Vergleich zwischen Chirps und binären Codes für einen experimentellen 3D Ultraschall Computertomographen

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1 Vergleich zwischen Chirps und binären Codes für einen experimentellen 3D Ultraschall Computertomographen Diplomarbeit im Studiengang Medizintechnik und Sportmedizinische Technik angefertigt am Forschungszentrum Karlsruhe Institut für Prozessdatenverarbeitung und Elektronik eingereicht an der Fachhochschule Koblenz RheinAhrCampus Remagen Fachbereich Mathematik und Technik vorgelegt von Badreddine Fares Derouiche Erstgutachter: Prof. Dr. Jens Bongartz Zweitgutachter: Prof. Dr. Dietrich Holz Betreuer: Dipl.-Inf. (BA) Michael Zapf Karlsruhe,. Oktober 8

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3 Hiermit versichere ich, dass ich die vorliegende Arbeit selbständig und nur unter Verwendung der angegebenen Quellen und Hilfsmittel verfasst habe. (Badreddine Fares Derouiche) Karlsruhe, den. Oktober 8

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5 Danksagung An dieser Stelle möchte ich mich bei all denen bedanken, die mich bei der Anfertigung meiner Diplomarbeit unterstützt haben: Meinen Betreuer Dipl.-Inf. (BA) Michael Zapf für die Betreuung dieser Arbeit, seine Hilfsbereitschaft und kompetente Unterstützung in allen auftretenden Problemen sowie seiner großen Geduld meine endlosen Fragen zu beantworten. Bedanken möchte ich mich zudem bei Florian Schmitt für die Einführung und die vielen Hilfestellungen in L A TEX sowie der angenehmen Sitznachbarschaft im Büro. Dr. Nicole Ruiter für die zusätzliche und sorgfältige Korrektur dieser Arbeit und einer Vielzahl von Verbesserungsvorschlägen. Außerdem gilt mein Dank allen Mitarbeiterin und Mitarbeitern des Instituts für Prozessdatenverarbeitung und Elektronik am Forschungszentrum Karlsruhe, insbesondere im USCT-Container für eine familiäre Atmosphäre und lockeres Arbeitsklima. Mein größter Dank gilt meinen Eltern: Leila und Ferhat. Danke für eure dauerhafte Unterstützung, eure unendliche Geduld sowie euer Vertrauen während meiner gesamten Studienzeit.

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7 Zusammenfassung Am Forschungszentrum Karlsruhe wird ein neues bildgebendes Verfahren zur Bruskrebsfrüherkennung entwickelt, die Ultraschall-Computertomographie (USCT). Dieses Verfahren ermöglicht erstmals 3D Abbildungen der weiblichen Brust zur Brustkrebs-Diagnose mit unschädlichem Ultraschall. Für eine Verbesserung der bisher erzielten Bildqualität soll das Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) der empfangen Signale durch den Einsatz von kodierten Signalen verbessert werden. Die Aufgabe dieser Diplomarbeit war der Vergleich verschiedener kodierter Signale für die Verbesserung der Signalqualität für die Ultraschall- Computertomographie. Dafür wurden frequenzmodulierte Anregungspulse (Chirps) mit binären Codes (Barker und Golay) verglichen. Dabei wird ein verlängertes kodiertes Signal transmittiert, dass auf Empfängerseite mit Hilfe eines sogenannten Matched Filters auf zeitlich kurze Pulse reduziert wird. Die Vergleiche erfolgten an einem Messstand für Ultraschallwandler. Die Signale wurden mittels eines Hydrophons an verschiedenen Punkten im Messvolumen aufgezeichnet. Dabei wurde das Signal-zu-Rausch-Verhältnis, das Verhältnis der Nebenkeulen zum Hauptmaximum, das Verhältnis der auftretenden Energien in den Nebenkeulen zu den Energien im Hauptmaximum sowie die Pulsbreite der empfangenen Signale als Bewertungskriterien gewählt. Der Einfluss von menschlichen Gewebe und die dadurch entstehende frequenzabhängige Dämpfung und Dispersion bei der Schallausbreitung wurde durch Experimente mit geeigneten Phantomen realisiert. Die Messungen ergaben ein deutlich verbessertes Signal-zu-Rausch-Verhältnis für die binären Codes. Der untersuchte Golay Code erzielte die größten Werte. Zudem zeigte sich das die kodierten Signale eine sehr geringe Anfälligkeit zur Pulsverformung durch den Einsatz des Phantoms aufwiesen. Der Einsatz des Golay Codes konnte zwar das größte Signal-zu-Rausch-Verhältnis erzielen, allerdings besteht dieser Code aus zwei Sendeaktivitäten. Änderungen im untersuchten Material zwischen diesen zwei Schüssen könnte, vor allem bei lebenden Gewebe, zu nicht stabilen Resultaten führen. Durch die Messungen wurde eine quantitative Analyse der untersuchten kodierten Signalen durchgeführt. Dadurch ist ein gezielter Einsatz im 3D USCT zur Verbesserung der Bildqualitäten mittels kodierter Signale möglich. Die geringe Pulsverformung durch dämpfende Materialien bekräftigt den Einsatz auch für komplexeres Gewebe.

