DE69031502T2

DE69031502T2 - Vorrichtung zur Messung und Darstellung der Gewebekompressibilität oder Nachgiebigkeit

Info

Publication number: DE69031502T2
Application number: DE69031502T
Authority: DE
Inventors: Jonathan Houston Texas 77079 Ophir
Original assignee: University of Texas System
Current assignee: University of Texas System
Priority date: 1989-11-17
Filing date: 1990-11-16
Publication date: 1998-04-23
Anticipated expiration: 2010-11-17
Also published as: AU6965091A; EP0593921A3; ES2060352T3; US5107837A; DE69011686D1; WO1991007657A1; JP3194947B2; EP0593921B1; ATE158655T1; DK0593921T3; CA2068740A1; DK0500801T3; DE69011686T2; CA2068740C; ATE110170T1; JPH05505731A; DE69031502D1; AU647443B2; US5178147A; EP0593921A2

Description

Die Erfindung bezieht sich im allgemeinen auf eine Vorrichtung zum Durchführen einer Ultraschalldiagnose eines Zielkörpers. Insbesondere gehört die Erfindung zu einer Vorrichtung zum Messen von Kompressibilität oder Nachgiebigkeit in einem Zielkörper. Die Erfindung ist auf Techniken zur Erhöhung der Genauigkeit derartiger Messungen in kompressiblen oder nachgiebigen Zielen, insbesondere dem menschlichen Körper unter Verwendung von einem oder mehreren Ultraschalltransducern im Implusechsomodus gerichtet.
Traditionelle Ultraschalldiagnose wird durch Übertragen von Ultraschallenergie in einen Zielkörper und Erzeugen eines Bildes von den resultierenden Echosignalen erzielt. Ein Transducer wird verwendet, um sowohl die Ultraschallenergie zu übertragen als auch die Echosignale zu empfangen. Während der Übertragung wandelt der Transducer elektrische Energie in mechanische Schwingungen um. Erfaßte Echosignale erzeugen mechanische Oszillationen in dem Transducer, welche in elektrische Signale zur Verstärkung und Erkennung rückgewandelt werden. Ein Plot oder eine Anzeige (z.B. auf einem Oszilloskop usw.) der elektrischen Signalamplitude über der Echoankunftszeit führt zu einer Amplitudenlinie (A-Linie) oder einer Echofolge entsprechend einer speziellen Ultraschallübertragung. Wenn die A-Linie direkt als ein moduliertes sinusförmiges Muster bei Radiofrequenz ("RF") angezeigt wird, wird sie typischerweise als ein RF- oder "nicht erfaßtes" Signal bezeichnet. Zur Bilddarstellung wird die A-Linie oft in ein nicht-RF-oder "erfaßtes" Signal demoduliert.
Ultraschalltechniken sind auf dem Gebiet der Diagnosemedizin als eine nicht invasive Einrichtung zum Analysieren der Eigenschaften von Gewebe in vivo (d.h. lebend) extensiv angewendet worden. Ein menschlicher oder Tierkörper stellt ein nichthomogenes Medium für die Ausbreitung von Ultraschallenergie dar. Die akustische Impedanz ändert sich an Grenzen von Bereichen mit variierenden Dichten und/oder Schallgeschwindigkeiten innerhalb eines derartigen Zielkörpers. An solchen Grenzen wird ein Teil des einfallenden Ultraschallstrahles reflektiert. Inhomogenitäten innerhalb des Gewebes bilden Streustellen mit niedrigerem Niveau, welche in zusätzlichen Echosignalen resultieren. Abbildungen können aus diesen Informationen durch Modulieren der Intensitäten von Pixeln auf einer Videoanzeige im Verhältnis zur Intensität der Echofolgesegmente bzw. Echsosequenzsegmente von korrespondierenden Punkten innerhalb des Zielkörpers erzeugt werden.
Konventionelle Bildtechniken werden breit angewendet, um verschiedene Krankheiten innerhalb von organischem Gewebe zu bewerten. Bilddarstellen liefert Informationen bezüglich der Größe, Form und Position von weichen Gewebestrukturen unter Verwendung der Annahme, daß die Schallgeschwindigkeit innerhalb des Zieles konstant ist. Eine qualitative Gewebecharakterisierung wird durch eine Interpretation der Graustufendarstellung des Sonogramms ausgeführt. Qualitative Diagnose hängt in großem Maße von der Fähigkeit und der Erfahrung des Untersuchenden sowie von den Charakteristika des Gewebes ab. Bilddarstellungen, welche lediglich auf dem relativen Gewebereflexionsvermögen basieren, besitzen jedoch eine begrenzte Verwendung für eine quantitative Einschätzung von Krankheitszuständen.
Techniken zur quantitativen Gewebecharakterisierung unter Verwendung von Ultraschall werden für genauere Diagnose von Unregelmäßigkeiten benötigt. In den letzten Jahren sind viele signifikante Entwicklungen auf dem Gebiet der Ultraschallgewebecharakterisierung erreicht worden. Einige akustische Parameter, wie z. B. die Schallgeschwindigkeit und die Dämpfung, sind erfolgreich zur Gewebecharakterisierung verwendet worden. Ein vielversprechender physikalischer Parameter zur quantitativen Messung ist die Kompressibilität oder Nachgiebigkeit. Die Größe der Kompressibilität oder Nachgiebigkeit innerhalb von Geweben ändert sich innerhalb von Bereichen varuerender Dichte. Erkranktes Gewebe, wie z.B. Tumore, können härter oder weicher als normales Gewebe sein und besitzen somit eine unterschiedliche Größe der Kompressibilität.
Gewebekompressibilität ist ein wichtiger Parameter, welcher verwendet wird, um das Vorhandensein von einer diffusen oder einer lokalisierten Krankheit zu erfassen. Das Messen von Änderungen der Kompressibilität wird bei der Analyse von Gewebe für pathologische Zustände wichtig. Viele Tumore sind fester als das umgebende normale Gewebe, und viele diffuse Krankheiten führen zu einer festeren oder weicheren Pathologie. Beispiele findet man bei sich ausbreitender Lebererkrahkung, Prostatakrebs, Gebärmutterentzündung, Muskelbeschwerden oder -erkrahkung und vielen anderen Beschwerden.
Traditionellerweise palpieren Ärzte routinemäßig verschiedene Bereiche des Körpers eines Patienten, um einen Eindruck der Gewebefestigkeit oder Gewebeweichheit zu erhalten. Diese Technik stellt eine Form dar, aus der Entfernung zu versuchen zu erfühlen, was hinsichtlich der Gewebenachgiebigkeit abläuft. Wenn z.B. bei einer Leber die Nachgiebigkeit in einem Bereich erfühlt wird, welcher verschieden von der Nachgiebigkeit in dem umgebenden Bereich ist, schlußfolgert der Arzt aus den Tastempfindungen in seinen Fingern, daß etwas bei dem Patienten nicht stimmt. Die Finger des Arztes werden verwendet, um eine qualitative Messung auszuführen.
Die Fähigkeit, die Kompressibilität oder Nachgiebigkeit von Gewebe in lokalisierten Bereichen quantitativ zu messen, würde helfen (1) bei einer objektiven Quantifizierung von gewöhnlich verwendeten klinischen Anzeichen, (2) beim Lokaliseren dieser Werte, (3) beim Durchführen der Messungen tief ins Gewebe mittels einer einfachen Ausrüstung, (4) beim Aufbauen von Bilddarstellungen des Kompressibilitäts- oder Nachgiebigkeitsparameters in vivo, welcher allein oder in Verbindung mit gewöhnlichen Sonogrammen verwendet werden kann.
Eine Technik hat versucht, die Elastizität und Kompressibilität von Gewebe durch korrelierende Muster quantitativ zu messen, welche bei Ultraschallmessungen von Gewebebewegung in vivo erhalten wurden. Das Verfahren wendet die Fourier-Analyse auf eine klinische Studie von Mustern von Gewebebewegung, speziell in der Leber, an. Die Technik verwendet die Fourier-Analyse, um eine objektive Differenzierung der unterschiedlichen Gewebetypen in Pathologien auf der Basis von numerischen Merkmalen im Verlauf der Zeit des Korrelationskoeffizienten zwischen Paaren von A-Abtastungen zu ermöglichen, welche bei einer speziellen Zeittrennung aufgezeichnet wurden. Gewebeoszillationen, welche aus der periodischen Anregung durch Wellen resultieren, welche von der ventrikulären Kontraktion und den Druckimpulsen in der abfallenden Aorta her stammen, werden gemessen, um Muster einer Bewegung abzuleiten. Fourier-Reihentransformation wird angewendet, um die Daten zu analysieren, um das kinetische Verhalten des Gewebes in vivo zu quantifizieren. Siehe, Tristam et al., "Application of Fourier Analysis to Clinical Study of Patterns of Tissue Movements," Ultrasound in Med. & Biol., Bd. 14, Nr. 8, (1988) 695-707.
Bei einer anderen Herangehensweise sind Muster einer Gewebebewegung in vivo korreliert worden. Diese Technik studiert grundlegend die Details der Muster einer Bewegung in Geweben in Antwort auf eine normale physiologische dynamische Anregung, wie z.B. einer Herzbewegung. Es wird ein Verfahren zum Quantifizieren von Gewebebewegung in vivo aus der Berechnung eines Korrelationskoeffizienten zwischen Paaren von A-Abtastungen bei geeigneter Zeittrennung angegeben. Tristam et al., "Ultrasonic Study of in vivo Kinetic Characteristics of Human Tissues," Ultrasound in Med. & Biol., Bd. 12, Nr. 12 (1986) 927-937.
