EP2150830A2 - Verfahren und vorrichtung zum elastographischen untersuchen von gewebe - Google Patents

Verfahren und vorrichtung zum elastographischen untersuchen von gewebe

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Publication number
EP2150830A2
EP2150830A2 EP08750138A EP08750138A EP2150830A2 EP 2150830 A2 EP2150830 A2 EP 2150830A2 EP 08750138 A EP08750138 A EP 08750138A EP 08750138 A EP08750138 A EP 08750138A EP 2150830 A2 EP2150830 A2 EP 2150830A2
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
deflection
tissue
time
determined
wave
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Withdrawn
Application number
EP08750138A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Ingolf Sack
Jürgen BRAUN
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Charite Universitaetsmedizin Berlin
Original Assignee
Charite Universitaetsmedizin Berlin
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Charite Universitaetsmedizin Berlin filed Critical Charite Universitaetsmedizin Berlin
Publication of EP2150830A2 publication Critical patent/EP2150830A2/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
    • G01R33/56358—Elastography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0048—Detecting, measuring or recording by applying mechanical forces or stimuli
    • A61B5/0051—Detecting, measuring or recording by applying mechanical forces or stimuli by applying vibrations
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
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    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/485—Diagnostic techniques involving measuring strain or elastic properties
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    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0883—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings for diagnosis of the heart

Definitions

  • the invention relates to a method for elastographic examination of tissue with the features according to claim 1 and a device having the features according to claim 25.
  • shear wave elastography was developed for a "scanning" of underlying and shielded tissue types, the clinical relevance of which could be demonstrated for the diagnosis of breast tumors and liver cirrhosis.
  • the problem to be solved by the present invention is to provide a method and an apparatus for elastographic examination of tissue having time-varying elastic properties enabling improved determination of the elastic properties of the tissue.
  • the fabric has first elastic properties at least for a first time and second elastic properties different from the first elastic properties at least at a second time;
  • a second deflection or deflection speed of a vibration of the shaft can be determined as a measure of the second elastic properties at the second point in time.
  • a heavy wave i. a wave which oscillates predominantly or exclusively transversely to its propagation direction
  • the deflection and / or deflection velocity z, B, transverse to the propagation direction of the shaft
  • z, B transverse to the propagation direction of the shaft
  • shear waves superposed eg in the tissue to be examined.
  • the generation of shear waves by means of an excitation unit external to the tissue, ie the wave is not generated by tensing or relaxing the tissue itself.
  • Tissue is considered to be a biological (in particular human or animal) tissue.
  • the tissue is a myocardial tissue (myocardial tissue) which has elastic properties that vary with time depending on the heartbeat, e.g. has first elastic properties during systole and second first elastic properties during diastole.
  • a determination of the deflection or deflection speed of the tissue shear waves can be done not only at the first and second times, but also at other times. For example, a time interval in which the tissue has the first or the second elastic properties can be measured.
  • a (first and / or second) deflection or deflection speed can be determined repeatedly, wherein the repeated determination takes place with the period with which the elastic properties change.
  • the plurality of (first and / or second) values may each be averaged to obtain an averaged first and / or an average second deflection speed.
  • the determination of the first and second deflection or deflection speed of the excited wave takes place by means of ultrasound and / or magnetic resonance tomography.
  • the method according to the invention also includes the variant that the resultant of the oscillation is measured directly.
  • only one component of the deflection or deflection speed can be measured.
  • ultrasound variants u.a. the cross-correlation method or the Doppler method can be used.
  • At least one further section of the tissue is subjected to a further first deflection or deflection speed at a point in time at which the tissue has the first elastic properties, and determining a further second deflection at a time when the tissue has the second elastic properties.
  • the measurement is not only time-resolved but also spatially resolved.
  • the determination of the further first and the further second deflection or deflection speed can take place simultaneously with the determination of the first or the second deflection or deflection speed.
  • the determination of the further first and the further second deflection or deflection speed takes place in a time-delayed manner for determining the first or the second deflection or deflection speed.
  • a first and the second deflection are determined in the form of a first or second amplitude of the deflection of the oscillation or the deflection speed of the oscillation.
  • the time profile of the deflection and the deflection speed can each be a harmonic function and the deflection and the deflection speed can be out of phase with one another.
  • At least a first and a second elastic characteristic of the tissue can be determined.
  • an elastic characteristic the shear modulus
  • the shear modulus is given by the following considerations, where (1) the total energy balance of elastic deformation is established, which consists of kinetic energy and strain energy (distortion energy). (2) the energy flux is derived from a unit area per unit time, (3) a time-harmonic elastic wave is assumed to function as a deflection function passing through a medium at two times with different elasticity, and (4) the ratio of wave amplitudes to Times 1 and 2 at different elasticities, assuming a constant flow of energy is derived.
  • x denotes the location
  • u the vector field of the displacement
  • c IJk the components of the elasticity tensor
  • p is the density assumed to be 1 kg / l for the myocardium. The change in the total energy is added
  • Equation 2 represents the energy flow through a surface with the normal n.
  • the direction and magnitude of the energy density flux vector F indicate the direction of energy flow and the amount of energy flowing per unit time through a unit area with the normal vector n.
  • F For an isotropic elastic material, for F with the Lame coefficients ⁇ and ⁇ :
  • the propagation of a plane elastic wave is determined by three eigenmodes M which propagate relative to n as longitudinal mode (L) and transverse modes (T) with the phase velocity C M :
  • Equation 6 Equation 4
  • F M is constant in space and time when excited with running harmonic plane waves. If two wave amplitudes A lM and A 2M are observed at two time points during the cardiac phase, their relationship to each other corresponds to the relative change in the wave velocity, which is due to elasticity changes in the myocardium:
  • the tissue has the shear modulus ⁇ i at the first time and the shear modulus ⁇ 2 at the second time. Their ratio one another is determined on the basis of a first amplitude A 1 determined at the first time and the second amplitude A 2 determined according to the second time according to the above equation (9). It should be noted that this is of course not limited to the myocardium, but is applicable to all tissues that have time-varying elastic properties, eg another muscle tissue.
