdings schon hier, daß Deformationen der rotationssymmetrischen Läsionsformung, zum Beispiel bedingt durch eine erhöhte Perfusion durch naheliegende Gefäße, von der Simulation nicht berücksichtigt werden können.

Die Messung der Temperaturverteilung und der strukturellen Veränderungen mittels Ultraschall bleiben von den Effekten der Perfusion unbeeinflußt, so daß diese Ergebnisse auf die in vivo Situation übertragen werden können.

3.5.5 Vergleichende Messungen MR / US

Zur Bewertung der klinischen Relevanz des Ultraschallverfahrens zur Temperaturmessung wurde eine vergleichende Messung zur Kernspin-Thermographie durchgeführt. Da eine gleichzeitige Messung mittels MR und Ultraschall nicht möglich ist, wurden zum Vergleich der Aussagekraft beider Verfahren einzelne Messungen mit dem jeweiligen Kontrollverfahren durchgeführt. Zwei vergleichbare Probenstücke aus einer Schweineleber wurden dazu unter möglichst identischen Umgebungsbedingungen jeweils einer LITT Behandlung unterzogen. Die Proben wurden in zwei Gefäßen mit identischen Volumina in Kochsalzlösung eingelegt (siehe Abbildung 3.37) und nach der Stabilisierung auf Raumtemperatur mittels eines gekühlten Laserapplikators bei einer Leistung von 30 W über eine Zeit von 15 min aufgeheizt.


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Abbildung 3.37:Vergleichende Messung von Leberproben bei Laserapplikation unter Kernspin- und Ultraschallkontrolle. Links im Bild sind die dafür gebauten Probenbehälter zu sehen. Der Ultraschallbehälter hat einen seitlichen Stutzen, in den der Ultraschallkopf eingeschoben wird. Rechts ist der Aufbau für die Messung in der Kopfspule des MR zu sehen. Der Wasserbehälter dient als Gewicht zur Belastung des MRT-Tisches.

Die Kernspinmessungen wurden am Zentrum für Radiologie der Heinrich-Heine-Universität in Düsseldorf in Zusammenarbeit mit dem Institut für Lasermedizin durchgeführt. Zur Messung stand ein 1.5 T Scanner (Magnetom Vision, Siemens, Erlangen) zur Verfügung. Zur Messung der Temperaturverteilung mittels Kernspin-Tomographie wurde ein Ansatz nach dem in Kapitel 1.3.2 angegebenen Chemical Shift-Verfahren benutzt. Hierzu wurden alle 30  s abwechselnd axiale und laterale Phasenbilder mit einer Gradientenechosequenz mit einem Flip-Winkel von 30 °, einer Repetitionszeit von 80 ms und einer Echozeit von 26 ms aufgenommen. Eine Schicht von 5 mm Dicke wurde mit einer Pixelgröße von 1 mm * 1 mm aufgelöst. Die Temperaturgenauigkeit des Verfahrens beträgt ± 1,4 °C [Busse/99].

Während der Erwärmung wurde die Temperatur in den Proben zusätzlich mittels eines fiberoptischen Thermometers der Marke Luxtron Model 1000B und mit PT-100 Elementen verfolgt. Diese wurden im Abstand von ca. 8 mm von der Laserfiber in der Probe plaziert. Mittels des Ultraschall- und Kernspinverfahrens wurde an der jeweils dem Thermometer gegenüberliegenden Seite von der Laserfiber die Temperatur bestimmt und mit den invasiv ermittelten Temperaturen verglichen. Der Temperatur­verlauf der Messungen ist in Abbildung. 3.38 grafisch dargestellt.


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Abbildung 3.38:Vergleich der Temperaturmessungen mittels Kernspin-Verfahren und Ultraschallverfahren und den dazugehörigen invasiven Messungen mittels PT-100 und Luxtron.