Die Wellenformen der Leberdynamik, welche durch Aortapulsation und Getäßdurchmesservariationen hervorgerufen werden, werden bei noch einem weiteren Verfahren analysiert, welches eine Signalverarbeitungstechnik zum Analysieren von Radiofrequenz-M-Modus-Signalen einschließt. Die Technik verwendet Muster einer Bewegung in Antwort auf eine arterielle Pulsation, um Gewebecharakteristiken zu bestimmen. Die Technik mißt Verlagerung, Geschwindigkeit und Dehnung als eine Funktion der Zeit in kleinen Deformationen im Gewebe infolge einer arteriellen Pulsation. Wilson and Robinson, "Ultrasonic Measurement of Small Displacements and Deformations of Tissue," Ultrasonic Imaging, Bd. 4, (1982) 71-82.
Noch ein weiteres Verfahren verarbeitet Echos, um eine Gewebebewegung in vivo zu messen. Die Bewegungsmuster, welche in vivo beobachtet wurden, werden mit dem arteriellen Druckimpuls korreliert. Dickinson and Hill, "Measurement of Soft Tissue Motion Using Correlation Between A-Scans," Ultrasound in Med. & Biol. Bd. 8, Nr. 3 (1982) 263-271.
All die oben beschriebenen Techniken sind auf die dynamischen Bewegungen von Gewebe in vivo gerichtet. Diese Verfahren sind infolge der Komplexität der Gewebebewegung und des Verhaltens der bei diesen Verfahren verwendeten Anregungen begrenzt.
Die EP-A-0 329 817 beschreibt eine Verfahren und eine Vorrichtung zum nicht-invasiven akustischen Testen der Elastizität von weichen biologischen Geweben durch Anregen der tangentialen Oszillationsdeformationen auf der Oberfläche des Gewebes und durch Bestimmen der Geschwindigkeit der Wellenausbreitung der angeregten Oberfläche entlang des Vektors der Anfangsverlagerung. Eine Vorrichtung, welche die Anwendung dieses Verfahrens gewährleistet, schließt einen Fühler mit einem Übertragungs- und zwei Empfangs-Piezotransducern ein, welche mit Kontaktspitzen ausgerüstet sind und an dem Körper des Fühlers mittels länglicher Hefte montiert sind, welche als akustische Verzögerungslinien dienen, und wobei die elektronische Einrichtung, welche die Impulse erzeugt, um den Transducer anzuregen, um das Verarbeiten der empfangenen akustischen Signale zu bilden, die Laufzeit der akustischen Impulse von dem Transmitter zu dem Empfänger mißt, sie in die Schallgeschwindigkeit umwandelt und den Wert der Geschwindigkeit anzeigt.
Eine weitere Publikation in Japanese Journal of Applied Physics, Zusatzband 23, Nr. 23 1, Tokio, Seiten 66 bis 68, I. Hatta et al. "Ultrasonic Elastic Constants of Muscle" beschreibt ein Verfahren zum Messen von Muskelsteifheit in der Längsrichtung unter Verwendung von Impulsübertragungsverfahren. Dieses Verfahren benötigt einen bekannten Abstand zwischen dem sendenden Transmitter und dem empfangenden Transducer und einer angenommenen Muskeldichte. Aus dieser Druckschrift ist nicht ersichtlich, daß man sich beim Berechnen der elastischen Steifigkeit auf die Verlagerung des kontraktierten Muskelgewebes verläßt. Das beschriebene Verfahren ist bei Invivo-Anwendungen praktisch nicht anwendbar.
Die vorliegende Erfindung schafft ein Impulsechsosystem, welches eine besondere Anwendung beim Abschätzen der Kompressibilität in einem Zielkörper aufweist. Der Zielkörper kann jegliches Tier- oder menschliches Gewebe sein oder irgendeine organische oder anorganische Substanz, welche kompressibel oder nachgiebig ist. Der Begriff "Tiergewebe" schließt "menschliches Gewebe" ein. Eine Ultraschallquelle wird verwendet, um den Zielkörper zu untersuchen. Die Erfassung der Echosequenzen kann an der Ultraschallquelle erfolgen. Die Erfindung ermöglicht eine genaue, lokalisierte Bestimmung und Bilddarstellung eines wichtigen Parameters, der Kompressibilität, welcher in der Medizin über eine sehr lange Zeit qualitativ verwendet worden ist.
Die Kompressibilität eines Materials wird normalerweise als der Kehrwert des räumlichen Elastizitätsmoduls des Materials definiert. Daher ist
Kompressibilität = (v/V)/(F/a),
wobei
v = eine Änderung des Volumens;
V = das ursprüngliche Volumen;
F = die auf das Volumen angelegte Kraft;
a = der Bereich, über welchen die Kraft angelegt wird, sind.
Bei dem vorliegenden Beispiel können allgemein beim Bestimmen relative Kompressibilitäten innerhalb eines Materials angenommen werden, daß die Terme "F" und "a" konstant entlang einer Kompressionsachse bleiben und daß die Terme "1" und "L" anstelle von v und V angewendet werden können, wobei
l = eine Änderung der Länge eines Segments von Interesse entlang einer Kompressionsachse ist, und
L = die ursprüngliche Länge des Segments ist.
Somit kann die Kompressibilität irgendeines gegebenen Segments oder irgendeiner gegebenen Schicht innerhalb eines Materials relativ zu einem anderen Segment oder einer anderen Schicht aus der Beziehung K&sub1; = K&sub2; (l&sub1;/L&sub1;)/(l&sub2;/L&sub2;) abgeschätzt werden, wobei
K&sub1; = die Kompressibilität eines ersten Segments und einer ersten Schicht;
l&sub1; = die Änderung der Länge des ersten Segments oder der ersten Schicht entlang einer Kompressionsachse in Reaktion auf eine gegebene Kraft;
L&sub1; = die ursprüngliche Länge des ersten Segments;
l&sub2; = die entsprechende Änderung der Länge eines zweiten Segments oder einer zweiten Schicht,
L&sub2; = die ursprüngliche Länge des zweiten Segments oder der zweiten Schicht; und
K&sub2; = die Kompressibilität des zweiten Segments oder der zweiten Schicht sind.
Bei diesen Beispielen, bei welchen der Absolutwert der Kompressibilität eines Segments oder einer Schicht gewünscht ist, kann ein solcher Wert aus der Beziehung abgeschätzt werden
Kompressibilität = (l/L)/(F/a),
wobei
F = eine Änderung der Kompressionskraft, und
a = die Wirkungsfläche - typischerweise die Querschnittsfläche eines Transducers, welche gegen ein Material gedrückt wird, welches das Segment oder die Schicht von Interesse einschließt, sind.
Bei der vorliegenden Erfindung können die Schallgeschwindigkeiten bei verschiedenen Segmenten oder verschiedenen Schichten angewendet werden, und zwar zusammen mit Zeitmessungen, um Abstände innerhalb der Segmente oder Schichten zu berechnen. Die Ultraschallsignale liefern auch ein präzises Meßwerkzeug. Die Schallgeschwindigkeiten können unter Verwendung der Vorrichtung und der Prozeduren bestimmt werden, welche in der Anmeldung mit dem Titel beschrieben sind "Transaxial Compression Technique for Sound Velocity Estimation," Serien-Nr. 7/438, 695, Anmeldedatum 17.11.89.
Die Erfindung betrachtet ein schallmäßiges Koppeln an eine Ultraschallquelle mit einem Zielkörper; ein Aktivieren der Ultraschallquelle zum Ausgeben eines ersten Ultraschallsignals oder Impulses von Ultraschallenergie von der Quelle entlang einer Achse in den Zielkörper; Erfassen aus einem Bereich innerhalb des Zielkörpers einer ersten Echosequenz einschließlich einer Vielzahl von Echosegmenten, welche von dem ersten übertragenen Signal resultieren; ein Verlagern des Zielkörpers entlang der Achse, während die Koppelung zwischen der Ultraschallquelle und dem Zielkörper aufrechterhalten wird; ein Aktivieren der Ultraschallquelle zum Emittieren eines zweiten Ultraschallsignals entlang der Achse in den Zielkörper; und ein Erfassen von dem Bereich innerhalb des Zielkörpers einer zweiten Echosequenz einschließlich einer Vielzahl von Echosegmenten, welche von dem zweiten übertragenen Signal resultieren; ein Messen der differentiellen Verlagerung der Echosegmente. Eine Vielzahl von ersten Ultraschallsignalen oder Impulsen der Ultraschallenergie kann emittiert werden, und eine Vielzahl von ersten Echosequenzen kann erfaßt werden, bevor der Zielkörper verlagert wird. Dann wird eine Vielzahl von zweiten Signalen und Impulsen entlang einer Vielzahl von parallelen Pfaden emittiert, und eine Vielzahl von zweiten Echosequenzen wird erfaßt. Bei einem Ausführungsbeispiel stellt ein Transducer die Ultraschallquelle dar und ist schallgekoppelt, um ein Ultraschallsignal oder -impuls von Ultraschallenergie in das Gewebe entlang einer Strahlungsachse derart zu richten, daß eine Bewegung des Transducers entlang der Achse eine Änderung in der Kompression des Gewebes bewirkt.
Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist die Ultraschallquelle ein Transducer, welcher mit einem Gewebe von Interesse schall-gekoppelt ist. Ein erster Impuls von Ultraschallenergie wird entlang eines Pfades in den Zielkörper emittiert, und die Ankunft einer ersten Echosequenz (A-Linie) einschließlich eines oder mehrerer Echosegmente wird aus Bereichen innerhalb des Gewebes entlang des Pfades erfaßt, welche von dem ersten Impuls von Ultraschallenergie resultieren. Danach wird die Kompression innerhalb des Gewebes entlang des Pfades geändert. Die Kompressionsänderung kann durch ein transaxiales Bewegen des Transducers entlang des Pfades verwirklicht werden, um einen proximalen Bereich des Gewebes zu komprimieren oder zu verlagern. Ein zweiter Impuls wird emittiert, und die Ankunft einer zweiten Echosequenz einschließlich eines oder mehrerer Echosegmente, welche einheitlich mit der ersten Echosequenz sind, wird in Antwort auf den zweiten Impuls erfaßt. Die differentiellen Verschiebungen von zumindest einem Echosegment werden gemessen. Die erfaßten Echosequenzen sind von gemeinsamen Bereichen innerhalb des Gewebes.
Ein Vergleich der ersten und der zweiten Echosequenzen oder Wellenformen mit der dazwischen stattfindenden Kompression ergibt eine im allgemeinen sich verringernde Verlagerung von Gewebestrukturen mit der Tiefe. In einem homogenen Medium neigt die Verringerungsrate dazu, asymptotisch zu sein. Von besonderem Interesse ist die differentielle Verlagerung pro Längeneinheit, d.h. die Dehnung. In einem homogenen kompressiblen Medium neigt die Dehnung dazu, entlang der Achse der Verlagerung konstant zu sein. In einem nicht homogenen Medium variiert die Dehnung entlang der Achse der Verlagerung.
Die Dehnung bzw. Verformung eines Gewebes kann berechnet werden unter Verwendung der Ankunftszeiten der ersten und der zweiten Echosequenzen aus den proximalen und distalen Merkmalen in einem Zielkörper - d.h. Gewebe - unter Verwendung der folgenden Gleichung:
wobei
t1A = Ankunftszeit der ersten Echofolge von einem proximalen Merkmal;
t1B = Ankunftszeit der ersten Echosequenz von einem distalen Merkmal;
t2A = Ankunftszeit der zweiten Echosequenz von einem proximalen Merkmal; und
t2B = Ankunftszeit einer zweiten Echosequenz von einem distalen Merkmal sind.
Die Ankunftszeiten der Echosegmente von einem gemeinsamen Punkt, welche in Antwort auf einen ersten und einen zweiten Impuls von Ultraschallenergie erfaßt werden, werden verglichen. Die gemeinsamen Punkte können in Merkmalen gefunden werden, welche innerhalb des Echosignals auftreten. Die Zeitverschiebung der zwei Echosegmente wird verwendet, um die Kompressibilität zu bestimmen.
Wenn keine Änderung der Ankunftszeit mit einer dazwischen auftretenden Kompressionskraft aufgetreten ist, folgt somit, daß ein Zielkörper entlang des Laufpfades nicht komprimiert worden ist, welcher zu der Quelle der Echosegmente führt. Andererseits ist es, wenn die Ankunftszeit des zweiten Echosegments kleiner ist als die Ankunftszeit des ersten Echosegments, klar, daß eine Kompression aufgetreten ist und daß der Zielkörper kompressibel ist. Darüberhinaus ermöglicht es die Differenz in den Ankunftszeiten, und zwar betrachtet zusammen mit anderen verfügbaren Daten, die Kompressibilität des Zielkörpers zu quantifizieren.
Bei einem weiteren Ausführungsbeispiel der Erfindung werden Körpersegmente, welche sich entlang des Übertragungspfades der Ultraschallimpulse erstrecken, innerhalb eines Zielkörpers ausgewählt, und separate erste und zweite Echosegmente werden innerhalb jedes Körpersegments erfaßt. Somit wird eine Reihe von ersten und zweiten Echosegmenten für die Körpersegmente erfaßt, welche zur Untersuchung ausgewählt wurden. Vorzugsweise werden die Echosegmente von den proximalen und distalen Enden von Körpersegmenten relativ zu der Ultraschallquelle erfaßt. Eine Messung der Zeitverschiebungen der Echosegmente in den ersten und den zweiten Echosequenzen, welche den proximalen und distalen Enden jedes Körpersegments entsprechen, wird anschließend durchgeführt. Indem diese Zeitverschiebungen studiert werden, wird es möglich zu bestimmen, ob Änderungen der Kompressibilität entlang des Ultraschallstrahles innerhalb des Zielkörpers auftreten.
Ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Erfindung schließt ein: (1) schallmäßiges Koppeln eines Materials mit einem bekannten Young-Modul und einer Schallgeschwindigkeit mit der Oberfläche des Zielkörpers; (2) Emittieren eines ersten Impulses von Ultraschallenergie entlang eines Pfades durch das Material in den Zielkörper; (3) Erfassen einer ersten Echosequenz einschließlich einer Vielzahl von Echosegmenten vom Innern des Zielkörpers, welche von dem ersten Impuls resultieren; (4) ausreichendes Drücken des Materials gegen den Zielkörper, um den Zielkörper zu versetzen, während eine akustische Kopplung zwischen dem Material und dem Zielkörper aufrechterhalten wird; (5) Emittieren eines zweiten Impulses von Ultraschallenergie entlang des Pfades durch das Material in den Zielkörper; und (6) Erfassen einer zweiten Echosequenz einschließlich einer Vielzahl von Echosegmenten, welche einheitlich mit der ersten Echosequenz sind, welche von dem zweiten Impuls resultieren. Das Vorhandensein des Materials mit einem bekannten Young-Modul und einer bekannten Schallgeschwindigkeit ermöglicht es, den Young-Modul in dem Zielkörper zu bestimmen. Wenn der Zielkörper selbst mehrfache Schichten aufweist, wird es ebenfalls möglich, die Young-Module der einzelnen Schichten zu bestimmen. Die Anwendung des Young-Moduls auf diese Probleme wird nachfolgend in dieser Beschreibung erklärt.
Die vorliegende Erfindung nutzt den Vorteil der akustischen Eigenschaften von physisch kompressiblen oder verlagerbaren Materialien. Diese Materialien - z. B. tierische oder menschliche Gewebe - enthalten oft eine große Anzahl von akustischen "Streuern". Die Streuer, welche klein im Vergleich zu der Wellenlänge der involvierten Schallfrequenzen sind, neigen dazu, einfallende Schallenergie in alle Richtungen zu reflektieren. Zum Beispiel können in homogenen Gewebebereichen Streuer eine Sammlung von nahezu identischen retikularen Zellen umfassen. Die kombinierten Reflexionen von jedem Streuer schaffen ein Hintergrundechosignal, welches Rauschen (speckle) genannt wird. Eine besondere Anordnung von Streuern verschiebt sich in Reaktion auf axiale Kräfte von dem Transducer, was die Zeit ändert, bei welcher ein Echo von der Anordnung empfangen wird. Die von den verschiedenen Anordnungen der Streuer empfangenen Echos bilden eine Echosequenz. Ein ausgewähltes Echosegment oder ein Wellenabschnitt des reflektierten RF- Signals entspricht einer besonderen Echoquelle innerhalb des Gewebes entlang der Strahlenachse des Transducers. Zeitverschiebungen in dem Echosegment oder dem Wellenabschnitt werden geprüft, um die Kompressibilitäten von Gewebebereichen zu messen. Es ist wichtig, daß die Form des Echosegmentes oder des Wellenabschnittes sich nicht signifikant ändert infolge der Kompression, und zwar derart, daß eine Identifikation des Wellenabschnittes nicht möglich ist und daß die Signale nicht über einen akzeptablen Bereich hinaus entkorreliert werden. Die Zeitverschiebung kann durch Analysieren der Daten in einem Computer oder durch eine visuelle Überprüfüng bestimmt werden, die Analyse ist im allgemeinen jedoch mittels eines Computers leichter.
