JP2015109987A - 界面での音響放射力の生成による力学的波の生成方法 - Google Patents
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Abstract
【課題】弾性率計測において、より大きな音響放射力が得られ、かつ深さに対応した音響放射が得られる方法および装置を提供する。【解決手段】異なる音響特性を有する2つの領域11,14の境界を定める界面13に集束される音波を適用することにより粘弾性媒質11内に音響放射力15を生成する。【選択図】図1
Description
本発明は、一般に、医学画像診断の分野に関する。
より詳細には、本発明は、粘弾性媒質の特性を決定するために粘弾性媒質においてイメージングされる力学的波の生成に関する。
より詳細には、本発明は、粘弾性媒質の特性を決定するために粘弾性媒質においてイメージングされる力学的波の生成に関する。
したがって、本発明は、弾性率計測法(elastography)の分野に関する。
この医学画像化(イメージング)技術は、粘弾性媒質の機械的性質をマッピングし、粘弾性媒質のレオロジーを定量する。この技術によれば、機械的刺激が生成されて、組織の変位を引き起こす。その後、この機械的励起に対する組織の時空間応答が測定される。時空間応答は、例えば超音波検査または磁気共鳴等による画像診断法を使用して有利に測定される。
一旦機械的励起に起因する移動がわかると、媒質の機械的性質を決定することが可能である。
一過性弾性率計測法では、機械的励起は身体表面もしくは身体の組織内部で生成された短い力学的パルスか、少数のパルスから成る。
一過性弾性率計測法では、機械的励起は身体表面もしくは身体の組織内部で生成された短い力学的パルスか、少数のパルスから成る。
一過性弾性率計測法の画像の品質は、機械的刺激を励起することにより生成され得る移動すなわちシフトの振幅によって決定的に決まる。
外部応力による一過性弾性率計測法では、媒質を破損させずに媒質との接触点で引き起こされ得る最大表面振動によってしかシフトの振幅が制限されないことが明らかである。組織で生じるシフトは、容易に約100μmの振幅を有する。
外部応力による一過性弾性率計測法では、媒質を破損させずに媒質との接触点で引き起こされ得る最大表面振動によってしかシフトの振幅が制限されないことが明らかである。組織で生じるシフトは、容易に約100μmの振幅を有する。
このように、一般に、機械的励起によって生ずるシフトは、最小の誤差で十分測定可能でなければならないと同時に、特に生物組織の場合には媒質中のいかなる悪影響も回避するよう制限されていなければならない。
したがって、外部応力を使用すると、生成される力は満足できるものであるが、かかる応力に必要な装置に必要とされるスペース、機械的励起のイメージングとの同期、機械的励起の局在化、深さに関する対象領域での波の振幅の最適化、等の技術的問題が生ずることが知られている。
観察される媒質の機械的応力が音響放射力によって生成される一過性弾性率計測法も存在する。この放射力は、媒質内部に超音波ビームを集束させることにより得られる。ビームの集束は、ここでは、媒質の一つの領域または媒質の連続的な複数の領域で起こり得る。
この場合、超音波ビームが集束される焦点が、弾性波の伝搬速度よりも大きな速度で移動され、約10〜100μmの最大振幅の弾性シフト波が生じる。
このシフト波は媒質中を伝搬する。超音波検査、MRIまたは他の画像診断法により観察される波の伝搬特性の測定は、調べられた組織を特徴付ける力学的変数を決定する。とりわけ、剪断係数、さらには粘性等も決定することが可能である。
このシフト波は媒質中を伝搬する。超音波検査、MRIまたは他の画像診断法により観察される波の伝搬特性の測定は、調べられた組織を特徴付ける力学的変数を決定する。とりわけ、剪断係数、さらには粘性等も決定することが可能である。
音響放射力により生じたシフトは、組織中に配置されたエネルギー発生源につながれるため、生じた力学的波の振幅は、組織を熱的にまたは力学的に変化させずに観察媒質中に
送られる最大の音響力により制限される。
送られる最大の音響力により制限される。
超音波溶液は、取り扱いの簡単さ、応力が生成する方法の再現性、イメージングと励起の同時性に関する保証、および励起の局在化に関する保証を提供するが、力が不足するという問題がある。