Die Messungen zeigen nur geringe Abweichungen zwischen invasiv gemessenen Temperaturen und den Kernspin- beziehungsweise Ultraschall- Temperatur­messungen. Da auch hier wieder nicht exakt die gleiche Stelle für die jeweils gleichzeitig eingesetzten Verfahren genutzt werden konnte, ergeben sich gewisse Unterschiede in der absoluten Temperatur, jedoch erscheinen beide Verfahren zur Temperaturmessung geeignet.

In zweidimensionaler Darstellung ergeben sich die in Abbildung 3.39 dargestellten Temperaturkarten. Diese zeigen die Unterschiede der verschiedenen Bildgebungs­verfahren, jedoch ist anhand beider Verfahren für den Anwender eine anatomische Zuordnung der Temperaturinformation gewährleistet.


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Abbildung 3.39:Vergleich MR / US - Temperaturkarten. Links ist das Temperaturbild der MR‑ Messung, rechts das der Ultraschall-Messung zum gleichen Zeitpunkt am Ende der Behandlung dargestellt.

Die Anfälligkeit beider Verfahren für Artefakte, die durch Bewegungen des betrachteten Volumens während der Therapie entstehen können, ist ähnlich. Die beim Ultraschallverfahren prinzipiell denkbare Kompensation der Bewegungs­artefakte (siehe Kapitel 3.2.3) erscheint beim MR-Verfahren dadurch komplizierter, daß eine Bewegung des Gewebes eine Veränderung des Magnetfeldes selbst bewirken kann, wodurch ein Vergleich der Phasenlage in einem Voxel, selbst bei bekannter Verschiebung, aufgrund der Abhängigkeit der Resonanzfrequenz von der Stärke des Magnetfeldes erschwert wird.

3.5.6 In vivo Messung

Zur Beurteilung der möglichen Störungen, die durch Bewegungen des Patienten entstehen können, wurde eine erste in vivo Messung während der LITT am Schwein durchgeführt. Diese Messung konnte im Anschluß an ein orthopädisches Experiment am Institut für experimentelle Chirurgie, Unikliniken des Saarlandes, Homburg/Saar am selben Tier durchgeführt werden.

Im Versuch wurden in der Leber des Tieres 2 Läsionen erzeugt. Während der Heizphase wurde mit einem fest fixierten Ultraschallkopf eine Schicht des Zielvolumens aufgenommen. Um die vergrößerte Fettschicht der Schwarte, durch die das Ultraschallsignal sehr stark gedämpft wird, zu umgehen, wurde der Bauchraum dazu geöffnet und der Schallkopf direkt an die Leber angelegt. Die Atembewegung der Leber wurde dadurch nicht behindert.


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Abbildung 3.40:In vivo Messung am Schwein. Der Bauch wurde geöffnet und der fest fixierte Schallkopf direkt an die Leber angekoppelt, da beim Schwein die vergrößerte Fettschicht der Schwarte die Eindringtiefe des Ultraschalles verringert.

Während der Messung wurde auch keine Atemtriggerung der Datenaufnahme vorgenommen, wodurch die Bewegungskompensation allein anhand der Bilddaten geschehen mußte. Hierbei zeigte sich, daß es mit dem benutzten Aufbau nicht möglich war, die Ultraschallebene so zu positionieren, daß die Atembewegung der Leber vollständig in dem vom Ultraschallkopf aufgespannten Sektor liegt. Die Bewegung der Leber während eines Atemzyklus beschränkt sich nicht auf eine Ebene sondern ist nur durch eine krummlinige Kurve im Raum zu beschreiben.

Bedingt durch die zweidimensionale Aufnahme der Ultraschalldaten können jedoch nur Bewegungen in der Schallebene detektiert und kompensiert werden. Eine Bewegung senkrecht zu dieser Ebene, verändert zwar das Ultraschallbild, läßt jedoch ohne eine Kenntnis der dreidimensionalen Umgebung keine Aussage über die Größe der Bewegung zu. Hierzu ist es erforderlich, präoperativ eine Aufnahme verschiedener, nebeneinanderliegender Schichten zu machen, mit denen dann die aktuell aufgenommene Schicht verglichen werden kann. Da dies mit dem bisherigen System nicht bewerkstelligbar ist, konnte die Atembewegung nicht kompensiert werden, so daß die keine Auswertung der Messungen möglich war.