Das Studieren eines inneren Bereiches des menschlichen Körpers wird verwirklicht durch schallmäßiges Koppeln eines Ultraschall-Transducers mit dem Körper, um so ein Ultraschallsignal entlang einer Achse in den Bereich zu emittieren, so daß die Bewegung des Transducers entlang der Achse relativ zu dem Bereich die Kompression des Körpers zwischen dem Transducer und dem Bereich sich ändert; durch Aktivieren des Transducers zum Emittieren eines ersten Signals entlang der Achse in den Körper und den Bereich; durch Erfassen der Ankunft einer Vielzahl von beabstandeten Echosegmenten an dem Transducer, welche von dem ersten Signal resultieren und von dem Bereich kommen; durch Bewegen des Transducers entlang der Achse relativ zu dem Bereich, was ausreichend ist, um die Kompression des Körpers zwischen dem Transducer und dem Bereich zu ändern, während das Schall-Koppeln beibehalten wird; durch Aktivieren des Transducers zum Emittieren eines zweiten Signals entlang der Achse in den Körper und den Bereich; durch Erfassen der Ankunft von jedem Echsosegment an dem Transducer, welches von dem zweiten Signal resultiert; und durch Bestimmen der Dehnungen bzw. Verformungen, welche in Segmenten des Bereiches zwischen den Paaren von Echosegmenten erzeugt werden.
Die vorliegende Erfindung ist von besonderem Interesse beim Untersuchen von organischem Gewebe, insbesondere von menschlichem und anderem Tiergewebe. Daher werden Streuer, wenn ein Transducer gegen ein derartiges Material gedrückt wird, in einem Bereich innerhalb des Materials von einer Position in eine andere versetzt. Bei elastischen Materialien können beim Nachlassen des Druckes die Streuer in ihre ursprüngliche Position zurückkehren. Ein prinzipielles Ziel einer derartigen Untersuchung ist es, Echosignale von dem Gewebe bei Dehnungs- bzw. Verformungsuntersuchungen zu verwenden, welche das Vorhandensein von Abnormitäten erkennen lassen. Im allgemeinen sollte jedoch, wenn ein Transducer verwendet wird, um Signale in einen lebenden Körper zu übertragen, dafür Sorge getragen werden, daß die Tranducersignale mit natürlich auftretenden Signalen koordiniert werden. Daher sollte der Transducer in dem menschlichen Körper normalerweise zu Zeiten aktiviert werden, welche eine Interferenz durch Signale, wie z.B. Aorta- und Gefaßimpulse, minimieren.
Diese Erfindung kann bei der Erfassung von Krankheiten, wie z.B. Brustkrebs und Prostatakrebs, angewendet werden, um Tumore in einem frühen Stadium genau zu erfassen und zu lokalisieren. Ein weiterer Vorteil der Erfindung ist das Vermeiden von ionisierender Strahlung vom Röntgen.
An dieser Stelle sei festgestellt, daß die Erfindung auch für andere signifikante Anwendungen als in der Medizin vorgesehen ist. Eine solche Anwendung ist z.B. die Qualitätseinschätzung von Rindfleisch. Die Erfindung kann verwendet werden, um die Zartheit von Rindfleisch vor und nach dem Schlachten zu quantifizieren. Diese Fähigkeit ist ökonomisch wichtig beim Bestimmen, wann Vieh zu schlachten ist. Weitere Anwendungen würden z.B. die Untersuchung von Materialien und Produkten, wie z.B. Käse oder Rohöl, einschließen, welche physisch durch die Bewegung eines Transducers versetzbar sind.
Es sei festgestellt, daß die bei der vorliegenden Erfindung verwendeten Transducer nicht in direktem Kontakt mit den Materialien sein müssen, auf welche sie angewendet werden. Es ist jedoch notwendig, daß Transducer mit den Materialien in einer solchen Art schall-gekoppelt werden, daß die Bewegung der Transducer in einer Versetzung der Materialien resultiert. Schall-Koppel-Verfahren und -Mittel sind im Stand der Technik bekannt.
Es sei auch festgestellt, daß ein Material entsprechend der Erfindung versetzt werden kann entweder (a) durch Vorschieben eines Transducers gegen ein kompressibles elastisches Material zur Erhöhung der Kompression oder durch (b) Zurückziehen eines Transducers aus einer komprimierten Position innerhalb des Materials. Ein Ändern der Kompression bedeutet Komprimieren öder Dekomprimieren des Zielkörpers.
Wie oben festgestellt, ist es nicht notwendig, daß ein Echo von einem diskreten Merkmal in einem Gewebe oder anderem kompressiblen Material angewendet wird. Es ist ausreichend, daß ein identifizierbares Echosegment in dem Echosignal vorhanden ist, welches von einem Übertragungssignal resultiert. Obwohl die physikalischen Merkmale innerhalb eines Materials, welche für ein ausgewahltes Echosegment verantwortlich sind, nicht klar bekannt sein können, ist das ausgewählte Echosegment ein adäquater Bezug für die Zwecke der Erfindung. Daher können die Kompression eines Materials und die Signallaufzeiten, welche vor und nach einer derartigen Kompression bestimmt wurden, auf einem Vergleich der Zeitverschiebungen in den Echosegmenten basieren. In ähnlicher Weise können die Erholung eines elastischen Materials von einem anfänglich komprimierten Zustand und die Signallaufzeiten vor und nach einer derartigen Erholung oder Dekompression auf dem Vergleich von Zeitverschiebungen in dem Echosegment basieren.
Die vorliegende Erfindung kann ebenfalls angewendet werden zum Abschätzen der Kompressibilität oder Nachgiebigkeit in Zielen mit Mehrfachschichten. Es sei festgestellt, daß die Begriffe "Kompressibilität" und "Nachgiebigkeit" im vorliegenden Kontext im allgemeinen ähnliche Konnotationen haben. In jedem Fall wird die Kompressibilität in jeder der zunehmend tieferen Schichten durch Anwenden derselben Techniken, wie sie oben diskutiert wurden, abgeschätzt. Entsprechend der vorliegenden Erfindung kann die Kompressibilität in jeder Schicht aus nur zwei Echosequenzen entlang der Achse der Bestrahlung abgeschätzt werden. Die Echosequenz kann unterteilt werden in Echosegmente, welche den Schichten entsprechen. Daher kann ein bildliches Darstellen des Kompressibilitätsparameters in einer Ebene oder einem Volumen des Zielkörpers ebenfalls durch geeignete seitliche Verschiebung der Transducer bewerkstelligt werden. Weitere Ziele und Vorteile der Erfindung werden leicht aus der folgenden Beschreibung deutlich.
Fig. 1a zeigt ein Ausführungsbeispiel der Erfindung, bei welchem ein Transducer schall-gekoppelt ist mit einem Zielkörper, um einen distalen Gewebebereich innerhalb des Zielkörpers zu untersuchen.
Fig. 1b zeigt eine Darstellung eines RF-Echosignals, welches von dem distalen Gewebebereich stammt, welches in Fig. 1a untersucht wurde.
Fig. 2a zeigt den Transducer von Fig. 1a, welcher eine kleine Kompression auf einen proximalen Bereich des Zielkörpers ausübt.
Fig. 2b zeigt eine Darstellung des zeit-verschobenen RF-Echosignals, welches von dem distalen Gewebebereich stammt, wie er in Fig. 2a untersucht wurde.
Fig. 3 zeigt ein eindimensionales Federmodell des Gewebes vor und nach einer Kompression.
Fig. 4 zeigt ein eindimensionales Federmodell von Gewebe mit einem vollkommen inkompressiblen Abschnitt vor und nach einer Kompression.
Fig. 5 zeigt die Ausrüstung, welche für ein Experiment 1 aufgebaut ist.
Fig. 6 zeigt die Ausrüstung, welche für ein Experiment 2 aufgebaut ist.
Fig. 7 zeigt ein Vorrichtungsausführungsbeispiel der Erfindung, bei welchem ein Transducer mit einem Zielkörper über eine Beistellvorrichtung gekoppelt ist, welche ein akustisches Kopplungsfluid enthält.
Fig. 8 ist ein Blockdiagramm, welches ein Vorrichtungsausführungsbeispiel der Erfindung darstellt, welches durch einen Computer gesteuert ist.
Fig. 1a zeigt den Transducer 10 als schall-gekoppelt mit einem Zielkörper 15. Ein Ultraschallimpuls 18 ist dargestellt als sich innerhalb eines Strahles 20 in Richtung einer Echoquelle 25 auf der Strahlenachse 12 ausbreitend. Wenn sich der Impuls 18 durch das Ziel 15 ausbreitet, werden entsprechende Echos erzeugt, und Ankunftszeiten werden an der Transduceröffnung 11 festgestellt. Die Kombination aller Echos, welche von Reflexionen innerhalb des Strahles 20 erzeugt werden, ist die Echosequenz oder A-Linie entsprechend dem Impuls 18. Eine Radiofrequenz-("RF")-Signaldarstellung der A- Linie, welche vom Impuls 18 stammt, ist in Fig. 1b gezeigt. Die Amplitude des Signals in Millivolt ist über den Echoahkunftszeiten in Mikrosekunden (µs) dargestellt. Spätere Ankunftszeiten entsprechen zunehmend tieferen Bereichen innerhalb des Zielkörpers 15. Ein Echosegment oder ein kleiner Echowellenabschnitt 30 innerhalb eines gewählten Ankunftszeitfensters wird als ein Bezug ausgewählt. Das Zeitfenster kann auf der Basis von anatomischen Daten von Ultraschallbilddarstellungen ausgewählt werden oder kann willkürlich sein, z.B. jede x-Mikrosekunden. Das Echosegment oder der Wellenabschnitt 30 stammt von der Echoquelle 25.