したがって、本発明の主な目的は、異なる音響特性を有する2つの領域の境界を定める界面に集束される音波を適用することにより粘弾性媒質内に音響放射力を生成する工程からなる、粘弾性媒質内に力学的波を生成する方法を提供することにより、上記欠点をなくすことである。
粘弾性媒質内に力学的波を生成するかかる方法を用いると、引き起こされるシフトの振幅が、単純な超音波応力を組織内に集束させる場合よりも大きくなる。
本発明によれば、音波は、表面界面の深さで、かつ表面界面の方向に集束させられる。
音波を集束させる界面は、ゲル/皮膚、水/皮膚、または水/膜/皮膚分離表面などであってよい。膜は変形可能な膜であってもなくてもよい。界面は、イメージングされる組織の内部の固体媒質と液体媒質との間に、または組織の内部の異なる音響特性を有する2つの媒質の間に位置し得る。これは、例えば嚢胞を有する生物媒質に該当する。本発明の方法では、生じる移動の振幅は約100μmである。
音波を集束させる界面は、ゲル/皮膚、水/皮膚、または水/膜/皮膚分離表面などであってよい。膜は変形可能な膜であってもなくてもよい。界面は、イメージングされる組織の内部の固体媒質と液体媒質との間に、または組織の内部の異なる音響特性を有する2つの媒質の間に位置し得る。これは、例えば嚢胞を有する生物媒質に該当する。本発明の方法では、生じる移動の振幅は約100μmである。
本発明の好ましい実施形態によれば、音響放射力を生成する工程は、粘弾性媒質(11)中に生成された力学的波(27)の伝搬がイメージングされるように、媒質をイメージングする工程と組み合わされる。
波の伝搬のイメージングは、一、二または三次元に遂行することが可能である。そのような好ましい実施形態では、媒質の弾性率計測法が行なわれる。これは、本発明の好ましい適用であり、本発明による界面へ集束され、実施されるイメージングの品質の顕著な改良を可能となる。
有利な特徴によれば、音波は超音波である。
超音波の周波数は、特に媒質内の剪断波を作成する放射力の生成に実際に特に適合される。そのような剪断波は、弾性率計測法において一般に使用される。そのような剪断波は、本発明の方法により生成される力学的波に属し、また、弾性率計測法により一般にイメージングされるものである。
超音波の周波数は、特に媒質内の剪断波を作成する放射力の生成に実際に特に適合される。そのような剪断波は、弾性率計測法において一般に使用される。そのような剪断波は、本発明の方法により生成される力学的波に属し、また、弾性率計測法により一般にイメージングされるものである。
特定の特徴によれば、音波が集束する界面は、粘弾性媒質内に存在する異なる音響特性を有する2つの領域間に存在する界面である。
そのような特徴により、媒質内の界面領域の可視性および特徴付けが大幅に改善される。実際、人体に本来に存在する界面のレベルで生成された剪断波の伝搬についての観察は、これらの界面および該界面が分離する媒質をより良好に特徴付けるのを支援する。
そのような特徴により、媒質内の界面領域の可視性および特徴付けが大幅に改善される。実際、人体に本来に存在する界面のレベルで生成された剪断波の伝搬についての観察は、これらの界面および該界面が分離する媒質をより良好に特徴付けるのを支援する。
したがって、この特徴は、液体嚢胞、血管、または骨格や軟骨等の軟組織より堅い構造が存在する場合には特に興味深い。
本発明の別の特定の特徴によれば、音波が集束される界面は、粘弾性媒質の表面と接触する状態で配置され、音波を適用する装置と粘弾性媒質の表面との間に配置されたカップリング媒質として知られる媒質を包囲する人工膜であり、カップリング媒質と粘弾性媒質
は異なる音響特性を有する2つの領域を形成する。
本発明の別の特定の特徴によれば、音波が集束される界面は、粘弾性媒質の表面と接触する状態で配置され、音波を適用する装置と粘弾性媒質の表面との間に配置されたカップリング媒質として知られる媒質を包囲する人工膜であり、カップリング媒質と粘弾性媒質
は異なる音響特性を有する2つの領域を形成する。
人工媒質の存在が必要であるため、この特徴は特に用途にその関心が向けられる。これは、特に、カップリング媒質を包囲する薄い膜が生物組織との接触点を形成するために一般に使用される集束超音波による処理方法に該当する。
