JP2010501231A - 媒体の一時的変更を画像化する超音波画像化プローブ - Google Patents

Abstract

環境（１０）を画像化する超音波画像化プローブは、２つの様式の変換器を備える。第１様式の第１変換器（１）は、環境（１０）の超音波画像化専用である。第２様式の第２変換器（２）は、画像化環境（１０）において少なくとも一つの一時的変化を生じさせる応力の生成専用である。第１変換器（１）と第２変換器（２）は、環境（１０）の一時的変化の発生を画像化するために第１変換器（１）が第２変換器（２）と同期して作動する少なくともいわゆる連成モードで機能できることを特徴とする。

Description

本発明は、「超音波検査画像化」とも呼ばれる超音波画像化を対象とする、プローブの全般的分野に関する。
本発明は、より詳細には、超音波放射圧の使用に基づき粘弾性特性を画像化し得る方法とプローブに関する。

従来式の超音波検査プローブは、媒質の組織内へ超音波を送信することと、超音波を分析すると共に媒質の画像を形成するために逆拡散信号を検出することとの両方に考案されている。

通常、これらのプローブは、ラインに沿って整列する一連のＮ個の圧電変換器からなる。このラインは、真っ直ぐか曲線状であり得る。
圧電変換器は、互いに位相のズレた電気信号を適用できる電子経路を介して、個々に制御される。

円筒則に従って位相と遅延のうちの少なくとも一方を調整することによって、媒質の所定の場所に超音波ビームを集束可能であり、それによって電子的にレンズに相当する物を作り出す。これらの法則は、媒質の所定の場所由来の逆拡散信号を単離すると共に、その音響画像を再構築するために、受信段階においても用いられる。

変換器のサイズと間隔は、超音波プローブの周波数に依存し、通常は放出超音波の０．５〜１波長の間で変動する。
そのような一次元波では、超音波画像の電子集束と再構築は、平面においてのみ得ることが可能である。

「厚み方向」と呼ばれる第３次元において、超音波ビームが妥当な厚さの部分に限定され得る固定幾何学的レンズを、圧電変換器に適用するのが通例である。
従って通常は、圧電変換器の厚み方向サイズは、放出超音波の２０個分の波長であり、幾何学的集束深さは、放出超音波の１００個分の波長である。

超音波は、媒質の、たとえば超音波放射圧における一時的変更を生み出すべく用いられることもある。
超音波放射圧の用途は、組織弾性映像技術において用いられる。これらの技術は、標準超音波検査画像化のモードに加わる画像化モードである。

仏国特許出願公開第２８４４０５８号明細書

しかし特に、非常に高品質の超音波検査画像を提供するために考案された標準超音波検査リニア・アレイの使用は、組織弾性映像技術の適用、より全般的には媒質内の一時的変更の生成には最適ではない。

公知のプローブの幾何学的特性および音響的特性は、内部機械的応力の生成に適してい
ない。更に、生じる組織弾性画像の品質は、満足のいくものではない。
組織弾性映像技術の場合、公知のプローブによって生じる制限は、全部で３つある。

まず第１に、機械的応力の侵入深さは、一般的には潜在的に探査可能な深さの半分に制限される。
次に、内部機械振動源が不適切な外形を備えているため、探査領域の幅も制限される。

最後に、非常に強い音場が生じるため、内部機械的応力が生じ得る。
これらの音場の強度は、電流暴露限界を超え得るので、患者にとって良くない。
従って本発明の主目的は、規制音響出力に適合すると同時に、最適な内部機械的応力を生成させる解決策を提案することによって、および超音波検査画像化の品質に妥協しないことによって、そのような欠点の改善策を見つけることである。

従って本発明は、媒質を画像化する超音波画像化プローブに関する。超音波画像化プローブは、互いに異なる周波数で作動する２つの様式の変換器を備える。第１様式の変換器としての第１変換器は、媒質の超音波画像化専用である。第２様式の変換器としての第２変換器は、画像化媒質の少なくとも１つの一時的変更を生じさせる応力の生成専用である。第１変換器と第２変換器は、いわゆる連成モードで作動可能であることを特徴とする。連成モードでは、媒質の一時的変更の時間的経過を画像化するために、第１変換器が第２変換器と同期化方法で作動する。