Fig. 2a zeigt den Transducer 10, welcher entlang der Achse 12 verschoben wird, um eine kleine Kompression (Δy&sub1;) auf das Gewebe auszuüben. In alternativer Weise, wie in Fig. 7 gezeigt, kann ein Transducer 80 mit einer Beistellvorrichtung 85 verbunden sein, mit welcher der Transducer 80 mit dem Zielkörper 90 akustisch oder schall-gekoppelt werden kann, ohne in direktem Kontakt mit dem Zielkörper zu sein. In diesem Fall komprimiert die Beistellvorrichtung 85, und nicht der Transducer, das Ziel.
Nachdem der Transducer 10 das Ziel komprimiert hat, wird ein zweiter Impuls 22 emittiert, und das entsprechende A-Linien-Segment wird aus einer gewünschten Tiefe innerhalb des Gewebes ermittelt. Fig. 2b zeigt die RF- Darstellung einer zeit-verschobenen A-Linie, welche dem Impuls 22 entspricht. Das Echsosegment oder der Wellenabschnitt 32, welcher der Echoquelle 25 zugeordnet ist, ist ebenfalls zeit-verschoben. Der zeit-verschobene Wellenabschnitt 32 wird innerhalb des ausgewählten Zeitfensters unter Verwendung von Standardmuster-Anpassungstechniken nachgefahren. Das ausgewählte Fenster muß derart sein, daß der Wellenabschnitt von Interesse nicht außerhalb des Fensters verschoben wird. Diese Auswahl kann die Größe des Fensters oder das Positionieren des Fensters beinhalten. Das ausgewählte Fenster sollte beide Wellenabschnitte oder Echosegmente zeigen. Die Ankunftszeit des Echosegmentes oder des Wellenabschnittes 32 liegt vor der des Echosegmentes oder des Wellenabschnittes 30 oben, da der Abstand zwischen der Öffnung 11 und dem Merkmal 25 durch die Kompression Δy&sub1; verkürzt wurde.
Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung ist ein Transducer an einem Zielgewebe positioniert oder anderweitig damit gekoppelt und wird axial in Richtung auf das Ziel vorbewegt, um das Ziel zu komprimieren. In alternativer Weise kann die Erfindung auch durch Zurückziehen eines Transducers aus einer zuvor komprimierten Position praktiziert werden. Da die relativ große Öffnungsgröße des Transducers ein Eindringen des Gewebes ausschließt, treten anstelle dessen kleine Gewebeverschiebungen auf. Ein Impuls wird vor dem Verschieben emittiert, und es wird eine erste Echosequenz, welche in Antwort auf den Impuls empfangen wurde, aufgezeichnet. Nach der Versetzung wird ein zweiter Impuls emittiert, und eine zweite Echosequenz wird in Antwort einer Übertragung aufgezeichnet. Als nächstes wird ein Vergleich der Wellenformen durchgeführt, um eine sich verringernde Versetzung der Gewebestrukturen bezüglich der Tiefe aufzuzeigen. Die Verringerung wird im allgemeinen bezüglich ihres Charakters asymptotisch sein.
Bei dem vorangegangenen Ausführungsbeispiel sind eine einzige Kompression eines homogenen Zielkörpers und ein wiederholtes sinusförmiges Wellenformsignal beschrieben worden. Es wird jedoch deutlich, daß andere Bedingungen angewendet werden können. Somit können mehrfache Kompressionen, andere Wellenformen und andere Signalquellen, wie z.B. Feldanordnungen von Transducern, angewendet werden. Diese Signalquellen können z.B. nicht wiederholend sein und können zackenartige Signale erzeugen.
In einem Gewebe, welches nicht homogen ist, wird sich das Verschieben von Gewebe in verschiedenen Segmenten unterscheiden. Wenn z.B. ein Segment eines Gewebes weniger kompressibel ist als das gesamte Gewebe, welches das Segment enthält, wird sich das Gewebe in dem Segment weniger komprimieren oder verformen, als wenn das Segment von Gewebe dieselbe Kompressibilität wie das Gewebe als ganzes hätte. In alternativer Weise wird sich, wenn ein Segment kompressibler ist als das Gewebe als ganzes, das Segment stärker komprimieren oder verformen, als wenn das Segment dieselbe Kompressibilität wie andere Segmente hätte.
Bezugnehmend auf Fig. 3 ist ein Verformungsmodell gezeigt, welches veranschaulicht, wie der Young-Modul bei der Erklärung der Anwendung der vorliegenden Erfindung auf kompressible Materialien, hauptsächlich menschliche Organe und Gewebe, angewendet werden kann. Der Young- Modul ist eine Grundeigenschaft elastischer Materialien, und elastische Materialien können durch ihre Young-Module charakterisiert werden. Demgemäß kann menschliches Gewebe in ähnlicher Weise beschrieben werden.
Kurz festgestellt, stellt der Young-Modul für irgendein gegebenes Material das numerische Verhältnis der an das Material angelegten Spannung zu der sich ergebenden Verformung in dem Material dar. Daher gilt Y = F/(A)(S) = P/S, worin Y der Young-Modul für ein gegebenes Material ist; F die Gesamtkraft ist, welche an das Material angelegt ist; A die Angriffsfläche der Kraft ist; S die Verformung ist; und P der Druck ist. Es versteht sich aus der Beziehung dieser verschiedenen Faktoren, daß der Young-Modul eines Materials ein Maß der Steifigkeit des Materials ist.
Das Modell in Fig. 3 stellt vier Segmente A, B, C und D eines kompressiblen Körpers dar, bei welchem jedes Segment gleichmäßig kompressibel und gleich in der Länge ist, wenn es nicht komprimiert ist. Jedes Segment in Fig. 3 wird durch eine Feder dargestellt, welche identisch zu den anderen Federn ist. Die Federn auf der linken Anordnung reflektieren den Zustand des Modells in einem Zustand ohne Kompression. Die Federn in der rechten Seite stellen den Zustand des Modells dar, wenn eine Kompressionskraft, welche auf das oberste Segment angelegt wurde, den oberen Teil dieses Segmentes um einen Abstand 4Δy versetzt hat. Es ist ersichtlich, daß ein Punkt x um einen Abstand 4Δy zu dem Punkt x' versetzt worden ist. Es ist ebenfalls ersichtlich, daß diese Gesamtversetzung gleichmäßig über jede der Federn verteilt worden ist, wodurch bewirkt wird, daß jedes Segment sich um denselben Wert verkürzt. Daher hat sich das Segment oder die Feder A um Δy von a auf a' verkürzt; das Segment oder die Feder b hat sich Δy von b zu b' verkürzt, usw. Der Nutzeffekt jedoch ist vorhanden gewesen, um jedes Segment zunehmend mehr zu versetzen, und zwar wenn man von dem Segment oder der Feder D zu dem Segment oder der Feder A geht.
Die Gesamtkompression des Modells ist durch die Änderung der Länge 4Δy angezeigt. Die Änderung der Länge des Segmentes A wird berechnet zu 4Δy - 3Δy = Δy. Die Gesamtkompression der Segmente B-D ist durch die Änderung der Länge 3Δy angezeigt. Die Änderung der Länge des Segmentes B wird berechnet zu 3Δy - 2Δy = Δy. Die Gesamtkompression der Segmente C und D wird durch die Änderung 2Δy angezeigt. Die Änderung der Länge des Segmentes C wird berechnet zu 2Δy - Δy = Δy. Schließlich wird die Gesamtkompression des Segmentes D durch die Änderung der Länge Δy von d auf d' angezeigt. Die Änderung der Länge des Segmentes D wird berechnet zu Δy - 0 = Δy. Die Änderung der Länge des Segmentes ist gleich Δy. Jedes Segment komprimiert sich durch denselben Nettobetrag Δy, solange alle Segmente die gleiche Kompressibilität besitzen.
Die Verformung jedes Segmentes kann berechnet werden als Δy/l, wobei l die anfängliche (unkomprimierte) Länge des Segmentes ist. Dieser Verformungswert ist in der Tat die am stärksten interessierende Größe zum Zweck einer Anzeige. Klar ersichtlich in diesem Fall ist, daß die Verformung bei diesem eindimensionalen System für jedes Segment konstant ist, was die Tatsache reflektiert, daß alle Federn gleich sind. Die Verformung wird jedoch durch die Anfangsverformung beeinflußt.
Andererseits würde, wenn ein Segment bei dem obigen Verformungsmodell total inkompressibel wäre, der inkompressible Abschnitt keine Verformung zeigen, sein Vorhandensein würde dennoch die Kompression der anderen Abschnitte beeinflussen. Bezugnehmend z.B. auf Fig. 4 ist eine der Federn C in dem Modell von Fig. 4 durch eine total steife Feder ersetzt worden (und zwar so steif, daß sie tatsächlich durch einen dünnen Stab ersetzt werden kann, welcher inkompressibel ist). Nun ist eines der Segmente inkompressibel. Unter Verwendung derselben Gesamtkompression gemäß Fig. 3 von 4Δy ist die Gesamtkompression der Segmente A-D durch eine Änderung 4Δy der Gesamtlänge angezeigt. Die Änderung der Länge für das Segment A wird nun berechnet zu 4Δy - 2/3 x 4Δy = 4(1 - 2/3)Δy = (4/3)(Δy).
Die Gesamtkompression der Segmente B-D ist durch die Änderung (8/3)(Δy) der Gesamtlänge angezeigt. Die Änderung der Länge des Segmentes B wird nun berechnet zu 8/3Δy - 4/3Δy = (4/3)(Δy).