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9 Inhaltsverzeichnis 1 Einleitung Brustkrebs Ultraschall-Computertomographie (USCT) Motivation und Ziele Grundlagen 2.1 Physik des Ultraschalls Schallausbreitung Reflektion und Transmission Absorption und Streuung Auflösungsvermögen Grundlagen der Ultraschall-Computertomographie Aufbau des USCT Funktion des USCT Bildrekonstruktion Signalformen für die Ultraschall-Bildgebung Sinusschwingungen Kodierte Anregungspulse Chirps Binäre Codes Anforderungen des USCT Messaufbau Messstand-Übersicht Der Wellenformgenerator AWG

10 IV INHALTSVERZEICHNIS 4.3 Der Ultraschallwandler Das Hydrophon Die Benutzeroberfläche CUSWA Schallfeldmessungen 33.1 Charakterisierung der Anregungssignale Positionierung des Hydrophons Das Phantom Methoden zur Beurteilung der empfangenen Pulse SNR und GSNR Berechnung Puls-Beginn Schätzung Bestimmung der Pulsbreite Peak und Integrated Sidelobe Level (PSL und ISL) Durchführung der Messungen Ergebnisse Leermessungen Chirps Barker Code Golay Code Leermessung: Binär Codes vs. Chirps Phantommessungen Chirps Barker Code Golay Code Phantommessung: Binär Codes vs. Chirps Diskussion und Ausblick 81 Anhang 8 A Beispiel zur Berechnung des Golay Codes 8 B Charakterisierung der Anregungspulse 87

11 INHALTSVERZEICHNIS V C Auswertung der Anregungspulse 93 Literaturverzeichnis Abbildungsverzeichnis 6

12 VI INHALTSVERZEICHNIS

13 Kapitel 1 Einleitung 1.1 Brustkrebs Brustkrebs ist ein bösartiger Tumor der Brust und mit über 47, Neuerkrankungen pro Jahr in Deutschland das häufigste Krebsleiden der Frau. Die Früherkennung durch Selbstuntersuchung und regelmäßigen Kontrollen beim Arzt in empfohlenen Intervallen sind von großer Bedeutung. Mit zunehmender Größe des Tumors steigt die Gefahr, dass sich Metastasen bilden. Diese sekundären Krebstumore verteilen sich im ganzen Körper. Das Risiko zur Metastasenbildung im Körper liegt bei % wenn der Tumor einen Durchmesser von einem Zentimeter erreicht. Je früher Brustkrebs erkannt wird, umso besser sind die Heilungschancen, da die Wahrscheinlichkeit der Metastasenbildung geringer ist [6]. Für die Brustkrebs-Diagnostik werden folgende bildgebende Verfahren in der medizinischen Bildgebung eingesetzt: Mammographie: Die 2D Röntgenprojektion durch Brustgewebe bezeichnet man als Mammographie und dient momentan als Referenzverfahren zur Brustkrebs-Diagnose. Dabei wird die Brust zwischen zwei Plexiglasplatten komprimiert und mit einer möglichst geringen Röntgendosis durchleuchtet. Dieses Verfahren bietet eine hohe Sensitivität bei ältern Frauen (ab Jahren), allerdings liefert diese Methode bei jungen Frauen mit hohem Anteil an Drüsengewebe schlechte Ergebnisse [4]. Zusätzlich zur einer Strahlenbelastung hat die Mammographie den Nachteil, dass durch die Kompression und die zweidimensionale Abbildung eine Lokalisierung eines möglichen Tumors erschwert wird. Magnet-Resonanz-Tomographie (MRT): Diese Untersuchungsmethode nutzt die Eigenschaft aus, dass Wasserstoffatome (Protonen) im Körper ein magnetisches Moment besitzen. Der Körper wird hierbei einem starken