そのようなプローブの場合、第２変換器は、媒質の一時的変更の生成に適しており、この一時的変更を画像化することを目的とする第１変換器と同期化される。第１変換器と第２変換器の同期化は、媒質の一時的変更の進行の物理学的特性および動力学的特性に依存して得られる。変換器の相対配置もまた、これらの特性に依存し得る。

本発明の実施形態に従って、第１変換器と第２変換器は、それらの幾何学的特性および音響的特性が互いに異なる。
好適には第１変換器と第２変換器は、互いに異なる周波数で作動する。

第１変換器は超音波画像化専用であるため、高品質の超音波検査画像が得られ得る。
これらの超音波検査画像は、標準超音波検査画像および一時的な動きの超音波検査画像、特に組織弾性映像測定を可能にする剪断動作の画像であることが有利である。

従って好適には第１変換器は、２つの作動モードで作動する。いわゆる連成モードと、第１変換器が媒質の超音波検査画像を生成するいわゆる標準モードとである。
本発明の特定の特性に従って、一時的変更を生じさせる応力は伝搬性である。第２変換器は、一時的変更を生じさせる応力の伝搬特性を考慮に入れながら、同期化される。

そのような特性では、媒質における波の伝搬を、直接的および簡単に見ることが可能である。
好適には、一時的変更を生じさせる応力は、超音波放射圧による機械的応力である。

そのような応力は、媒質の弾性特性が特徴付けられ得る組織弾性映像測定を、実施できるようにする。
本発明の一実施形態において、超音波画像化専用の第１変換器は、直線的に配置される。この実施形態は、通常の形式の画像化プローブのうちの１つに対応する。既存プローブに類似したプローブにおいて本発明を実装することによって、施術者がそれらに速く慣れるようになる。第１変換器の整列によって規定されるラインは、真っ直ぐまたは曲線状で
あり得るか、観察すべき媒質の幾何学的特性に適応する形状を想定し得る。

好適には、一時的変更を生じさせる応力の生成専用の第２変換器は、画像化専用の第１変換器の両側に位置する２つのラインに分配される。
第２変換器の設置は、この場合もやはり直線整列または曲線整列に従い得るか、観察すべき媒質の幾何学的特性に適応する形状に従って設置され得る。

本発明の有利な特徴に従って、媒質の一時的変更を生じさせる応力の生成専用の第２変換器は、画像化専用の第１変換器よりも大きな遠隔厚み方向の幾何学的焦点を備える。
そのような特性において、応力領域の容積が増加し、応力の品質は改善され、媒質内に蓄積される局所エネルギーが減少する。

本発明の別の特定の特性に従って、媒質の一時的変更を生じさせる応力の生成専用の第２変換器は、画像化専用の第１変換器よりも低い共鳴周波数を備える。
放射圧が生じる場合、放射圧は、この特性によって一層効果的になると共に、一層深くなるだろう。

変換器に厚み方向集束レンズが提供される実施形態において、これらのレンズは、第１変換器と第２変換器に対して互いに独立している。これらの集束レンズは、２つの互いに異なる曲率を有する単レンズとして実現され得る。

本発明の適応において、第１変換器と第２変換器は、互いに独立した電子経路を介して制御され、更に同期的に制御可能である。

本発明に従うプローブの略図。 本発明に従うプローブの略図。 標準プローブで得られる圧力場の側面。 本発明に従うプローブで得られる圧力場の側面。 標準プローブと本発明に従うプローブで得られた圧力場対深さの振幅。 図３の圧力場によって生じる剪断場の減衰。 標準プローブと本発明に従うプローブで得られた３つの互いに異なる焦点のうちの、第１の焦点効果。 標準プローブと本発明に従うプローブで得られた３つの互いに異なる焦点のうちの、第２の焦点効果。 標準プローブと本発明に従うプローブで得られた３つの互いに異なる焦点のうちの、第３の焦点効果。