Die Gesamtkompression des Segmentes C ist null. Die Änderung der Länge für das Segment C wird berechnet zu (4/3)(Δy) - (4/3)(Δy) = 0.
Die Gesamtkompression des Segmentes D ist durch die Änderung der Länge von d auf d' angezeigt. Die Änderung der Länge des Segmentes D wird berechnet zu (4/3)(Δy) - 0 = (4/3)(Δy).
Jedes der Segmente A, B und D wird gleich komprimiert, da sie durch gleiche Federn dargestellt sind. Die Größe, um welche jeweils eines dieser Segmente komprimiert wird, ist jedoch größer als bei dem vorherigen Beispiel, da dieselbe Versetzung 4Δy nun über drei Federn und nicht über vier, wie zuvor, aufgeteilt wird. Das Segment C, welches durch einen inkompressiblen Stab dargestellt ist, zeigt keine Verformung, sein Vorhandensein beeinflußt jedoch die Kompression der anderen.
Die Schlußfolgerung ist, daß, solange die Segmente, welche durch Federn dargestellt sind, den gleichen Young-Modul aufweisen, sie eine gleiche Verformung zeigen, welche gemessen werden kann. Die Größe dieser Verformung ist abhängig von der Anfangskompression und von der Anzahl gleicher Segmente. Ein Segment mit unterschiedlichem Young-Modul kann ermittelt werden infolge der unterschiedlichen Verformungswirkungen, welche es einführt. Sein Vorhandensein ändert die Verformungen der umgebenden Segmente. Somit können Änderungen der Verformung innerhalb unterschiedlicher Segmente eines Gewebes unter Verwendung eines Federmodells des Gewebes erfaßt werden.
Wie oben erklärt, bewirkt das Vorhandensein einer Abnormität oder eines Defektes in einem ansonsten homogenen Gewebe, daß sich die Grundverformung der umgebenden homogenen Segmente ändert, und zwar wegen des Erfordernisses, daß das Integral aller Verformungen entlang des Verformungsweges (der Fläche unter dem Verformungsprofil) gleich der anfänglichen Versetzung ist. Mit anderen Worten, eine "normale" Gewebeverfore mung wird durch die Größe und den Young-Modul eines abnormen Segmentes beeinflußt. Daher können lediglich relative Messungen unter Verwendung des Verformungsmodells allein ausgeführt werden. Diese Messungen sind nützlich, absolute Messungen sind jedoch wünschenswert.
Es wird möglich, Kompressibilität innerhalb eines Gewebes in absoluten Termen unter Verwendung eines Verformungsprofils zu bestimmen, welches das Gewebe zusammen mit einem Koppelmedium mit einem bekannten Young-Modul und einer bekannten Schallgeschwindigkeit einschließt. Daher kann eine Schicht eines Materials mit einem bekannten Young-Modul und einer bekannten Schallgeschwindigkeit als eine Schicht zwischen einem Transducer und dem Gewebe eingeschoben sein, und das Verfahren der Erfindung kann dann angewendet werden, um ein Verformungsprofil der kombinierten Schichten zu erhalten. Die bekannte Schicht kann aus einem kompressiblen oder nachgiebigen Material, wie z.B. Gummi, Schaumstoff, Gele, usw., bestehen. Das Material sollte kompressibel sein und einen Ultraschallübertragungsweg zu dem Gewebe gewährleisten. Das Material kann echogen sein, dies ist jedoch nicht notwendig.
Schallmessungen werden durchgeführt, bevor und nachdem eine Kraft an einen Transducer angelegt wurde, damit die bekannte Schicht und das unbekannte Gewebe komprimiert werden. Die resultierenden Verformungsdaten werden verwendet, um ein Verformungsprofil zu erzeugen. Die Verformungsmessungen können dann in Young-Modul-Messungen durch Berechnen der Kraft pro Flächeneinheit ("Spannung") umgewandelt werden. Somit wird die zusätzliche Verformung von der Schicht des bekannten Materials verwendet, um die Spannung mittels der Formel zu berechnen.
Die Spannung der bekannten Schicht = Young-Modul der Schicht x die gemessene Verformung in der Schicht.
Sobald die Spannung bekannt ist, kann der Young-Modul für das bekannte Gewebe leicht erhalten werden, da die Kraft dieselbe entlang der gesamten Kompressionsfiäche ist und die Fläche ebenfalls dieselbe ist.
Daher kann ein Verformungsprofil in ein Young-Modul-Profil umgewandelt werden, welches absolut ist und welches unabhängig vom Vorhandensein von Defekten oder der Größe der Kompression ist. Wesentlich ist, daß die darüberliegende Schicht als ein "Spannungsmesser" wirkt. Dies ermöglicht auch eine Kompression des Gewebes in einer willkürlichen Art und Weise, da die Ergebnisse unabhängig von der Anfangskompression sind, solange das lineare Verhalten des Gewebes beibehalten wird.
Fig. 8 zeigt eine Vorrichtung zum Bestimmen der Kompressibilität eines Zielkörpers (204), welche einen steifen Rahmen (199); einen Motor (200), welcher an dem Rahmen (199) angebracht ist; ein axiales Element (201) mit einem ersten und einem zweiten Ende, wobei das erste Ende mit dem Motor (200) derart gekoppelt ist, daß die axiale Position des axialen Elementes (201) durch Betätigen des Motors (200) variiert werden kann; und eine Ultraschallquelle (202) aufweist, welche an dem zweiten Ende des axialen Elementes (201) montiert ist. Die Ultraschallquelle (202) weist eine Oberfläche auf, welche mit dem Zielkörper (204) schall-koppelbar ist.
Die Ultraschallquelle (202) kann ein einzelner Transducer oder eine Transducerfeldanordnung sein. Eine Feldanordnung mit torgesteuerten Transducern wird bevorzugt, wenn eine Transducerfeldanordnung verwendet wird. Auch kann das axiale Element (201) ein Schneckenrad sein.
Die obere Oberfläche einer Schicht (203) mit einem bekannten Young-Modul und einer bekannten Schallgeschwindigkeit kann mit der unteren Oberfläche (212) der Ultraschallquelle (202) gekoppelt sein. Die untere Oberfläche der Schicht (203) ist mit dem Zielkörper (204) gekoppelt.
Die Vorrichtung kann auch ein Datenspeichermedium beinhalten, welches mit dem Transducer zum Speichern von Signalen von dem Transducer verbunden ist. Die Bewegung des axialen Elementes (201) kann in präzisen Größen unter Verwendung einer Motorsteuerungsvorrichtung (205) gesteuert werden, welche mit dem Motor (200) derart verbunden ist, daß die Betätigung des Motors (200) das axiale Element (201) in präzisen Größen bewegt.
Ein Transmitter (206) kann mit der Ultraschallquelle (202) verbunden sein, um die Ultraschallquelle (202) zu aktivieren. Ein Empfänger (207) kann ebenfalls mit der Ultraschallquelle (202) derart verbunden sein, daß Signale, welche durch die Ultraschallquelle (202) in Antwort auf Echosequenzen erzeugt werden, an den Empfänger (207) übertragen werden. Ein Digitalisierer (209) kann mit dem Empfänger (207) verbunden sein, um Analogsignale in numerische Daten umzuwandeln. Des weiteren kann eine Kreuz-Korrelationseinrichtung (210) mit dem Digitalisierer (209) verbunden sein. Ein Computer (208) kann mit dem Transmitter (206) derart verbunden sein, daß der Computer (208) in der Lage ist, den Transmitter (206) zu triggern. Auch kann die Kreuz-Korrelationseinrichtung (210) mit dem Computer (208) so verbunden sein, daß Daten durch den Computer (208) empfangen werden können. Der Computer (208) kann so programmiert sein, daß die Echosequenzen in ein Verformungsprofil oder in ein Young-Modul-Profil umgewandelt werden. Bilddarstellungen des Verformungsprofils und des Young-Modul- Profils können auf einem Monitor (211) angezeigt werden, welcher mit dem Computer (208) verbunden ist.
Obwohl die Vorrichtung dieser Erfindung im Hinblick auf eine klinische Diagnose beschrieben worden ist, versteht es sich, daß dies keinen begrenzenden Faktor bei der Anwendbarkeit der Erfindung darstellt. Zum Beispiel kann die vorliegende Erfindung in der Gerichtsmedizin, in Gewebecharakterisierungsstudien, in der Veterinärmedizin, bei Laborexperimenten und industriellen Anwendungen verwendet werden. Auch können die vorliegenden Techniken angewendet werden auf jegliche Materialien, welche in der Lage sind, daß sie physisch komprimiert oder versetzt werden. Das heißt, ein Material, welches im Innern versetzbar ist in Reaktion auf einen auf das Material aufgebrachten Druck.
Die verschiedenen Aspekte der Erfindung werden nun spezifischer in den nachfolgenden Beispielen deutlich, welche rein veranschaulichend sind und nicht als eine Begrenzung des Schutzaumfanges der Erfindung aufgefaßt werden sollten.