14 2 KAPITEL 1. EINLEITUNG äußeren Magnetfeld ausgesetzt. Werden zusätlich elektromagnetische Wellen eingestrahlt, werden diese absorbiert und nach einer charakteristischen Zeit wieder abgestrahlt. Diese abgestrahlte Energie wird mit Hilfe eines Empfängers und einem Rekonstruktionsalgorithmus zu medizinischen Bildern verarbeitet []. Die Vorteile hier sind die hohe Sensitivität für Tumore, die ab einer Größe von ca. mm bereits erkannt werden können, sowie die Einsetzbarkeit bei Frauen mit dichtem Drüsengewebe. Nachteile dieser Behandlung, im Bereich der Brustkrebsuntersuchung, sind unter anderem die hohen Kosten und die geringe Spezifität. Konventioneller Ultraschall: Bei der Sonographie sind die Patienten keiner Strahlebelastung ausgesetzt, zudem sind Ultraschalluntersuchungen günstig und in vielen Praxen verfügbar. Allerdings erfolgt erst eine Untersuchung mittels Ultraschall nach Hinweisen auf verdächtiges Gewebe durch andere Verfahren. Durch den beschränkten Fokus des Ultraschallkopfes und der Einstrahlrichtung folgt zudem eine schlechtere Bildqualität. 1.2 Ultraschall-Computertomographie (USCT) Mit den heutigen Verfahren wird der Brustkrebs im Mittel erst ab einer Größe von 1, bis 2cm entdeckt, d.h. wenn sich oft schon Metastasen im Körper gebildet haben. Um den Brustkrebs schon in einem frühen Stadium zuerkennen und zu lokalisieren, wird eine zuverlässige und preisgünstige Diagnosemöglichkeit benötigt, die keine Strahlenrisiko enthält [7]. Am Forschungszentrum Karlsruhe wurde ein neues bildgebendes Verfahren zur Brustkrebsfrüherkennung entwickelt. Diese Untersuchungsmethode ermöglicht es, dreidimensionale Volumenbilder der weiblichen Brust zu erstellen. Erste Untersuchungen mit einem 2D Demonstrator konnten zeigen, dass diese Methode eine Auflösung von, 1mm mit einen höheren Kontrast und wesentlich weniger Speckle-Rauschen bietet als übliche Verfahren in der medizinischen Bildgebung. Der derzeitige Aufbau wird mit einem experimentellen 3D Ultraschall-Computertomographen fortgesetzt, wobei das Volumen der Brust über die empfangenen Reflexionen und Streuungen der Ultraschallwellen des Gewebes rekonstruiert wird. Hierbei wurde ein neuer Aufbau von Ultraschallwandlern durchgeführt, deren Einsetzbarkeit mit verschiedenen Anregungssignalen hier überprüft werden soll. Im 3D USCT wird ein mit Wasser als Koppelmedium gefüllter Zylinder eingesetzt, der mit ca. Ultraschallwandlern besetzt ist. Somit ist es möglich die Brust von allen Seiten abzubilden und gleichzeitig eine deutliche Verminderung der Abschattung durch andere Gewebestrukturen zu erzielen.