本発明の他の形状構成と利点は、いずれの特徴をも制限することなく、その模範的実施形態を例示する添付図面を参照することによって、以下の説明から明らかになる。
図１は、本発明に従うプローブの模範的実施形態を記載している。記載のプローブは、超音波検査画像化と組織弾性画像化を結合する適用を対象とする。より具体的にはプローブは、乳房画像化に用いられ得る。

記載のプローブは、Ｘ方向に沿って延びる２つの様式の変換器、すなわち第１変換器１と第２変換器２を備える。
プローブ上の中央に位置し、ハッチング面で例示される第１様式の第１変換器１は、画像化を対象とする。第１変換器１は、たとえば全部で２５６個ある。それら第１変換器１は、８ＭＨｚの共鳴周波数と、Ｙ方向に４ｍｍの高さにわたって、Ｘ方向に０．２ｍｍの
幅を備えることが有利である。ここで留意すべきは、明確にするため図１においてＸ方向とＹ方向のスケールが互いに異なることである。第１変換器１は、実際のプローブ内に挿入されるか、プローブが連結される超音波検査システムに設置されたマルチプレクサを介して、１２８個の独立した電子経路によって制御される。このような特性では、第１変換器１は、乳房の高品質な二次元超音波検査画像を提供する。

第２様式の第２変換器２は、剪断波が媒質内に伝搬できるようにする内部機械的応力を生成することを対象とする。それら第２変換器２は、第１変換器１の両側に線状に設置されている。これらの第２変換器２は、全部で２５６個ある。すなわち第１変換器１によって形成されるラインの各々の側部に、それぞれ１２８個の第２変換器２が存在する。これらの第２変換器２は、第１変換器１の共鳴周波数の半分に等しい共鳴周波数、すなわち４ＭＨｚに等しい共鳴周波数を備える。それら第２変換器２は、半分の高さすなわち２ｍｍと、二倍の幅である０．４ｍｍとを備える。

第１変換器１と第２変換器２は、超音波変換器の群に属する。それらの共鳴周波数は、２０ＫＨｚ以上であるが、互いに別個の周波数間隔に属する。その結果、第１変換器１と第２変換器２は、別個の超音波共鳴周波数によって、および別個の幾何学的特性、特に各々のサイズによって、識別され得る。

図１の実施例において、応力の生成専用の第２変換器２の数は、画像化変換器である第１変換器１の数と同じであるが、ここで留意すべきは、この特性が非制限的であり、これらの数は互いに異なり得ることである。

図１ｂに例示されるプローブの断面図において例示されるように、第１変換器１の両側に位置する各々の対の第２変換器２は、対毎に電子的に連結され、対毎に同じ電子経路を介して制御される。従って２５６個の第２変換器２は、第１変換器１を制御する電子経路とは異なる、１２８個の電子経路を介して制御される。

従って得られるプローブは、２５６個の独立した電子経路を備える超音波検査システムによって制御される。
推力場の厚み方向の集束を可能にする第１レンズ３は、それぞれ第２変換器２上に設置される。画像化場の厚み方向の集束を可能にする第２レンズ４は、第２変換器２上に設置される。第１レンズ３と第２レンズ４はまた、二つの互いに異なる曲率を有する単レンズおよび同じレンズであり得ることが本明細書において強調される。レンズの曲率によって規定される集束は、第１変換器１と第２変換器２とで互いに異なる。第１変換器１の場合の集束は２０ｍｍで得られるが、第２変換器２の場合の集束は６０ｍｍで得られる。

互いに異なる焦点を用いることによって、超音波検査画像化の最適拘束場を維持すると同時に、応力の生成を対象とする超音波場を空間的に広げることが可能である。
第１変換器１と第２変換器２は、第２変換器２に起因する媒質の一時的変更の進行を第１変換器１で画像化するため、同期して制御される。