BEISPIEL 1

Bezugnehmend auf Fig. 5 wurde ein Wassertank-Experiment durchgeführt, um das Verfahren zum Abschätzen relativer Kompressibilitäten unter Verwendung eines simulierten Gewebes oder Gewebe-"Phantoms" zu testen. Ein rechteckiges Polyesterschaumstoffgewebe-Phantom 101, dessen Größe 188 mm x 88 mm x 45 mm betrug, wurde in einem Becherglas angeordnet, und destilliertes Wasser wurde zugegeben, um das Phantom 101 vollständig einzutauchen. Das Becherglas wurde in einem Exsikkator angeordnet, und ein Laborvakuum wurde während etwa 15 Minuten angelegt. Danach wurde das Becherglas in einem destillierten Wassertank untergetaucht, und das Phantom 101 wurde entfernt und auf einen 6,35 mm-dicken polierten Reflektor 102 aus nichtrostendem Stahl angeordnet. Dem Phantom 101 wurde es ermöglicht, ein Temperaturgleichgewicht von 37,0 ± 0,5 ºC zu erreichen. Es hat sich gezeigt, daß Schaumstoffphantome unter diesen Bedingungen menschliches Gewebe sehr effektiv simulieren.
Eine dicke Plexiglasplatte 103 mit einer Oberfläche gleich der oberen Oberfläche des Phantoms 101 wurde auf der Oberseite des Phantomschaumstoffes angeordnet. Die Dicke der Plexiglasplatte 103 betrug 15 mm. Die dicke Plexiglasplatte 103 wurde verwendet, um eine elastische Deformation dieser Schicht zu verhindern oder zu reduzieren.
Um die Kompressibilität des Schaumstoffphantoms zu bestimmen, wurde ein Gewicht 104 auf der Plexiglasplatte angeordnet und so positioniert, daß das Gewicht 104 veranlaßt wurde, sich nahe der Mitte der Platte 103 zu zentrieren. Der Transducer 100 wurde dann mit der Plexiglasplatte 103 gekoppelt. Als nächstes wurden die Verschiebezeiten der von den Zielen 1 und 2 vor und nach dem Ankoppeln des Gewichtes 104 auf der Platte 103 zurückgestreuten Signale erhalten. Der Prozeß wurde zehnmal wiederholt, und die Durchschnittswerte wurden für die Berechnung verwendet. Auftriebseffekte wurden berücksichtigt.
Die Verformung wurde bestimmt als 4,56 x 10&supmin;³. Da die durch das Gewicht 104 angelegte Kraft 3,43 N (0,35 kg) betrug und die obere Oberfläche des Phantoms 101 18,8 x 8,8 cm² betrug, betrug die Spannung pro Einheitsfläche 0,021 N/cm². Der Young-Modul des absoluten Phantoms wurde berechnet als 4,54 N/cm².