従って、本発明によれば、そのような界面を剪断波の生成に使用することが可能である。励起後、弾性率計測法の態様が有利に使用され、媒質の、および剪断波の伝搬のイメージングが行なわれる。このように、その後、治療の処理中に、組織の粘弾性特性が評価され、監視される。
そのような監視は特には永続的であるが、細胞の熱による壊死後に生物組織が編成されると生物組織の弾性が変わるのはよく知られていることである。
有利な特徴によれば、人工膜は、力学的波の振幅を増加させつつ音響インピーダンスコントラストを最小限にするよう選択された組成を有する。
有利な特徴によれば、人工膜は、力学的波の振幅を増加させつつ音響インピーダンスコントラストを最小限にするよう選択された組成を有する。
別の有利な特徴によれば、人工膜は、力学的波の振幅を増加させつつ音響インピーダンスコントラストを最小限にするよう選択された厚さを有する。
これらの2つの特性によって、人工膜は、その組成、形状、および/または厚さを変更することにより特定の用途に従って容易に適合させられる。
これらの2つの特性によって、人工膜は、その組成、形状、および/または厚さを変更することにより特定の用途に従って容易に適合させられる。
結果的に、本発明による力学的波を生成する方法は、生物媒質の表面領域の弾性のイメージングを主な対象とする。
実際、剪断波が界面で生成されると、これが、組織表面の高さに有意な振幅の波を生じさせる。この特性は、生成した波が媒質の表面に一般に届いて大きく減衰されるので、体積放射圧法では実現することができない。
実際、剪断波が界面で生成されると、これが、組織表面の高さに有意な振幅の波を生じさせる。この特性は、生成した波が媒質の表面に一般に届いて大きく減衰されるので、体積放射圧法では実現することができない。
人工膜、例えばウォーターポケットを有する膜を使用すると、媒質表面上の所定部位に機械的パルスが生じる。したがって、本発明の方法は、例えば黒色腫や、例えば特定の胸部病巣などの表面病巣のレベルでの皮膚の弾性率計測に用いると非常に興味深い。
しかしながら、媒質の深さで剪断波を生成できることも興味深い。
したがって、本発明の特に有利な特徴によれば、人工膜は、粘弾性媒質の対象領域で力学的波の振幅を増加させるよう空間的に決定された非一様な組成を有する。
したがって、本発明の特に有利な特徴によれば、人工膜は、粘弾性媒質の対象領域で力学的波の振幅を増加させるよう空間的に決定された非一様な組成を有する。
上記特徴の代わりにまたは加えて、人工膜は粘弾性媒質の対象領域で力学的波の振幅を増加させるよう空間的に決定された非一様な厚さを有する。
膜のこれらの特性を用いて、対象領域で力学的波を集束するために剪断波の指向性を使用することが可能である。したがって、かかる領域における力学的波の振幅はすべて大きくなる。
膜のこれらの特性を用いて、対象領域で力学的波を集束するために剪断波の指向性を使用することが可能である。したがって、かかる領域における力学的波の振幅はすべて大きくなる。
また、異なる音響特性を有する2つの領域の境界を定める界面に集束される音波の適用は、界面の複数の箇所で可能であり、かかる複数の箇所および集束の連続は、粘弾性媒質の対象領域での力学的波の振幅を増加させるように決定される。
このような動的な集束特徴により、界面上にパターンを設計することが可能となる。かかるパターンの形成によれば、特定の対象領域における力学的波の振幅が、干渉現象により増幅される。超音波ビームの集束の動的な連続では、対象領域の高さで干渉がポジティブになるように所与の箇所に集束される各超音波ビームの相対的遅延が注意深く選択される。力学的な剪断波は、同様に、対象領域に集束される。
本発明の有利な適用では、処理の効果を監視できるように、方法が超音波処理方法と組み合わされる。
有利には、超音波処理方法は、媒質のイメージング工程の結果の関数として制御されるのに適している。
有利には、超音波処理方法は、媒質のイメージング工程の結果の関数として制御されるのに適している。
本発明は、本発明の方法の実行の間に界面として機能すべく、部分的に粘弾性媒質の表面と接触する状態で配置されると共に、音波を生成する装置と粘弾性媒質の表面との間に配置されたカップリング媒質として知られる媒質を包囲する、人工膜に関する。
本発明の他の特徴および利点は、添付図面を参照しながら、例示であって限定ではない以下の説明からより明らかとなろう。