好適には第１変換器１は、２つの作動モードを備える。すなわち第１変換器１が媒質の簡単な超音波検査画像を生成する第１モードいわゆる標準モードと、媒質の一時的変更の進行を画像化するために第１変換器１が第２変換器２と同期方法で作動する第２モードいわゆる連成モードである。

第１変換器１と第２変換器２の同期化は、好適には特許文献１において記載される原理に従って得られる。
第１変換器１が、標準超音波検査線形プローブと同じ幾何学的および音響的特性を備え
る限りにおいて、そのようなプローブの性能は、先に記載された中央変換器の特性を備える線形プローブと超音波検査的観点から同じである。

これらの特性は、乳房超音波検査の範囲内で使用される特性に対応することがわかる。
そのようなプローブの性能は、組織弾性映像法について以下で分析される。
図２ａは、２０ｍｍに焦点を有する一次元標準プローブで得られる平面（Ｙ，Ｚ）における圧力場を示す。

図２ｂは、図１において例示されるような本発明に従うプローブで得られる同じ平面（Ｙ，Ｚ）における圧力場を示す。
これらの図において、圧力場の強度は、色がいっそう濃いほど、この強度が大きいことが例示される。図２ｂにおいて圧力場は、図２ａにおいて例示されるような標準一次元プローブの場合よりも、Ｙ方向に亘ってずっと大きく広がっていることがわかる。

従って本発明に従うプローブによって生じる応力は、最大圧力がより広範囲にわたって観察され、より良好に分散されるので、双方ともより強いことが判明する。これは、追求目標、すなわち圧力場の強化、従って組織弾性映像法に特に適した剪断波の生成を達成することに対応する。

図３は、ｚが０〜５０ｍｍに変動する座標（０，０，Ｚ）点で得られる圧力場対深さの振幅を例示する。
一次元標準プローブによって得られた圧力場のデシベルで表示された振幅は、点線で図示され、本発明に従うプローブの圧力場の振幅は、実線で図示される。

ここで留意すべきは、２０ｍｍの集束点で本発明に従うプローブの圧力場は、標準一次元プローブよりも３デシベル低いことである。
にもかかわらず、このパラメータは、圧力場によって生じる剪断波の伝搬距離よりも組織弾性映像方法の適用には重要性が少ない。

前述の圧力場は、実際に剪断源を生じさせる。
図４において、前述の圧力場によって生じる剪断場の減衰が、供給源までの横方向距離Ｘに依存する変位Ｄとして図示される。これによって、２０ｍｍで集束する二つのプローブで生じる剪断波を比較可能である。

ここで留意すべきは、本発明に従うプローブ（実線）に関して変位場が供給源の中心よりも低ければ、変位場は標準プローブ（点線）の場合よりもずっとゆっくりと減衰され、２ｃｍにわたって伝搬した後の強度が４倍も強いことである。

これは図２ｂにおいて例示されるように、厚み方向Ｙにおいて剪断源が広がるためである。これによって剪断場は、画像化面の外側にはあまり回折できないようになる。
従って本発明の場合、局所的にあまり強くない圧力場を誘発すると同時に、より高品質の剪断波を生成可能である。音響出力の規制限度が制限事項である場合、これは非常に有益であると判明し得る。

更に剪断源の侵入深さの関与は、満足いく方法で組織弾性映像方法を適用するために要求される。事実、満足いく方法で組織弾性映像方法を用いるため、別に超音波検査によって画像化される深さのように深く、剪断波を集束および生じさせることが必要である。

これは第２変換器２が、超音波検査を対象とする第１変換器１よりも低い周波数で作動する変換器であることを強いる。別にこれが標準プローブの場合、焦点効果は約半分の画
像化深さに制限されるが、これは超音波減衰のためである。