EXPERIMENT 2

Der Ausrüstungsaufbau für dieses Experiment, welcher in Fig. 6 gezeigt ist, wurde verwendet, um die Fähigkeit der vorliegenden Erfindung zu testen, relative Kompressibilitäten verschiedener Gewebe zu messen. Außerdem wurde ein zweites, aus einer Schaumschicht ausgebildetes Phantom dem Aufbau hinzugefügt. Die zweite Schaumschicht war mit einer Kompressibilität aufgebaut, welche verschieden von dem ersten Schaumstoffgewebe-Phantom ist. Das zweite Phantom ("Phantom 2") 105 war kompressibler als das erste Phantom ("Phantom 1") 101. Zum Messen der relativen Deformation von Segmenten 1,2 und 3,4 wurde die Zeitverschiebung der von den Zielen 1, 2, 3 und 4 zurückgestreuten Signale jeweils aufgezeichnet. Die jeweiligen Ankunftszeiten von t&sub1;, t&sub2;, t&sub3; und t&sub4; waren 30µs, 50µs, 80µs und 100 µs. Ein angepaßter Transducer 100 mit 19 mm und 3,5 MHz wurde verwendet. Der Transducer 100 wurde in 0,5 mm-Schritten in Richtung auf den proximalen simulierten Gewebebereich bewegt. Jede Zeitverschiebung wurde durch Mitteln der Daten von zehn Messungen erhalten. Als Bezugsgröße wurden die absoluten Kompressibilitäten der zwei Phantome 101, 105 separat unter Verwendung der in Experiment 1 beschriebenen Meßtechnik bestimmt.
Die relativen Verformungen der Segmente 1,2 und 5,6 wurden berechnet als S(1,2) = 1,51 x 10&supmin;³ und S(3,4) = 2,48 x 10&supmin;³, und zwar unter Verwendung aufgezeichneter Zeitverschiebungen. Im Ergebnis wurde das Verhältnis zwischen den Verformungen der Segmente 5,6 und 3,4 als r' = 0,61 berechnet.
Als Bezugsgröße wurden die Young-Module der Phantome 1 und 2 separat als 7,85 N/cm² und 4,54 N/cm² unter Verwendung des in Experiment 1 beschriebenen Verfahrens abgeschätzt. Daher betrug das Verhältnis r zwischen den Young-Modulen der Phantome 1 und 2 0,58, was nahe an 0,61 ist. Bei den oben beschriebenen Beispielen wurden die Ankunftszeit-"Fenster" für die Signale von Interesse so ausgewählt, daß sie den Zielen 1, 2, 3 und 4 entsprachen. Es versteht sich, daß ähnliche Fenster hätten ausgewählt werden können, um den Grenzen der in den Fig. 5 und 6 gezeigten Schich ten zu entsprechen. Daher hätten in Fig. 6 Fenster für die oberen und unteren Grenzen 105 bzw. 106 der oberen Schicht ausgewählt werden können und auch für die oberen und unteren Grenzen 106 bzw. 107 der unteren Schicht. Es versteht sich, daß die Erfindung angewendet wird auf Zielkörper, welche mehr als zwei Schichten aufweisen.
Bei den zwei Beispielen waren die Zielkörper Schaumstoffe, welche elastisch nachgiebig sind, Festformmaterialien, welche auf Ultraschallsignale in einer Art ansprechen, welche ziemlich ähnlich zu der von menschlichem oder anderem Tiergewebe ist. Im allgemeinen, wie zuvor festgestellt, wird davon ausgegangen, daß die Erfindung auf jegliches, im wesentlichen in Festform vorhandenes Material anwendbar ist, welches nachgiebig ist, und insbesondere auf Materialien, welche sowohl nachgiebig als auch elastisch sind. Im allgemeinen sollten die Materialien eine ausreichende Struktur aufweisen, damit sie plastisch nachgiebig in einer Art, wie z.B. Käse, oder elastisch nachgiebig in einer Art, wie z.B. Gummi, menschliche Organe oder anderes menschliches Gewebe, Fleisch, Gele oder ähnliches sind.
Es versteht sich, daß die vorstehende Erfindung auf viele Arten und Weisen praktiziert und modifiziert werden kann. Zum Beispiel ist es bekannt, daß Ultraschalltransducer in abgestimmten Gruppen verfügbar sind, bei welchen eine Vielzahl von abgestimmten Transducern Seite an Seite in einem einzigen Kopf montiert sind. Es ist auch vorgesehen, daß derartige Mehrkanal- Feldanordnungen mit einem Tiergewebe oder einem anderen kompressiblen festen Material gekoppelt werden kann und daß mehrfache Ultraschallsignale dadurch in das Material simultan entlang einer Feldanordnung an Strahlungsachsen übertragen werden können. Somit kann ein gesamter Schnitt des Materials unter Verwendung einer derartigen Feldanordnung untersucht werden. Bilddarstellungen einer Verformung und/oder eines Young-Moduls können hergestellt werden.
Es versteht sich ebenfalls, daß ein Transducer als ein Transmitter verwendet werden kann und daß ein oder mehrere Transducer von dem Transmsitter versetzt sein können und als Empfänger verwendet werden können.

Claims

1. Vorrichtung zum Bestimmen der Kompressibilität eines Zielkörpers, welche aufweist:

(h) einen steifen Rahmen;

(i) einen an dem Rahmen angebrachten Motor;

(j) ein axiales Element mit einem ersten Ende und einem zweiten Ende, wobei das erste Ende mit dem Motor so gekoppelt ist, daß die axiale Position des axialen Elementes durch Betätigen des Motors variiert werden kann;

(k) eine Ultraschallquelle, welche an dem zweiten Ende des axialen Elementes montiert ist, wobei die Ultraschallquelle eine untere Oberfläche aufweist, welche mit dem Zielkörper schall-gekoppelt werden kann; und

(l) eine Verarbeitungseinrichtung zum Auswerten von Messungen, welche von durch die Ultraschallquelle emittierten Impulsen abgeleitet sind.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, welche des weiteren eine Schicht mit einem bekannten Young-Modul aufweist, wobei die Schicht eine obere Oberfläche, welche mit der unteren Oberfläche gekoppelt ist, und eine Bodenfläche aufweist, welche mit dem Zielkörper gekoppelt werden kann.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1, bei welcher die Ultraschallquelle ein Transducer ist.

4. Vorrichtung nach Anspruch 1, bei welcher die Ultraschallquelle ein Tranducerfeld ist.

5. Vorrichtung nach Anspruch 1, welche des weiteren ein Datenspeichermedium aufweist, welches mit der Ultraschallquelle verbunden und in der Lage ist, Signale von der Ultraschallquelle zu speichern.

6. Vorrichtung nach Anspruch 1, welche des weiteren eine Motorsteuereinrichtung aufweist, welche mit dem Motor verbunden und so betreibbar ist, daß ein Betreiben des Motors das Element in präzisen Größen bewegt.

7. Vorrichtung nach Anspruch 5, bei welcher die Steuereinrichtung einen programmierbaren Computer aufweist.

8. Vorrichtung nach Anspruch 1, welche des weiteren aufweist:

(l) einen Transmitter, welcher mit der Ultraschallquelle verbunden und so betätigbar ist, daß die Ultraschallquelle aktiviert wird, und

(m) einen Empfänger, welcher mit der Ultraschallquelle so verbunden ist, daß Signale, welche durch die Ultraschallquelle in Reaktion auf Echofolgen erzeugt werden, welche von dem Zielkörper empfangen werden, zu dem Empfänger übertragen werden.

9. Vorrichtung nach Anspruch 7, welche des weiteren einen Digitalisierer, welcher mit dem Empfänger verbunden ist, und eine Kreuzkorrelationseinrichtung aufweist, welche mit dem Digitalisierer verbunden ist.

10. Vorrichtung nach Anspruch 8, welche des weiteren einen Computer aufweist, welcher mit dem Transmitter und der Kreuzkorrelationseinrichtung derart verbunden ist, daß der Computer in der Lage ist, den Transmitter zu triggern und Daten von der Kreuzkorrelationseinrichtung zu empfangen.

11. Vorrichtung nach Anspruch 9, bei welcher der Computer so programmiert ist, daß die Echofolgen in ein Verformungsprofil umgewandelt werden.

12. Vorrichtung nach Anspruch 10, bei welcher der Computer so programmiert ist, daß die Echofolgen in ein Young-Modul-Profil umgewandelt werden.

13. Vorrichtung nach Anspruch 11, welche des weiteren einen Monitor aufweist, welcher mit dem Computer verbunden und so betätigbar ist, daß Bilder von Verformungsprofilen und Young-Modul-Profilen angezeigt werden.

14. Vorrichtung nach Anspruch 12, welche des weiteren einen Monitor aufweist, welcher mit dem Computer verbunden und so betätigbar ist, daß Bilder der Young-Module des Zielkörpers angezeigt werden.