15 1.3. MOTIVATION UND ZIELE Motivation und Ziele Diese Diplomarbeit befasst sich mit dem Vergleich der Anregungspulse der Ultraschallwandler für einen experimentellen 3D Ultraschall-Computertomographen. Es soll die Anwendbarkeit der kodierten Anregungssignale für den neuen Aufbau des 3D USCT unter Beweis gestellt werden und welches der untersuchten Signale den Anforderungen des 3D USCT eher gerecht wird. Die Standard-Anregungssignale die am Forschungszentrum Karlsruhe für die Ultraschall-Bildgebung verwendet werden, sind kurze gedämpfte Sinusschwingungen. Allgemein leidet die Ultraschall-Diagnostik unter einem zu niedrigen Signal-zu- Rausch-Verhältnis (SNR). Aufgrund der begrenzten Energie, die solche gedämpfte Sinusschwingungen enthalten, sind die Grenzen zur Erhöhung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses nach oben hin noch offen. Auf der Suche nach zeitlich ausgedehnten Anregungssignalen, die mehr Energie enthalten können und die auf Empfängerseite durch den Einsatz eines sogenannten Matched Filters zeitlich komprimiert werden, werden neuerdings kodierte Signale für eine bessere Bildgebung eingesetzt. Die aus der Radartechnik bekannten kodierten Signale, sind für ein höheres SNR allgemein bekannt [2]. Für ein verbessertes SNR, bieten kodierten Signale eine ausgedehntere Zeitdauer, mit mehr Wellenzügen und folglich einer höheren Energie die in das zu untersuchende Gewebe transmittiert werden kann. Durch die Kodierung der transmittierten Anregungssignale, kann das ausgedehnte Signal auf Empfängerseite komprimiert und somit lokalisiert werden. Die untersuchten kodierten Signale in dieser Arbeit beziehen sich auf die Frequenzkodierten Chirps und die Phasenkodierten binären Codes Barker und Golay. Als Referenz dazu wurden zusätzlich die herkömmlichen gedämpften Sinusschwingungen untersucht. Es gibt eine Vielzahl von Veröffentlichungen, die sich mit kodierten Anregungssignale in der Ultraschall-Diagnostik auseinander gesetzt haben. Die Vorteile gegenüber den Standard- Signalen wurden durch simulierte und experimentelle Ergebnisse bewiesen. MISARIDIS untersuchte linear frequenzkodierte Anregungspulse. Die Versuche erfolgten experimentell an einem Ultraschall-System. Es zeigte sich eine signifikante Reduzierung der zeitlichen Nebenkeulen, der empfangenen Echos im Gegensatz zu den Standard-Sinusschwingungen. Dazu kam eine Erhöhung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses um ca. 12dB [13]. NOWICKI präsentierte experimentelle Ergebnisse mit Gewebe-Phantomen zur Puls-Kompression mit Golay-Codes. Die Untersuchungen zeigen eine höhere Eindringtiefe ohne den Verlust an axialer Auflösung im Verglich zu Sinus-Anregungen [1]. Die Vergleiche für diese Arbeit erfolgen am Messstand des Forschungszentrums für Ultraschallwandler, der für die Untersuchung von Wandlercharakteristiken verwendet wird. Dazu werden die Pulse vom Ultraschallwandler gesendet und äquidistant an verschiedenen Positionen in einem Wasserbecken mittels eines PVDF 1 Hydrophons aufgezeichnet. Für die Untersuchung muss das Messsetup zur Erzeugung von kodierten Signalen erweiterte und implementiert werden. Die Signale werden mit verschiedenen Bandbreiten und 1 Polyvinylidenfluorid

16 4 KAPITEL 1. EINLEITUNG Mittenfrequenzen untersucht. Dazu werden geeignete Qualitätsmaße aus der der Literatur verwendet und angepasst. Um die Verwendbarkeit und den Nutzen für den 3D USCT bewerten zu können, werden zusätzlich zu Leermessungen (Wasser als Koppelmedium) auch Phantommessungen durchgeführt, die mit Hilfe von Rizinusöl realisiert wurden um die Materialeigenschaften einer Brust zu simulieren.

17 Kapitel 2 Grundlagen 2.1 Physik des Ultraschalls Schallausbreitung Ultraschall besitzt eine Frequenz zwischen khz und 1GHz, und liegt somit oberhalb des Bereiches des menschlichen Gehörs []. Ultraschallwellen breiten sich in Materie mit einer materialabhängigen Geschwindigkeit aus und können medizinisch sowohl diagnostisch als auch therapeutisch genutzt werden. Schall stellt sich als Druckwelle dar, die sich in elastischen Medien ausbreitet. Die Schallwelle baut sich aus Schwingungen der einzelnen Elementarteilchen des Mediums auf und wird somit über eine Krafteinwirkung auf das Medium erzeugt. Zur Erzeugung und für den Empfang von Ultraschall nutzt man in der Diagnostik den Piezoeffekt aus. Deformiert man bestimmte, aus Ionen aufgebaute Kristalle (z.b. Turmalin oder Quarz), verschieben sich Ladungen im Innern, und man kann eine Aufladung der Oberfläche beobachten. Umgekehrt deformieren sich diese Kristalle mechanisch, wenn man eine Spannung anlegt. Diese Umkehrung des piezoelektrischen Effekts verwendet man zur Erzeugung von Ultraschall. Dabei werden die geometrischen Abmessungen des Schwingers meist so gewählt, dass die mechanische Eigenresonanz mit der Frequenz der anregenden Wechselspannung übereinstimmt. Da dieser Effekt umkehrbar ist, werden Piezokermaiken auch immer als Empfänger eingesetzt. Für die medizinische Diagnostik können die Medien, in denen sich der Schall ausbreitet, als Fluide betrachtet werden. Wegen fehlender Querkräfte breitet sich der Schall nur in Form von Longitudinalwellen aus. Eine Longitudinalwelle kann als Modell für ein einfaches Feder-Masse-System beschrieben werden, wobei mehrere Punkte durch Federn miteinander verbunden sind. Wird auf dem vordersten Punkt eine Kraft ausgeübt überträgt sich diese auf den nächsten Punkt, der diese Kraft wiederum an seien nächsten Nachbarn weitergibt. Die Zeit, in dem das System wieder in Ruhe kommt, wird Schwingungsdauer T genannt und beschreibt den Kehrwert der Frequenz der Welle f = 1/T. Besitzt nun eine Ultraschallwelle