  • a first and the second amplitude of the shaft are respectively determined by means of Fourier transformation or a correlation of the deflection or deflection speed with a harmonic oscillation function.
  • the harmonic vibrational function has an oscillation frequency that corresponds to the frequency at which the wave is excited in the tissue.
  • the formation of the correlation is considered in the case where the detection of the tissue-excited wave is carried out by means of magnetic resonance.
  • the excitation of a wave in the tissue and detection of the wave by means of magnetic resonance is referred to as magnetic resonance elastography (MRE).
  • MRE magnetic resonance elastography
  • a time-dependent phase signal ⁇ (t) characteristic of the wave is determined and from its time derivative ⁇ a deflection velocity ⁇ (t) a vibration of the wave calculated.
  • the deflection velocity ⁇ (t) is correlated with a complex harmonic function which has the same frequency, from which the temporal course of the wave amplitude results as follows:
  • the integration step size ⁇ t is chosen, for example, such that the deflection amplitude A ⁇ t) is determined over N complete wave cycles, ie A ⁇ t) has a lower temporal resolution, which is shortened by N times the number of nodes of a vibration cycle.
  • a deflection u (t) determined from the phase signal can also be correlated with the harmonic function in order to determine the amplitude.
  • the invention relates to a device for elastographic examination of tissue, with
  • Deflection determining means for determining a deflection and / or deflection speed in the tissue (31) of excited mechanical waves which oscillate predominantly or exclusively transversely to their direction of propagation, wherein
  • the fabric (31) has first elastic properties at a first time and second elastic properties different at a second time from the first elastic properties; and - the deflection determining means (4) are designed and provided to determine a first deflection or deflection speed at the first point in time and a second deflection or deflection speed at the second point in time.
  • the deflection determination means may in principle be arbitrarily configured, e.g. based on ultrasound or magnetic resonance.
  • the displacement determining means may comprise a programmable unit having control and evaluation software by means of which e.g. the above-described methods for correlating a displacement or displacement velocity signal, or generally the procedures for determining a displacement or displacement velocity signal, i. Detection and evaluation of a characteristic of the deflection or the deflection speed signal can be realized.
  • the device may comprise wave exciting means for exciting at least one mechanical wave in the tissue. Examples of such wave excitation agents are described in German patent application 10 2006 037160.7. It should be noted that the deflection determination means may be formed separately from the wave excitation means, and e.g. may also be provided to cooperate with different wave excitation means.
  • Fig. 1 shows a variant of an MRE device
  • FIG. 1 shows an MRE device, as it can be used to carry out the method according to the invention.
  • the device comprises wave exciting means 5, which generates mechanical vibrations by means of a loudspeaker diaphragm 51.
  • the vibrations generated by the loudspeaker diaphragm 51 are transmitted via a rod-shaped transmission element 2 to a test subject 3 and coupled into the tissue 31 of the subject 3 to be examined.
  • the mechanical waves stimulated thereby in the tissue 31 are detected by means of deflection determination means in the form of an MRI scanner 4 and a deflection or a deflection speed of the excited waves is determined.
  • the transmission element is coupled to a couch or a seat device on which the subject is located during the measurement, and transmits the vibrations to the couch or seat device.
  • the transmission element By vibrating couch or seat device finally the tissue of the subject to be examined is stimulated.
  • the loudspeaker membrane is integrated in the couch or seat device in order to set it in vibration, so that the transmission element is eliminated.
  • FIG. 2a shows the phase signal of the magnetic resonance measurement (ordinate) over time (abscissa) characteristic of the deflection of an oscillation of the wave for the myocardium (curves P) and for the thorax (curve B).
  • a measurement curve P 'or B' is shown, which was recorded without mechanical excitation of the tissue.
  • the measurements were carried out for approximately two cardiac phases. It can be seen in FIG. 2a that the amplitude of the phase signal ⁇ of the myocardial measurement with mechanical wave excitation changes markedly over time, while the amplitude of the phase signal of the waves excited in the thoracic cage is essentially constant.
  • FIG. 2b relates to the myocardium measurement of FIG. 2a, wherein the phase signal was filtered by using its time derivative ⁇ instead of the pure phase signal ⁇ , whereby the amplitude modulation occurring across the cardiac phase becomes even clearer.
  • phase signal of the magnetic resonance in wave amplitudes can - as described above - by means of a correlation of the phase signal with a harmonic function having the same frequency as the vibrations excited in the tissue, take place.
  • the curves shown in FIG. 2 c result for the time dependence of the oscillation amplitude of the waves excited in the myocardium, the amplitudes for three spatial components of the MRT measurement (slice gradient, read gradient or phase-encoding direction, Curves K 1 , K 2 , K 3 ) and the amount A of the resultant of the vibration are shown.
  • the curve K 1 was recorded in a direction parallel to the propagation direction of the coupled-in shaft. In this direction, however, the shaft has no or only a relatively small vibration component due to its transverse nature, so that the amplitude for this direction has in principle no temporal dependence.
  • the profile of the wave amplitude for the other spatial directions corresponds to the profile of the amplitude of the phase signal (FIGS. 2 a , 2 b).
  • FIG. 2d shows an evaluation of the phase signal of the thorax measurement analogous to FIG. 2c.
  • the resulting amplitude signal has essentially no temporal dependency.
  • FIG. 3a shows the averaged amplitude of the mechanical oscillations of the test persons (ordinate) over time (abscissa) excited in the myocardium.
  • the diameter LV of the left heart ventricle is shown (dashed line), which allows a comparison of the temporal amplitude curve A with the time course of the heart morphology (heart volume).
  • the error bars correspond to the inter-individual standard deviation.
  • the amplitude signal A drops significantly during systole. More precisely, the fall of the wave amplitudes precedes the decay of the ventricular volume (by about 60 ms). It can be concluded that the tension of the heart muscle begins immediately upon arrival of the R-pulse (at the end of diastole), whereby the heart volume remains constant over a period of time V after the beginning of contraction of the heart muscle (isovolumic contraction phase).