図1は、本発明の方法を使用した媒質11における力学的波の生成について概略的に示している。この図では、方法は、界面13の高さに集束される音波を適用する変換器12により適用される。図1は、ほぼ双曲線であって変換器12の中心線に対して対称な、焦点深度で互いに接近する2つの点線により平面内に波を集束させることを従来と同じように例証する。本発明の方法によれば、界面の深さに対応するものとして、焦点深度が正確に選択される。
集束波は有利には超音波である。図1の例では、界面13は人工媒質14を包囲する人工膜を使用して生産される。
媒質14と媒質11との間の動きの変位量により、音響放射力15が生じ、これは、媒質11を界面13に対して支持し、媒質11を押し、媒質11内に力学的波を生成する。
媒質14と媒質11との間の動きの変位量により、音響放射力15が生じ、これは、媒質11を界面13に対して支持し、媒質11を押し、媒質11内に力学的波を生成する。
したがって、本発明によれば、媒質は、異なる音響特性を有する2つの媒質11および14の界面13に生成された音響放射力15を使用して、機械的に刺激される。
音響放射力はすべての音伝搬を特徴とする現象である。伝搬媒質11に位置する基本体積Vに加えられると、音波によって伝えられた動きの流入量と流出量の間の非ゼロバランスの後に音響放射力が作成される。多数の超音波サイクルで平均したこの非ゼロバランスは、以下により記述される力Fを生ずる:
音響放射力はすべての音伝搬を特徴とする現象である。伝搬媒質11に位置する基本体積Vに加えられると、音波によって伝えられた動きの流入量と流出量の間の非ゼロバランスの後に音響放射力が作成される。多数の超音波サイクルで平均したこの非ゼロバランスは、以下により記述される力Fを生ずる:
式中、ρは媒質の密度を指し、pは圧力、vは基本速度、nは体積Vの表面の要素dSに垂直な単一ベクトル、およびかぎ括弧は平均時間を指す。
したがって、媒質内部への集束により生じた音響放射力の振幅と、界面上での集束で得
られた放射力の振幅とを比較するために、音エネルギーの吸収により生成された体積放射力と、速度と密度という異なる特性を有する複数の媒質の界面で生成された表面放射力とについて、関心が向けられる。
したがって、媒質内部への集束により生じた音響放射力の振幅と、界面上での集束で得
られた放射力の振幅とを比較するために、音エネルギーの吸収により生成された体積放射力と、速度と密度という異なる特性を有する複数の媒質の界面で生成された表面放射力とについて、関心が向けられる。
αとして記される超音波吸収係数を備えた消音媒質中における特定の方向Ozにおける強度Iおよび速度cの音波の伝搬を考慮する場合、放射力をその体積密度fによって表すことが一般的である:
f=2αIez/c
さらに、第1の媒質14中での媒質11との界面13までの超音波の伝搬が考慮される。
f=2αIez/c
さらに、第1の媒質14中での媒質11との界面13までの超音波の伝搬が考慮される。
界面13の特定の効果により、界面13上に表面の放射力15が局所的に生成され、その結果、近くに位置する媒質11のシフトが引き起こされる。
先に理解されたように、界面のこの押圧は、主要な振幅を有する力学的波を生成し、これが生物媒質11中に広がる。
先に理解されたように、界面のこの押圧は、主要な振幅を有する力学的波を生成し、これが生物媒質11中に広がる。
界面13に垂直な平面入射超音波により形成されるので、πで記される界面13での単位表面当たりの放射力15は、以下のように表される(Shutilov VA、Fundamental Physics of Ultrasound、p133,CRC、1988):
式中、Rは界面13の(エネルギーに関する)反射係数であり、c14とc11は媒質14および11中の超音波速度であり、Iは入射超音波ビームのエネルギーである。
媒質11中における高さHの特定の体積V、つまり、境界の1つが断線A上の界面13と一致する特定の体積、を考慮すると、強度Iを有する平面波が媒質14の特定の体積に広がるときに生成された2つの種類の力の相対的貢献を比較することが可能である。
媒質11中における高さHの特定の体積V、つまり、境界の1つが断線A上の界面13と一致する特定の体積、を考慮すると、強度Iを有する平面波が媒質14の特定の体積に広がるときに生成された2つの種類の力の相対的貢献を比較することが可能である。