Durch eine Erweiterung des Systems auf eine präoperative, dreidimensionale Datenaufnahme mittels eines Trackingsystems [Hodges/94], [Grimm/98] erscheint jedoch die Kompensation aller Bewegungen mit einer zur Dämpfungsbestimmung notwendigen Genauigkeit von <1 mm möglich. Diese Annahme wird durch die Arbeiten von [Hill/91] und [Porter/99] unterstützt, die mittels einer dreidimensionalen Korrelation Volumendatensätze mit einer ausreichenden Genauigkeit aufeinander abbilden konnten. Die Kompensation mit einer zur Temperaturbestimmung erforderlichen Genauigkeit erscheint jedoch weiterhin aufgrund der in Unterkapitel 3.2.3 angesprochenen Wegberechnung nur schwer zu bewerkstelligen.


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3.5.7  Auflösungsvermögen des experimentellen Systems

Ortsauflösung

Der benutzte Sektorscanner der Firma Kretz hat einen maximalen Öffnungswinkel von 76 ° und eine maximale Linienanzahl von 200 Linien. In einer Eindringtiefe von 5 cm gewährleistet dies eine laterale Auflösung des B-Mode Bildes von 0.4 mm. Die axiale Auflösung des B-Mode Bildes liegt bei einer Mittenfrequenz von 5 MHz bei ca. 0.3 mm.

Die laterale Ortsauflösung der Temperatur- und Dämpfungsbilder ist identisch zu der Auflösung der B-Bilder. In axialer Richtung wird die Ortsauflösung von beiden Parameter-Bildern durch die Fensterlänge bestimmt. Mit einer Fensterlänge von 128 Punkten bei 50 MHz Samplingrate und einem Fensterabstand von 64 Punkten wird eine axiale Ortsauflösung der Temperatur-Bilder von 1 mm und der Dämpfungsbilder von 1-2 mm gewährleistet.

Temperaturauflösung

Die Temperaturauflösung im interessanten Temperaturbereich von 36 °C bis 100 °C errechnet sich anhand der minimal meßbaren Verschiebung der Fenster von 0,002 µs mittels der in Kapitel 2.3 angegeben Gleichung (2-18) zu einer theoretisch maximalen Auflösung von 0,1 °C im unteren und hohen Temperaturbereich.

Dämpfungsauflösung

Die Bestimmung des Dämpfungskoeffizienten in Reflexion anhand der spektralen Verschiebung läßt bei einer Fensterlänge von 128 Punkten und einem Fensterabstand von 64 Punkten bei einer Samplingfrequenz von 50 MHz eine Genauigkeit der Bestimmung der Steigung der Dämpfungsfunktion von ca. 15 % zu.

Zeitliche Auflösung

Das experimentelle System ist in der Lage, die volle Bildwiederholrate des Ultraschallgerätes von 12 Bildern / sec auszunutzen und alle Bilder kontinuierlich zu digitalisieren und zu speichern. Die benötigte Zeit zur Berechnung eines Temperatur- und eines Dämpfungsbildes liegt bei ca. 4 Sekunden, so daß eine maximale Bildwiederholrate der Kontrollbilder mit 0,25 Bildern / sec angegeben werden kann. Zur Weiterverarbeitung werden jedoch nicht alle Bilder herangezogen, da anhand der Triggerung auf die Atmung schon erste Sequenzen ausgewählt und durch die aktive Bewegungskompensation im Falle der Dämpfungsauswertung weitere Bilder verworfen werden.

Prinzipiell ist bei einer Behandlungsdauer von 10-20 min eine Bildgebung im Minutentakt als echtzeitfähig anzusehen und diese wird durch das System erreicht.


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13.01.2005