  • FIG. 3 b shows an evaluation of the amplitude of FIG. 3 a, wherein the time profile of the shear modulus with respect to the shear modulus of the myocardium during diastole is shown (ordinate). It can be seen that the elastic modulus ⁇ increases during systole, contrary to the amplitude, which is due to the contraction of the myocardium in this cardiac phase.

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum elastographischen Untersuchen von Gewebe, mit den Schritten: Anregen mindestens einer mechanischen Welle in dem Gewebe (31), die vorwiegend oder ausschließlich quer zu ihrer Ausbreitungsrichtung schwingt, wobei das Gewebe (31) zu mindestens einem ersten Zeitpunkt erste elastische Eigenschaften und zu mindestens einem zweiten Zeitpunkt zweite elastische Eigenschaften, die von den ersten elastischen Eigenschaften verschieden sind, aufweist; und zu dem ersten Zeitpunkt eine erste Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit einer Schwingung der Welle als Maß für die ersten elastischen Eigenschaften und zu dem zweiten Zeitpunkt eine zweite Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit einer Schwingung der Welle als Maß für die zweiten elastischen Eigenschaften bestimmt werden. Des Weiteren betrifft die Erfindung eine Vorrichtung zum elastographischen Untersuchen von Gewebe.

Description

Verfahren und Vorrichtung zum elastographischen Untersuchen von Gewebe
Beschreibung
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum elastographischen Untersuchen von Gewebe mit den Merkmalen gemäß Anspruch 1 sowie eine Vorrichtung mit den Merkmalen gemäß Anspruch 25.
Die Bedeutung der Elastizität (im Genauen Scherelastiziät oder Schermodul, Scherstei- figkeit etc.) für die Einschätzung des Gesundheitszustandes eines Organs ist schon seit Jahrhunderten bekannt. Zum Beispiel ist die manuelle Abtastung der Brust zur Krebsvorsorge in vielen Fällen sensitiver als die Anwendung moderner bildgebender Verfah- ren. Ebenso ist eine Funktionsstörung der Leber mit einer Veränderung der Elastizität verknüpft die eindeutigen morphologischen (d.h. im MRT sichtbaren) Veränderungen vorausgeht.
Um die hohe Sensitivität des Schermoduls für Pathologien zu nutzen, wurde in den letz- ten Jahren die Elastographie entwickelt. Das Grundprinzip aller heutigen elastographischen Techniken ist die Berührung des Gewebes mit einem definierten Stress (d.h. Kraft pro Fläche) sowie die Aufnahme der Verzerrungsantwort im Gewebe mittels Bildgebung. Für eine „Abtastung" tieferliegender und abgeschirmter Gewebearten wurde die Scher- wellenelastographie entwickelt, deren klinische Relevanz für die Diagnose von Brusttu- moren sowie Leberzirrhose demonstriert werden konnte.
In der Herz-Elastographie gab es in den letzten Jahren Versuche, den Herzschlag als mechanischen Stimulus der Myokardverformung zu nutzen und damit elastische Kenngrößen im lebenden Herzen zu messen. In den Druckschriften „Myocardial elastography - a feasibility study in vivo", Konofagou EE, D'Hooge J, Ophir J., Ultrasound Med Biol 2002;28(4):475-482 sowie „Single Breath Hold Transient MR-Elastography of the Heart - Imaging Pulsed Shear Wave Propagation induced by Aortic Valve Closure", Sinkus R, Robert B, Gennisson J-L, Tanter M, Fink M, Proc 14th Annual Meeting ISMRM. Seattle. 2006. p 77. wurde die Kraft, mit der sich das Myokard verformt, für die Analyse der ge- messenen Verzerrungsdaten semiempirisch geschätzt. Das von der vorliegenden Erfindung zu lösende Problem besteht darin, ein Verfahren und eine Vorrichtung zum elastographischen Untersuchen von Gewebe mit sich zeitlich verändernden elastischen Eigenschaften zu schaffen, die eine verbesserte Bestimmung der elastischen Eigenschaften des Gewebes ermöglichen.
Dieses Problem wird durch das Verfahren mit den Merkmalen gemäß Anspruch 1 sowie durch die Vorrichtung mit den Merkmalen gemäß Anspruch 25 gelöst. Weiterbildungen der Erfindung sind in den abhängigen Ansprüchen angegeben.
Danach wird ein Verfahren zum elastographischen Untersuchen von Gewebe bereitgestellt, mit den Schritten:
- Anregen mindestens einer mechanischen Welle in dem Gewebe, die vorwiegend oder ausschließlich quer zu ihrer Ausbreitungsrichtung schwingt, wobei
- das Gewebe zu mindestens einem ersten Zeitpunkt erste elastische Eigenschaften und zu mindestens einem zweiten Zeitpunkt zweite elastische Eigenschaften, die von den ersten elastischen Eigenschaften verschieden sind, aufweist; und
- zu dem ersten Zeitpunkt eine erste Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit einer Schwingung der Welle als Maß für die ersten elastischen Eigenschaften und
- zu dem zweiten Zeitpunkt eine zweite Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit ei- ner Schwingung der Welle als Maß für die zweiten elastischen Eigenschaften bestimmt werden.
Bei diesem Verfahren wird eine Schwerwelle, d.h. eine Welle, die vorwiegend oder ausschließlich quer zu ihrer Ausbreitungsrichtung schwingt, in das zu untersuchenden Ge- webe eingekoppelt. Um Rückschlüsse auf elastische Eigenschaften (z.B. Schermodul) des Gewebes zu ziehen, wird die Auslenkung und/oder Auslenkgeschwindigkeit (z,B. quer zur Ausbreitungsrichtung der Welle), mit der Abschnitte des Gewebes aufgrund der eingekoppelten Welle schwingen, zu mindestens zwei Zeitpunkten bestimmt. Dies kann für jeden der beiden Zeitpunkte an demselben Abschnitt des Gewebes erfolgen oder z.B. auch an unterschiedlichen Abschnitten, die vergleichbare elastische Eigenschaften und einen vergleichbaren zeitlichen Verlauf der elastischen Eigenschaften aufweisen.