18 6 KAPITEL 2. GRUNDLAGEN eine Frequenz f und eine Wellenlänge λ dann gilt folgender Zusammenhang: c = f λ (2.1) Die Schallgeschwindigkeit c beträgt im Wasser unter Normalbedingungen (d.h. bei einer Temperatur von 2 C und einem Druck von 1, 13bar) ca m/s. Im Körpergewebe variiert die Schallgeschwindigkeit zwischen 147 m/s bei Fett und 36 m/s im Knochen. Dies ist auf die unterschiedlichen Dichten und Impedanzen der verschiedenen biologischen Materialien zurückzuführen. Schallwellen werden durch verschiedene Parameter beschrieben, z.b. Dichte, Schnelle und Auslenkung. Oft ist die Charakterisierung durch den Schallfelddruck p günstig. Eine Welle breitet sich im einfachsten Fall in eine Richtung aus und wird somit mit folgender Wellengleichung im eindimensionalen Fall beschrieben: 2 p x = 1 2 p c t (2.2) wobei t die Zeit und x die Ausbreitungsrichtung wieder geben. Die Schallimpedanz Z ist als Quotient zwischen Schalldruckänderung dp und Schallschnelle v definiert und kann mit Hilfe der Schallgeschwindigkeit und dem Schalldruck im folgenden Zusammenhang wieder gegeben werden: Z = c ρ (2.3) Tabelle 2.1 zeigt für einige biologische Medien die Schallgeschwindigkeit c, Dichte ρ und Impedanz Z. Medium c [m/s] ρ [kg/l] Z [Ns/m 3 ] Fett 147, 97 1, 42 6 Wasser ( C) 1492, , 49 6 Leber 1 1, 1, 66 6 Muskel 168 1, 4 1, 63 6 Knochen 36 1, 7 6, 12 6 Tabelle 2.1: Schallfeldgrößen einiger biologischer Materialien [14] Das Schallfeld eines fokussierten Wandlers lässt sich in ein Nah-, Fern-, und Fokusbereich einteilen. Der Verlauf der Wellenfronten ist für jeden der drei Bereiche unterschiedlich. Im Nahbereich, zwischen dem Wandler und dem Fokusbereich, konvergieren diese. Im Fokusbereich treten annähernd ebene Wellenfronten auf. Im Fernbereich ist eine Divergenz

19 2.1. PHYSIK DES ULTRASCHALLS 7 (a) Schallfeld bei kontinuierlicher Sinus-Anregung (b) Schallfeld bei pulsförmiger-anregung Abbildung 2.1: Schallfelder eines Ultraschallwandlers mit kontinuierlicher Sinus-Anregung (a) und pulsförmiger-anregung (b): Bei der kontinuierlichen Sinus-Anregung erkennt man mehr Nebenkeulen [14]. zu beobachten. Für Ultraschallwandler mit runder Aperatur bildet sich der natürliche Fokus bildet sich im Abstand z = R2, mit R als Wandlerradius, der Nah- und Fernbereich λ trennt. Der Nahbereich ist geprägt durch starke Interferenzen, die einer sehr inhomogenen Intensitätsverteilung zufolge haben. Im Fernbereich bildet sich eine kontinuierlich aufweitende Strahlkeule. Im Fokusbereich ist die Intensität gebündelt und nimmt senkrecht zur Strahlachse ab. In Abbildung 2.1 sind die Schallfelder eines typischen Ultraschallwandlers, wie er zur Materialprüfung verwendet wird, mit kontinuierlicher Sinus-Anregung und pulsförmiger- Anregung dargestellt. Bei kontinuierlicher sinusförmiger Anregung, sind im Nahbereich Intensitätsschwankungen zu beobachten. Es bilden sich Nebenkeulen. Im Puls-Betrieb ändert sich das Schallfeld so, dass nur Züge mit wenigen Wellenlängen ausgesandt werden, die aufgrund von Laufzeitunterschieden nicht mehr alle miteinander interferieren können (Nebenkeulen werden somit vermindert) Reflektion und Transmission Trifft eine Schallwelle auf eine Grenzschicht zwischen zwei Medien mit unterschiedlicher Schallimpedanz, so wird ein Teil der Welle reflektiert, der andere Teil transmittiert. Für die Reflexion ist der Einfallswinkel α 1 gleich dem Ausfallswinkel α 2. Der transmittierte Teil der Schallwelle wird gebrochen [1]. Hier gilt dass aus der Optik bekannte Brechungsgesetz: sin α 1 sin α 2 = c 1 c 2 (2.4) Die Größe der reflektierten und transmittierten Anteile, hängt zusätzlich von den Feldimpedanzen Z 1 und Z 2 der beiden Medien ab. Für den Fall dass die Schallwelle senkrecht auf