図５ａ〜図５ｃは、それぞれ標準プローブと、本発明に従うプローブとの各々由来の２０ｍｍ、３０ｍｍ、および４０ｍｍの焦点での焦点効果を例示する。これらの図は、５０ｍｍの深さＺにわたって、両プローブによって生じる圧力場を例示する。

本発明に従うプローブ（実線）は、４０ｍｍ以上で媒質内への変位を可能にするが、標準プローブの侵入深さは、約２０ｍｍ程度であることがわかる。
最後に留意すべきは、以下の請求項において規定されるように、本発明の原理に従って異なる適用が当業者によって実行され得ることである。特に、変換器の配置は、変動され得る。従って第１変換器１と第２変換器２は、互いに重ね合わされ得る。この場合、画像化変換器である第１変換器１だけがオペレータに見え続ける。第２変換器２は、第１変換器１の「背後」に設置され、結果的に第１変換器１によって隠される。各々の様式の変換器の数と形状もまた、様々であり得る。より多くの第１変換器１と、より少ない第２変換器２とを使用可能であり、その逆もまた同様である。

また、第２変換器２またはそれらの一部は、特に応力を生成するように構成されるが、たとえば応力の生成の前後に連成モードで超音波検査画像化を生成すべく用いられ得ることもわかる。これは、第１変換器１が単独の場合よりも、厚み方向に広い画像化領域を対象とするためである。図１において提案される模範的プローブの場合、その結果として、同時画像化が、三つの互いに異なる画像化平面において連成モードで可能になる。

第１変換器１またはそれらの一部は、第２変換器２によって特異的に生じる応力に加えて応力を生成させるべく用いられ得ることもわかる。

Claims (10)

1. 媒質（１０）を画像化する超音波画像化プローブであって、前記超音波画像化プローブは第１様式の第１変換器（１）と、第２様式の第２変換器（２）とを有し、
   前記第１変換器（１）は、前記媒質（１０）の超音波画像化専用であり、
   前記第２変換器（２）は、前記画像化媒質（１０）の少なくとも１つの一時的変更を生じさせる応力の生成専用であり、
   前記第１変換器（１）と前記第２変換器（２）は、前記媒質の前記一時的変更の前記時間的経過を画像化するために前記第１変換器が前記第２変換器（２）と同期方法で作動する少なくともいわゆる連成モードで作動できることを特徴とする、超音波画像化プローブ。
2. 前記第１変換器（１）と前記第２変換器（２）は、それらの幾何学的特性と音響学的特性によって異なる、請求項１記載の超音波画像化プローブ。
3. 一時的変更を生じさせる前記応力は伝搬性であり、
   前記第２変換器（２）は、前記応力の伝搬特性を考慮に入れながら同期化される、請求項１または２記載の超音波画像化プローブ。
4. 前記応力は、超音波検査放射圧による機械的応力である、請求項３記載の超音波画像化プローブ。
5. 前記第１変換器（１）は、線形的に設置される、請求項１〜４何れか一項記載の超音波画像化プローブ。
6. 前記第２変換器（２）は、前記第１変換器（１）の両側に配置された二つのラインに分配される、請求項１記載の超音波画像化プローブ。
7. 前記第２変換器（２）の遠隔厚み方向幾何学的焦点は、前記第１変換器（１）の遠隔厚み方向幾何学的焦点よりも大きい、請求項１〜６何れか一項記載の超音波画像化プローブ。
8. 前記第２変換器（２）の共鳴周波数は、前記第１変換器（１）の共鳴周波数よりも低い、請求項１〜７何れか一項記載の超音波画像化プローブ。
9. 前記第１変換器（１）と前記第２変換器（２）に厚み方向集束レンズが提供されている場合、これらのレンズは前記第１変換器（１）と前記第２変換器（２）に対して独立している、請求項１〜８何れか一項記載の超音波画像化プローブ。
10. 前記第１変換器（１）と前記第２変換器（２）は、それぞれ互いに独立した電子経路（Ｖｎ，Ｖｍ）を介して制御され、且つ同期的に制御される、請求項１〜９何れか一項記載の超音波画像化プローブ。

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