Es können natürlich auch mehrere, sich z.B. im zu untersuchenden Gewebe überlagernde Scherwellen eingekoppelt werden. Das Erzeugen der Scherwellen erfolgt mittels einer zum Gewebe externen Anregungseinheit, d.h. die Welle wird nicht durch ein Anspannen oder Entspannen des Gewebes selber erzeugt.
Als Gewebe wird ein biologisches (insbesondere menschliches oder tierisches) Gewebe betrachtet. Insbesondere handelt es sich bei dem Gewebe um ein myokardiales Gewebe (Herzmuskelgewebe), das elastische Eigenschaften aufweist, die sich in Abhängigkeit vom Herzschlag zeitlich verändern, wobei es z.B. erste elastische Eigenschaften während der Systole und zweite erste elastische Eigenschaften während der Diastole aufweist.
Eine Bestimmung der Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit der Gewebescherwellen kann nicht nur zum ersten und zum zweiten Zeitpunkt, sondern darüber hinaus zu weiteren Zeitpunkten erfolgen. Beispielsweise kann ein Zeitintervall, in dem das Gewebe die ersten oder die zweiten elastischen Eigenschaften aufweist, vermessen werden. Verändern sich die elastischen Eigenschaften des Gewebes periodisch, kann darüber hinaus wiederholt eine (erste und/oder zweite) Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit bestimmt werden, wobei das wiederholte Bestimmen mit der Periode erfolgt, mit der sich die elastischen Eigenschaften verändern. Die Mehrzahl der (ersten und/oder zweiten) Werte kann jeweils gemittelt werden, um eine gemittelte erste und/oder eine gemittelte zweite Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit zu erhalten.
In einer Variante der Erfindung erfolgt das Bestimmen der ersten und zweiten Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit der angeregten Welle mittels Ultraschall und/oder Magnetresonanztomographie. Insbesondere mit der Magnetresonanztomographie ist es möglich, Komponenten einer Schwingung der Welle, d.h. der Auslenkung bzw. der Auslenkgeschwindigkeit, separat in verschiedenen Raumrichtungen zu erfassen. Das erfindungsgemäße Verfahren umfasst jedoch auch die Variante, dass die Resultierende der Schwingung direkt gemessen wird. Insbesondere kann auch nur eine Komponente der Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit gemessen werden. Als Ultraschallvarianten können u.a. das Kreuzkorrelationsverfahren oder das Dopplerverfahren verwendet werden.
In einer anderen Weiterbildung der Erfindung wird an mindestens einem weiteren Abschnitt des Gewebes eine weitere erste Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit zu einem Zeitpunkt, zu dem das Gewebe die ersten elastischen Eigenschaften aufweist, und eine weitere zweite Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit zu einem Zeitpunkt, zu dem das Gewebe die zweiten elastischen Eigenschaften aufweist, bestimmt. Mit anderen Worten erfolgt die Messung nicht nur zeit- sondern auch ortsaufgelöst. Das Bestimmen der weiteren ersten und der weiteren zweiten Auslenkung bzw. Auslenkge- schwindigkeit kann gleichzeitig mit dem Bestimmen der ersten bzw. der zweiten Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit erfolgen. In einer anderen Variante erfolgt das Bestimmen der weiteren ersten und der weiteren zweiten Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit zeitversetzt zum Bestimmen der ersten bzw. der zweiten Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit.
In einer weiteren Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens werden eine erste und die zweite Auslenkung in Form einer ersten bzw. zweiten Amplitude der Auslenkung der Schwingung oder der Auslenkgeschwindigkeit der Schwingung bestimmt. Insbesondere kann der zeitliche Verlauf der Auslenkung und der Auslenkgeschwindigkeit jeweils eine harmonische Funktion sein und die Auslenkung und der Auslenkgeschwindigkeit phasenverschoben zueinander sein.
Anhand der bestimmten ersten und zweiten Auslenkung z.B. in Form einer ersten bzw. zweiten Amplitude können mindestens eine erste und eine zweite elastische Kenngröße des Gewebes ermittelt werden. Eine Möglichkeit zum Bestimmen einer elastischen Kenngröße (des Schermoduls) anhand der bestimmten ersten und zweiten Amplitude ergibt sich aus den nachfolgenden Betrachtungen, wobei (1 ) die Gesamtenergiebilanz einer elastischen Verformung aufgestellt wird, die aus kinetischer Energie und Strain- Energie (Verzerrungsenergie) besteht, (2) der Energiedurchfluss (energy flux), durch eine Einheitsfläche pro Einheitszeit hergeleitet wird, (3) eine zeitharmonische elastische Welle als Auslenkungsfunktion angenommen wird, welche ein Medium zu zwei Zeitpunkten mit unterschiedlicher Elastizität durchläuft und (4) das Verhältnis der Wellenamplituden zu den Zeitpunkten 1 und 2 bei unterschiedlichen Elastizitäten unter Annahme eines konstanten Energieflusses hergeleitet wird.