20 8 KAPITEL 2. GRUNDLAGEN die Grenzfläche fällt, dann gilt für den Reflexionsfaktor bzw. Transmissionsfaktor folgende Zusammenhänge: R = J r J = ( Z 1 Z 2 Z 1 + Z 2 ) 2 (2.) T = J t J = (1 R) = 4Z 1Z 2 (Z 1 + Z 2 ) 2 (2.6) Mit J als Intensität der einfallenden Schallwelle, J r der Intensität der reflektierenden Welle und J t als Intensität des transmittierten Anteil der Schallwelle. Es lassen sich bei der Reflektion zwei Fälle unterscheiden: Wenn Z 2 > Z 1, erfährt die reflektierte Welle einen Phasensprung um 18. Falls Z 2 < Z 1, kommt kein Phasensprung zur Stande Absorption und Streuung Das Fortschreiten einer Welle in einem Medium verursacht eine Abnahme der Intensität in Ausbreitungsrichtung [14]. Bei diesem Vorgang wird ein Teil der kinetischen Energie der Schallwelle im Medium in Wärme umgewandelt. Dieser Vorgang wird Absorption genannt. Dabei ergibt sich ein exponentielles Verhältnis zwischen Intensität I und zurückgelegter Weg x: I(x) = I e xµ (2.7) wobei I die Anfangsintensität und µ die Dämpfungskonstante, die für jedes beliebige Material spezifisch ist, bezeichnen. Außerdem hängt die Dämpfung von der Frequenz der Schallwelle ab, dabei nimmt die Intensität im biologischen Gewebe um ca. 1dB pro MHz und cm ab. Die Reflexion der Schallwelle an Grenzflächen im Inneren des Körpers ist die Grundlage für die Darstellung von Organen mit Hilfe der Ultraschalltechnik. An der Körperoberfläche sind Reflexionen unerwünscht. Man verwendet deshalb ein spezielles Gel, um die Einkopplung zu optimieren und um einem verlustfreien Übergang in das Gewebe zu gewährleisten. Zusätzlich werden Ultraschallwellen bei ihren Weg durch ein Medium gestreut. Der auftretende Schall regt jeden Punkt an der Grenzfläche an, der dann eine Kugelwelle abstrahlt. Die einzelnen Kugelwellen der Punkte überlagern sich und führen in einem inhomogenen Medium zu einer Schallabstrahlung in alle Richtungen, d.h. zu Streuung. Ist die Schwingung des Mediums nicht in Phase mit der Welle, so führt die Überlagerung zwischen den gestreuten Elementarwellen und der einlaufenden Welle zu einer Abschwächung.