Die Ausbreitung einer elastischen Welle in einem Medium ist verbunden mit dem Transport von Energie. Die Veränderung der Gesamtenergie E in einem deformierten elastischen Körper, der von einem Volumen V umschlossen ist, ist gegeben durch den zeitlichen Verlauf der kinetischen und der potentiellen Energie (der Verzerrungsenergie), d.h. (unter Verwendung der Einstein'schen Summenkonvention): E = E,,,,, + E pot E Z7km = - 1 J f Λ Pu-1U •1Cl ,IVΛ; E upot = - I jf CyH ^ dut-- d^uk-^ , (1 -)
2 J, 2 J, dx Bx1
Hierbei bezeichnet x den Ort, u das Vektorfeld der Verschiebung und cIJkι die Komponenten des Elastizitätstensors, p ist die Dichte, die für das Myokardium zu 1 kg/l angenommen wird. Die Änderung der Gesamtenergie ergibt sich zu
dE r . .. , ^u1 duk r ,„
Hierbei stellt die rechte Seite der Gleichung 2 den Energiefluss durch eine Oberfläche mit der Normalen n, dar. Nach Anwenden der Produktregel auf den Verzerrungsenergieterm in Gleichung 2 und des Gauss'schen Satzes ergibt sich
F, = -c ",,,, uttt, —*τ -r = -o *„u< {3-]
Dies ist gültig für deformierte Materialien im Kräfte-Gleichgewicht ohne Gravitation. Die Richtung und der Betrag des Energiedichteflussvektors F geben die Richtung des Energieflusses und den Betrag der Energie an, die pro Zeiteinheit durch eine Einheitsfläche mit dem Normalenvektor n fließt. Für ein isotropes elastisches Material ergibt sich für F mit den Lame-Koeffizienten λ and μ:
Die Ausbreitung einer ebenen elastischen Welle wird durch drei Eigenmoden M bestimmt, die sich relativ zu n als longitudinale Mode (L) und transversale Moden (T) mit der Phasengeschwindigkeit CM ausbreiten:
Im isotropen Fall sind die beiden tranversalen Moden degeneriert. Die Polarisationsrichtung relativ zu n ist gegeben durch den entsprechenden Eigenvektor UM, der mit dem kartesischen Einheitsvektor e, zusammenfällt, wenn n auf der Achse des elastischen Referenzrahmens liegt. Zur Auswertung des Energieflusses in zeitharmonischer E- lastographie werden Ebene-Welle-Moden mit Amplitude AM und Kreisfrequenz ω angenommen:
u •Λ„/ = - i-Λ„/UJ Λ»/ eXP lOi - t (6.)
--M
Es wird darauf hingewiesen, dass für harmonische Wellen der Energiefluss einer unendlichen Folge von Pulsen entspricht, die mit der Gruppengeschwindigkeit dcM /Dn fortschreiten. Einsetzen von Gleichung 6 in Gleichung 4 ergibt die Vektorkomponenten FL und F7-, die den Energiedichtefluss parallel bzw. senkrecht zu den Wellennormalenvek- tor darstellen:
F M \ = CM A M® 2 M = T1L. (7 )
Somit ist FM bei Anregung mit laufenden harmonischen ebenen Wellen in Raum und Zeit konstant. Werden zwei Wellenamplituden AlM und A2M an zwei Zeitpunkten während der Herzphase betrachtet, entspricht ihr Verhältnis zueinander der relativen Veränderung der Wellengeschwindigkeit, die auf Elastizitätsveränderungen im Myokardium zurückgeht:
In scherwellenbasierter Elastographie ist die Annahme der Inkompressibilität von weichem biologischem Gewebe etabliert. Mit dieser Beschränkung ist λ unendlich und RL gleich eins, d.h. eine Veränderung der Wellenamplitude in Folge von Kompressionswellen tritt nicht auf. Dagegen ergibt sich für das konvergierende Schermodul μ eine Ver- änderung der Amplitude in vierter Potenz:
In einer weiteren Variante der Erfindung weist das Gewebe zum ersten Zeitpunkt das Schermodul μi und zum zweiten Zeitpunkt das Schermodul μ2 auf. Deren Verhältnis zu- einander wird anhand einer zum ersten Zeitpunkt bestimmten ersten Amplitude A1 und der zum zweiten Zeitpunkt bestimmten zweiten Amplitude A2 gemäß obiger Gleichung (9) ermittelt. Es wird darauf hingewiesen, dass dies natürlich nicht auf das Myokardium beschränkt ist, sondern auf sämtliche Gewebe anwendbar ist, die zeitlich variierende elastische Eigenschaften aufweisen, z.B. ein anderes Muskelgewebe.
In einer weiteren Variante der Erfindung wird eine erste und die zweite Amplitude der Welle jeweils mittels Fouriertransformation oder einer Korrelation der Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit mit einer harmonischen Schwingungsfunktion ermittelt. Bei- spielsweise weist die harmonische Schwingungsfunktion eine Schwingungsfrequenz auf, die der Frequenz entspricht, mit der die Welle im Gewebe angeregt wird. Durch Bilden der Korrelation kann das Auslenkungssignal der angeregten Welle von einer Eigenbewegung des Gewebes (z.B. Kontraktion und Dekontraktion eines Muskels, etwa des Myokardiums) getrennt und somit die Amplitude (der Auslenkung oder auch der Auslenkgeschwindigkeit) der Schwingung gefiltert ermittelt werden.
Im Folgenden wird das Bilden der Korrelation für den Fall betrachtet, dass der Nachweis der im Gewebe angeregten Welle mittels Magnetresonanz erfolgt. Das Anregen einer Welle im Gewebe und Nachweis der Welle mittels Magnetresonanz wird als Magnetre- sonanzelastographie (MRE) bezeichnet, In diesem Beispiel wird ein für die Welle charakteristisches zeitabhängiges Phasensignal φ(t) ermittelt und aus dessen zeitlicher Ableitung φ eine Auslenkgeschwindigkeit ύ(t) einer Schwingung der Welle berechnet. Die Auslenkgeschwindigkeit ύ(t) wiederum wird mit einer komplexen harmonischen Funktion korreliert, die dieselbe Frequenz aufweist, woraus sich der zeitliche Verlauf der WeI- lenamplitude wie folgt ergibt:
A(t) = , N = 1,2,3,...
Die Integrationsschrittweite At ist dabei beispielsweise so gewählt, dass die Auslenkungsamplitude A{t) über N komplette Wellenzyklen bestimmt wird, d.h. A{t) hat eine geringere zeitliche Auflösung, die um das N-fache der Zahl der Stützstellen eines Vibrationszyklus gekürzt ist. Anstelle der Auslenkgeschwindigkeit ύ{t) kann auch eine aus dem Phasensignal bestimmte Auslenkung u(t) mit der harmonischen Funktion korreliert werden, um die Amplitude zu ermitteln. Des Weiteren betrifft die Erfindung eine Vorrichtung zum elastographischen Untersuchen von Gewebe, mit
- Auslenkungsbestimmungsmitteln (4) zum Bestimmen einer Auslenkung und/oder Auslenkgeschwindigkeit im Gewebe (31 ) angeregter mechanischer Wellen, die vorwiegend oder ausschließlich quer zu ihrer Ausbreitungsrichtung schwingen, wobei
- das Gewebe (31 ) zu einem ersten Zeitpunkt erste elastische Eigenschaften und zu einem zweiten Zeitpunkt zweite elastische Eigenschaften, die von den ersten elastischen Eigenschaften verschieden sind, aufweist; und - die Auslenkungsbestimmungsmitteln (4) ausgebildet und vorgesehen sind, zu dem ersten Zeitpunkt eine erste Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit und zu dem zweiten Zeitpunkt eine zweite Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit zu bestimmen.
Die Auslenkungsbestimmungsmittel können im Prinzip beliebig ausgestaltet sein, z.B. auf Ultraschall oder Magnetresonanz basieren. Insbesondere können die Auslenkungsbestimmungsmittel eine programmierbare Einheit mit einer Steuer- und Auswertesoftware enthalten, mittels derer z.B. die oben beschriebenen Verfahren zur Korrelation eines Auslenkungs- oder Auslenkungsgeschwindigkeitssignals oder generell die Abläufe zur Bestimmung eines Auslenkungs- oder Auslenkungsgeschwindigkeitssignals, d.h. Erfassung und Auswertung eines für die Auslenkung oder die Auslenkungsgeschwindigkeit charakteristischen Signals, realisiert werden.
Zudem kann die Vorrichtung Wellenanregungsmittel zum Anregen mindestens einer mechanischen Welle in dem Gewebe aufweisen. Beispiele derartiger Wellenanregungsmittel sind in der deutschen Patentanmeldung 10 2006 037160.7 beschrieben. Es wird darauf hingewiesen, dass die Auslenkungsbestimmungsmittel separat zu den Wellenanregungsmitteln ausgebildet sein können und z.B. auch vorgesehen sein können, mit unterschiedlichen Wellenanregungsmitteln zusammenzuarbeiten.
Die Erfindung wird im Folgenden anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die Figuren näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 eine Variante einer MRE-Vorrichtung; Fig. 2a bis 2d Auswertungen eines MRE-Experimentes im Myokard und der Brust einer Versuchsperson;
Fig. 3a und 3b eine Auswertung eines weiteren MRE-Experimentes im Myokard von sechs Versuchspersonen.
Figur 1 zeigt eine MRE-Vorrichtung, wie sie zum Durchführen des erfindungsgemäßen Verfahrens verwendet werden kann. Die Vorrichtung umfasst Wellenanregungsmittel 5, die mechanische Schwingungen mittels einer Lautsprechermembran 51 erzeugt. Die von der Lautsprechermembran 51 erzeugten Schwingungen werden über ein stabförmi- ges Übertragungselement 2 auf eine Versuchsperson 3 übertragen und in das zu untersuchende Gewebe 31 der Versuchsperson 3 eingekoppelt. Die hierdurch im Gewebe 31 angeregten mechanischen Wellen werden mittels Auslenkungsbestimmungsmitteln in Form eines MRT-Scanners 4 detektiert und eine Auslenkung oder eine Auslenkungsge- schwindigkeit der angeregten Wellen bestimmt.
In einer Weiterbildung ist das Übertragungselement mit einer Liege oder einer Sitzeinrichtung gekoppelt, auf der sich die Versuchsperson während der Messung befindet, und überträgt die Schwingungen auf die Liege bzw. die Sitzeinrichtung. Durch die in Schwingung versetzte Liege bzw. Sitzeinrichtung wird schließlich das zu untersuchende Gewebe der Versuchsperson angeregt. In einer Variante ist die Lautsprechermembran in die Liege bzw. Sitzeinrichtung integriert, um diese in Schwingungen zu versetzen, so dass das Übertragungselement entfällt.
Die Figuren 2a bis 2d betreffen Auswertungen einer erfindungsgemäßen MRE-Messung am Myokard und der Brust einer Versuchsperson. In das Myokard-Gewebe bzw. in die Brust der Versuchsperson wurden mechanische Wellen eingekoppelt und mittels Magnetresonanz nachgewiesen. In Figur 2a ist das für die Auslenkung einer Schwingung der Welle charakteristische Phasensignal der Magnetresonanz-Messung (Ordinate) über der Zeit (Abszisse) für das Myokard (Kurven P) und für den Brustkorb (Kurve B) dargestellt. Zum Vergleich ist jeweils auch eine Messkurve P' bzw. B' dargestellt, die ohne mechanische Anregung des Gewebes aufgenommen wurde. Die Messungen wurden für ungefähr zwei Herzphasen durchgeführt. In Figur 2a ist zu erkennen, dass die Amplitude des Phasensignals φ der Myokard- Messung mit mechanischer Wellenanregung sich deutlich zeitlich verändert, während die Amplitude des Phasensignals der im Brustkorb angeregten Wellen im Wesentlichen konstant ist.
Figur 2b bezieht sich auf die Myokard-Messung der Figur 2a, wobei das Phasensignal dadurch gefiltert wurde, dass anstelle des reinen Phasensignals φ seine zeitliche Ableitung φ verwendet wurde, wodurch sich die über die Herzphase auftretende Amplitudenmodulation noch deutlicher abzeichnet.
Eine Umsetzung des Phasensignals der Magnetresonanz in Wellenamplituden kann - wie oben bereits beschrieben - mittels einer Korrelation des Phasensignals mit einer harmonischen Funktion, die dieselbe Frequenz wie die im Gewebe angeregten Schwingungen aufweist, erfolgen. Nach Durchführen einer derartigen Korrelation ergeben sich die in Figur 2c dargestellten Kurvenverläufe für die zeitliche Abhängigkeit der Schwingungsamplitude der im Myokard angeregten Wellen, wobei die Amplituden für drei räumliche Komponenten der MRT-Messung (Schichtgradient-, Lesegradient- bzw. Pha- senkodier-Richtung, Kurven K1, K2, K3) sowie der Betrag A der Resultierenden der Schwingung dargestellt sind. Die Kurve K1 wurde in einer Richtung parallel zur Ausbrei- tungsrichtung der eingekoppelten Welle aufgenommen. In dieser Richtung besitzt die Welle aufgrund ihrer transversalen Natur jedoch keine oder nur eine relativ kleine Schwingungskomponente, so dass die Amplitude für diese Richtung entsprechend im Prinzip keine zeitliche Abhängigkeit besitzt.