21 2.2. GRUNDLAGEN DER ULTRASCHALL-COMPUTERTOMOGRAPHIE Auflösungsvermögen Das Auflösungsvermögen ist definiert durch den kleinsten Abstand zwischen zwei punktförmigen Objekten, bei dem die Objekte zuverlässig noch getrennt dargestellt werden können. Die Auflösung ist von der Pulslänge abhängig. Zwei Punkte lassen sich trennen, wenn ihre Echos mindestens einen Abstand von einer Pulslänge haben. Ist der Abstand der Punkte kleiner, verschmelzen die beiden Echos zu einem einzigen Echo. Dadurch wird nur eine einzige Laufzeit berechnet, dass folglich zur einer Darstellung von nur einer Tiefe führt. Außerdem hängt die axiale Auflösung von der Sendefrequenz ab. Wenn die Frequenz größer wird, nimmt die axiale Auflösung zu. In der Ultraschall-Technik werden zwei axial benachbarte Punkte getrennt abgebildet, wenn sie mindestens um ihre Halbwertsbreite getrennt sind, d.h. ihre Signalintensität um 6dB bis zum Trennpunkt gesunken ist. Zur Darstellung in der konventionellen Ultraschall-Bildgebung wird das eindimensionale Puls-Echo-Prinzip verwendet, auch A-Mode Verfahren gennant. Der Begriff A-Mode leitet sich von Amplitudenmodulation ab. Die Information ist im Wesentlichen in der Amplitude oder Hüllkurve des empfangenen Ultraschallsignals enthalten. Bei dem Puls- Echo-Verfahren, sendet der Ultraschallwandler einen kurzen Impuls aus, dieser breitet sich im Medium aus und ein Teil des Pulses wird an einer Grenzschicht reflektiert. Dieses Echo wird vom Wandler registriert und es wird aus aus der Laufzeit des Pulses die Entfernung zur Grenzschicht berechnet. Somit gilt für die Distanz d : d = 1 2 c t (2.8) Mit t als Laufzeit. Mit dem Faktor 1 wird der doppelte Weg berücksichtigt, den der 2 reflektierte Puls durchläuft. Der zeitliche Abstand zwischen zwei ausgesendeten Pulsen wird als Pulsabstand bezeichnet. Deren Kehrwert ist als Pulswiederholungsrate bekannt. Im A-Mode wird eine möglichst hohe Pulswiederholungsrate angestrebt, dadurch lassen sich Änderungen im untersuchten Material zeitlich besser auflösen. 2.2 Grundlagen der Ultraschall-Computertomographie Die Ultraschall-Computertomographie ist ein neues Bildgebendes Verfahren, welches in der Brustkrebsfrüherkennung ihren Einsatz finden soll. Dieses Verfahren liefert Volumenbilder, die eine wesentlich höhere räumliche Auflösung liefern sollen und einen besseren Gewebekontrast als herkömmliche Ultraschall-Untersuchungen besitzen. Im Jahre wurde am Forschungszentrum Karlsruhe ein 2D Ultraschall-Computertomograph im Rahmen einer Diplomarbeit entwickelt [28]. Dieser Tomograph lieferte bereits gute Ergebnisse, ist aber aufgrund der sequentiellen Datenaufnahme und einer dadurch bedingten Aufnahmezeit von Stunden nicht für den Einsatz in der medizinischen Bildgebung geeignet. Zudem können

22 KAPITEL 2. GRUNDLAGEN Abbildung 2.2: Aufbau des USCT: Ansicht des Messzylinders von oben mit den gruppierten Ultraschallwandlern und angeschlossener Elektronik keine Volumenbilder der Brust erzeugt werden. Diese Nachteile führten dazu, dass im Jahre der erste 3D-Ultraschall-Computertomograph in Betrieb genommen wurde, der es erlaubt 3D Messungen an Brust-Phantomen durchzuführen und es somit möglich ist, eine Auflösung in Sub-Millimeter Bereich zu erreichen. In diesem Kapitel soll nun näher auf den Aufbau und die Funktionsweise des Ultraschall-Computertomographen eingegangen werden Aufbau des USCT Der USCT besteht aus einem wassergefüllten Messzylinder, in dem sich das zu untersuchende Objekt, z.b. die weibliche Brust, befindet. Der Zylinder besitzt eine Höhe von 23cm und einem Durchmesser von cm (vgl. Abbildung 2.2). Die Ultraschallwandler, die aus Sende- und Empfangselementen bestehen, sind in der Zylinderwand eingebettet und vertikal in drei Schichten unterteilt. Die einzelnen Ultraschallwandler sind in Transducer Array Systems (TAS) zusammengefasst. Jede Schicht besitzt 16 solcher TAS, dass zur Folge hat, dass das gesamte System aus 48 TAS besteht. Die einzelnen TAS bestehen aus 8 Sende- und 32 Empfangselementen, wobei jedes Sendeelement von vier Empfängerelementen umgeben ist (vgl. Abb. 2.3). Insgesamt ergeben sich für den USCT-Zylinder somit 384 Sende- und 136 Empfangselemente. Die Ultraschallwandler, die eignest für das USCT-Projekt entwickelt wurden sind, bestehen