Der Verlauf der Wellenamplitude für die anderen Raumrichtungen (Kurven K2, K3) korrespondiert mit dem Verlauf der Amplitude des Phasensignals (Fig. 2a, 2b). Die Wellenamplituden verändern sich über die Herzphase, wobei eine höhere Amplitude auftritt, wenn der Herzmuskel entspannt ist, d. h. eine geringere Steifigkeit aufweist, als im angespannten Zustand des Herzmuskels. Genauer ist Figur 2c zu entnehmen, dass die Wellenamplitude im Bereich der frühen Systole (bei t = 1 - 1 ,1 s) im Vergleich zur Diastole auf ungefähr den halben Wert fällt, was auf eine etwa 16-fache Zunahme der Elastizität des Myokards während dieser Phase des Herzschlages schließen lässt.
Im Falle der in den Figuren 2a bis 2c dargestellten Messungen wurden jeweils 360 MRT- Bilder aufgenommen, wobei sechs Aufnahmen pro Zyklus der im Gewebe angeregten mechanischen Wellen gemacht wurden. Die Integrationsschrittweite Δt bei Durchführen der Korrelation wurde dabei so gewählt, dass die Wellenamplitude über einen vollständigen Zyklus der mechanischen Welle, d. h. eine Schwingungsdauer, bestimmt wurde, weshalb die zeitliche Auflösung des Korrelationssignals (der Amplitude in Figur 2c) im Vergleich zum Phasensignal kleiner ist.
Die Figur 2d zeigt eine zur Figur 2c analoge Auswertung des Phasensignals der Brustkorb-Messung. Das resultierende Amplitudensignal weist im Wesentlichen keinerlei zeitliche Abhängigkeit auf.
Die Figuren 3a und 3b beziehen sich auf Messungen am Myokard von sechs Versuchspersonen. Die Figur 3a zeigt die gemittelte Amplitude der jeweils im Myokard angeregten mechanischen Schwingungen der Versuchspersonen (Ordinate) über der Zeit (Abszisse). Darüber hinaus ist der Durchmesser LV des linken Herz-Ventrikels dargestellt (gestrichelte Linie), was einen Vergleich des zeitlichen Amplitudenverlaufs A mit dem zeitlichen Verlauf der Herzmorphologie (Herzvolumen) ermöglicht. Die Fehlerbalken entsprechen der interindividuellen Standardabweichung.
Es ist zu erkennen, dass das Amplitudensignal A während der Systole deutlich abfällt. Genauer ergibt sich, dass das Abfallen der Wellenamplituden dem Abfallen des Ventrikelvolumens vorausläuft (um etwa 60 ms). Daraus kann geschlossen werden, dass die Anspannung des Herzmuskels unmittelbar mit Eintreffen des R-Impulses (am Ende der Diastole) beginnt, wobei das Herzvolumen über einen Zeitraum V nach Beginn der Kontraktion des Herzmuskels konstant bleibt (isovolumetrische Kontraktionsphase).
Figur 3b zeigt eine Auswertung der Amplitude der Figur 3a, wobei der zeitliche Verlauf des Schermoduls in Bezug zum Schermodul des Myokards während der Diastole dargestellt ist (Ordinate). Zu erkennen ist, dass das Elastizitätsmodul μ während der Systole - konträr zur Amplitude - ansteigt, was auf die Kontraktion des Myokardiums in dieser Herzphase zurückgeht.
* * * * * Bezugszeichenliste
2 Ubertragungselement
3 Versuchsperson
31 Gewebe
4 MRT-Scanner
5 Wellenanregungsmittel
51 Lautsprechermembran

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren zum elastographischen Untersuchen von Gewebe, mit den Schritten:
- Anregen mindestens einer mechanischen Welle in dem Gewebe (31 ), die vor- wiegend oder ausschließlich quer zu ihrer Ausbreitungsrichtung schwingt, wobei
- das Gewebe (31 ) zu mindestens einem ersten Zeitpunkt erste elastische Eigenschaften und zu mindestens einem zweiten Zeitpunkt zweite elastische Eigenschaften, die von den ersten elastischen Eigenschaften verschieden sind, aufweist; und - zu dem ersten Zeitpunkt eine erste Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit einer Schwingung der Welle als Maß für die ersten elastischen Eigenschaften und
- zu dem zweiten Zeitpunkt eine zweite Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit einer Schwingung der Welle als Maß für die zweiten elastischen Eigenschaften bestimmt werden.
2. Verfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass das Bestimmen der ersten und zweiten Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit mittels Ultraschall und/oder Magnetresonanztomographie erfolgt.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass das Gewebe (31 ), in dem die Welle angeregt wird, ein myokardiales Gewebe ist, das elastische Eigenschaften aufweist, die sich in Abhängigkeit vom Herzschlag zeitlich verändern.
4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Anregen der Welle im Gewebe (31 ) mittels einer zum Gewebe (31 ) externen Anregungseinheit (5) erfolgt.
5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die erste und die zweite Auslenkung in Form einer ersten bzw. zweiten Ampli- tude der Auslenkung der Schwingung bestimmt werden.
6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die erste und die zweite Auslenkgeschwindigkeit in Form einer ersten bzw. zweiten Amplitude der Auslenkgeschwindigkeit der Schwingung bestimmt werden
7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die erste und die zweite Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit jeweils für eine Komponente der Schwingung quer zur Ausbreitungsrichtung der Welle bestimmt wird.
8. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die erste und die zweite Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit jeweils für alle Komponenten der Schwingung separat bestimmt wird.
9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die erste und die zweite Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit jeweils in Form der Resultierenden der Schwingung bestimmt wird.
10. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Bestimmen der ersten und der zweiten Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit an demselben Abschnitt des Gewebes (31 ) erfolgt.
1 1. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens an einem weiteren Abschnitt des Gewebes (31 ) eine weitere erste Auslenkung bzw. Auslenk- geschwindigkeit zu einem Zeitpunkt, zu dem das Gewebe (31 ) die ersten elastischen
Eigenschaften aufweist, und eine weitere zweite Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit zu einem Zeitpunkt, zu dem das Gewebe (31 ) die zweiten elastischen Eigenschaften aufweist, bestimmt werden.
12. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass anhand der bestimmten ersten und zweiten Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit jeweils mindestens eine elastische Kenngröße des Gewebes (31 ) ermittelt wird.
13. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass das Gewebe (31 ) zum ersten Zeitpunkt ein Schermodul μi und zum zweiten Zeitpunkt ein Schermodul μ2 aufweist und deren Verhältnis zueinander anhand der zum ersten Zeitpunkt bestimmten ersten Amplitude A1 und der zum zweiten Zeitpunkt bestimmten zweiten Amplitude A2 gemäß folgender Gleichung ermittelt wird:
14. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zu mehreren Zeitpunkten Auslenkungen bzw. Auslenkgeschwindigkeiten der Welle bestimmt werden, um einen zeitlichen Verlauf der Auslenkung bzw. der Auslenkgeschwindigkeit zu ermitteln.
15. Verfahren nach Anspruch 5 oder 6 und 14, dadurch gekennzeichnet, dass die erste und die zweite Amplitude der Auslenkung bzw. der Auslenkgeschwindigkeit der Schwingung mittels einer Korrelation des zeitlichen Verlaufs der Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit mit einer harmonischen Schwingungsfunktion ermittelt werden.
16. Verfahren nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass die harmonische Schwingungsfunktion eine Schwingungsfrequenz aufweist, die der Frequenz der im
Gewebe (31 ) angeregten Welle entspricht.
17. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass das Bestimmen der ersten und der zweiten Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit der angeregten Welle mittels Magnetresonanztomographie erfolgt, wobei ein von der Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit der Schwingung abhängiges Phasensignal ermittelt wird.
18. Verfahren nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass das Phasensignal zu einer Mehrzahl von Zeitpunkten ermittelt wird, so dass sich ein zeitlicher Verlauf des
Phasensignals ergibt, aus dem ein zeitlicher Verlauf der Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit der im Gewebe (31 ) angeregten Welle bestimmt werden kann.
19. Verfahren nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, dass der zeitliche Verlauf der Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit mit einer harmonischen Schwingungsfunktion korreliert wird, wobei die harmonische Schwingungsfunktion eine Schwingungsfrequenz aufweist, die der Frequenz der im Gewebe (31 ) angeregten Welle entspricht.
20. Verfahren nach Anspruch 18 oder 19, dadurch gekennzeichnet, dass aus dem zeitlichen Verlauf des Phasensignals ein zeitlicher Verlauf der Amplitude der Auslenkung und/oder der Amplitude der Auslenkgeschwindigkeit bestimmt wird.
21. Verfahren nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, dass eine Amplitude A der im Gewebe (31 ) mit der Frequenz ω angeregten Welle zu verschiedenen Zeiten t aus der Auslenkgeschwindigkeit ύ der Schwingung wie folgt bestimmt wird:
A(t) = , N = 1,2,3,...
22. Verfahren nach Anspruch 20 oder 21 , dadurch gekennzeichnet, dass eine Amplitude A der im Gewebe (31 ) mit der Frequenz ω angeregten Welle zu verschiedenen Zeiten t aus der Auslenkung u der Schwingung wie folgt bestimmt wird:
A(t) = ,N = 1,2,3,...
23. Verfahren nach einem der Ansprüche 5 bis 22, dadurch gekennzeichnet, dass die Verfahrensschritte als Programmcode formuliert sind, mit dem das Verfahren mittels einer programmierbaren Einheit ausführbar ist.
24. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die im Gewebe (31 ) angeregte Welle eine Frequenz unterhalb 100 Hz, insbesondere unterhalb 40 Hz, aufweist.
25. Vorrichtung zum elastographischen Untersuchen von Gewebe, mit
- Auslenkungsbestimmungsmitteln (4) zum Bestimmen einer Auslenkung und/oder Auslenkgeschwindigkeit im Gewebe (31 ) angeregter mechanischer Wellen, die vorwiegend oder ausschließlich quer zu ihrer Ausbreitungsrichtung schwingen, wobei
- das Gewebe (31 ) zu einem ersten Zeitpunkt erste elastische Eigenschaften und zu einem zweiten Zeitpunkt zweite elastische Eigenschaften, die von den ersten elastischen Eigenschaften verschieden sind, aufweist; und
- die Auslenkungsbestimmungsmitteln (4) ausgebildet und vorgesehen sind, zu dem ersten Zeitpunkt eine erste Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit und zu dem zweiten Zeitpunkt eine zweite Auslenkung bzw. Auslenkgeschwindigkeit zu bestimmen.
26. Vorrichtung nach Anspruch 25, dadurch gekennzeichnet, dass die Auslenkungs- bestimmungsmittel (4) eine Ultraschall- und/oder eine Magnetresonanztomographieeinheit umfassen.
27. Vorrichtung nach Anspruch 25 oder 26, dadurch gekennzeichnet, dass die Auslen- kungsbestimmungsmittel (4) ausgebildet und vorgesehen sind, eines der Verfahren gemäß den Ansprüchen 5 bis 22 durchzuführen.
28. Vorrichtung nach Anspruch 27, dadurch gekennzeichnet, dass die Auslenkungs- bestimmungsmittel (4) eine programmierbare Einheit aufweisen, die Programmcode enthält, mit dem eines der Verfahren gemäß den Ansprüchen 5 bis 22 durchführbar ist.
29. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 25 bis 28, gekennzeichnet durch Wellenanregungsmittel (5) zum Anregen mindestens einer mechanischen Welle in dem Gewebe.
30. Vorrichtung nach Anspruch 29, dadurch gekennzeichnet, dass die Wellenanregungsmittel (5) ausgebildet sind, eine Sitz- oder Liegeeinrichtung zum Aufnehmen einer Person derart in Schwingungen zu versetzen, dass durch die schwingende Sitz- oder Liegeeinrichtung die mechanische Welle in dem zu untersuchenden Ge- webe der Person angeregt wird.
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