23 2.2. GRUNDLAGEN DER ULTRASCHALL-COMPUTERTOMOGRAPHIE 11 Abbildung 2.3: Aufbau eines TAS des 2D USCT: Mit Sender (rot) umgeben von Empfängern (grün) aus einer zu einem Verbundwerkstoff strukturierten Piezokeramik. Jedes Element besitzt eine Wandlerfläche von 1, 4x1, 4mm 2 und einer Dicke von, 42mm, eine Resonanzfrequenz von 2, 8MHz, eine 3dB Bandbreite von 1, 7MHz (relative Bandbreite = %), und einen Öffnungswinkel von ca. 3. Da die Schallabsorption mit zunehmender Frequenz steigt und eine geringere Frequenz die Auflösung, ist die gewählte Resonanzfrequenz ein Kompromiss zwischen Auflösung und Durchdringtiefe des Ultraschalls durch untersuchte Gewebe. Der Öffnungswinkel α der Ultraschallsensoren resultiert näherungsweise aus folgenden Zusammenhang [1]: α. λ R (2.9) Wobei λ die Wellenlänge und R =, 4mm der Durchmesser eines Sensors darstellen. Grundsätzlich gilt, bei kleineren Durchmesser der Sensorelementen, vergrößert sich die Divergenz und damit der Öffnungswinkel. Um ein möglichst breites Schallfeld zu erzeugen, wird unfokussiert gesendet. Jedes Sendeelement kann beliebige Signalformen durch Coded Excitation erzeugen. Die drei Ebenen im Zylinder können in 6 Stufen durch einen Motor gedreht werden, um die Lücken zwischen den einzelnen Wandlern zu füllen. Daraus ergeben sich insgesamt 6 16 = 96 virtuelle Sendepositionen und 192 Empfangspositionen für die Schicht. Insgesamt werden 24 Sende- und 9216 Empfangspositionen zur Verfügung gestellt. Die Datenaufnahme erfolgt durch eine DAQ-Elektronik mit insgesamt 192 parallelen Kanälen. In jedem Kanal werden die empfangenen Ultraschall-Signale analog verstärkt und gefiltert und mit einer Abtastfrequenz von MHz bei einer Auflösung von 12Bit digitalisiert. Die Weiterverarbeitung und Speicherung erfolgt durch FPGAs, in denen später auch eine komplexere digitale Signalverarbeitung implementiert werden kann. Auf einem Standard-PC werden

24 12 KAPITEL 2. GRUNDLAGEN anschließend die Volumendaten rekonstruiert. Zurzeit wird an einer Patientenliege gearbeitet, in der der USCT-Zylinder samt Elektronik eingebettet wird. Die Patientin liegt auf der Liege und lässt die zu untersuchende Brust hängt frei in den mit Wasser gefüllten Zylinder hängen. Dadurch wird eine Deformation der Brust vermieden und eine korrekte Lokalisierung des Tumors gewährleistet [23] Funktion des USCT Durch Vorgabe eines Anregungssignals, sendet der erste Wandler ein gedämpfter Sinuspuls mit etwa 4 Wellenlängen ab. Diese breitet sich in alle Richtungen im Messzylinder aus und wird von allen Empfängern registriert. Das empfangene Signal (A-Scan) besteht aus dem Transmissionssignal sowie dem Reflexions- und Streusignalen [24]. Abbildung 2.4 zeigt die prinzipielle Bildaufnahme im USCT und das empfangene Signal. Dieser Messverlauf wird für die nächste Sendeposition wiederholt, dabei wird der nächste Sender angesteuert und ein Puls transmittiert, die übrigen Wandlerelemente agieren nun als Empfänger und zeichnen das Signal auf. Dieser Vorgang wird für alle 6 Drehwinkel wiederholt. Für jeden Sendeimpuls beträgt die Aufnahmedauer µs, dazu kommt eine Abklingphase die ebenfalls µs. Bei einer Abtastrate von MHz ergeben sich somit Abtastpunkte pro empfangenes Signal. Diese Werte werden mit einer Auflösung von 12Bit weiterverarbeitet. Somit entstehen bei einer kompletten Messung ca. GByte an Daten, die innerhalb einer Messzeit von ca. 8 Stunden anfallen. Für diese großen Mengen an A-Scans steht eine Datenaquisitionshardware mit 192 Eingangskanälen zur Verfügung Bildrekonstruktion Die Rekonstruktion eines Bildes aus den aufgenommen Daten, wird mit Hilfe eines Rekonstruktionsalgorithmus vollzogen. Dabei kommen zwei unterschiedliche Algorithmen zur Anwendung: Die Reflexionstomographie und die Transmissionstomographie. Reflektionstomographie Das verwendete Rekonstruktionsverfahren für die Reflektionstomographie arbeitet in der einfachsten Variante unter der Annahme das die Schallgeschwindigkeit im Koppelmedium und dem zu untersuchenden Objekt gleich ist. Dabei werden ausschließlich die Reflektionssignale in den A-Scans betrachtet, daher werden zunächst die Transmissionssignale aus den aufgenommenen Daten entfernt. Durch die Annahme einer konstanten Schallgeschwindigkeit, lässt sich ein Punktstreuer relativ leicht darstellen. Der Zeitpunkt zu dem ein Signal losgeschickt wurde, sowie der Zeitpunkt zu dem die übrigen Wandler das Signal registrieren, ist bekannt. Somit ist die Entfernung des Streuers durch die konstante Schallgeschwindigkeit bekannt. Werden nun alle Wege betrachtet, die die Schallwelle durchlaufen haben könnte, liegt der Streupunkt auf einer Ellipse, die den Sender und Empfänger als