その後、体積Vは、媒質11中での吸音により体積力Fvolを受け、2つの媒質14と11のコントラストにより断線A上で表面力Fsurfを受ける。表面力Fsurfは
として表され、吸収により生成した体積放射力を第1近似
として表すことが可能である。
実際には、これらの桁の力の大きさが、集束される音響ビームの厚さに等しい断線Aを有すると共に視野の深さの半分に等しい高さHを有する界面13上に軸方向に集束された、焦点の半分の領域に適用される。
実際には、これらの桁の力の大きさが、集束される音響ビームの厚さに等しい断線Aを有すると共に視野の深さの半分に等しい高さHを有する界面13上に軸方向に集束された、焦点の半分の領域に適用される。
そして、焦点の体積領域に作用する2つの力の比は、以下のように表される:
コントラストRおよび
は小さいため、2つの力の比は以下のように表される:
この比によって取られる値は、主として界面13を形成する材料の選択によって決まる。2R−γcの項は事実上、界面材料のこの選択の関数である。2α11Hの項に関しては、開口数F/D=1および中心周波数5MHzを有する変換器の視野深度を考慮し、胸部での通常の減衰(1dB/mHz/cm)を考慮すれば、結果は2α11H≒0.12である。それゆえ、2R−γcが約0.25となり、表面力が体積力の振幅の2倍となるには、界面材料の選択で十分であることが明らかである。
この目的で、速度コントラストを増大させるために、例えば弾性膜を使用することができる。そのような膜は、例えばラテックス、ポリウレタン、シリコーンである。本発明に有用な膜の製造にはラテックスが特に良好に適合されることが明らかである。
有利には、変換器12は、媒質11の超高速イメージング工程を実施するのに適してい
る。かかる変換器によれば、画像は二次元であってもよいし三次元であってもよい。単純な静止変換器要素が使用される場合には、一次元(視線)に減らすことも可能である。この超高速イメージング工程は膜13の高さに集束される超音波の適用工程と組み合わされる。その後、これらの工程の発生は、超音波の適用により作成される力学的波の伝搬速度の関数として同時にされる。
る。かかる変換器によれば、画像は二次元であってもよいし三次元であってもよい。単純な静止変換器要素が使用される場合には、一次元(視線)に減らすことも可能である。この超高速イメージング工程は膜13の高さに集束される超音波の適用工程と組み合わされる。その後、これらの工程の発生は、超音波の適用により作成される力学的波の伝搬速度の関数として同時にされる。
高品質なイメージを得るために、送られるエネルギーの損失により超音波イメージングが損傷を受けないように、反射係数が界面13の高さで制限されることが保証される。これは、イメージングされる媒質のインピーダンスに近いインピーダンスを有する膜によって囲まれた媒質を選択することを意味し、これにより界面での反射が有効に最小限となる。適切な材料の例を以下に挙げる。
本発明は弾性率計測法に特に焦点を当てているため、本発明の方法を使用して界面13にて剪断波を生成することに関心が向けられる。
表面励起に起因する力学的波に対応する移動視野の特徴を指定するために、半無限固体の表面での応力によって引き起こされる弾性波の伝搬の理論に関心が向けられる。
表面励起に起因する力学的波に対応する移動視野の特徴を指定するために、半無限固体の表面での応力によって引き起こされる弾性波の伝搬の理論に関心が向けられる。
そのような半無限固体は等方性の弾性の伝搬媒質11である。3つの体積波と1つの表面波の、4種類の波が伝播し得る。体積波は、ヘッド波、圧縮波および剪断波から構成される。
剪断波に関して、Green関数(GakenheimerおよびMiklowitz、Transient excitation of a half space by
a point load travelling on the surface I,J.Appl.Mech.1996)の計算によって示されるのは、体積中で生成された剪断波が指向性を有するローブを示すことである。これは、局所的剪断源の二極性の挙動に由来する。
a point load travelling on the surface I,J.Appl.Mech.1996)の計算によって示されるのは、体積中で生成された剪断波が指向性を有するローブを示すことである。これは、局所的剪断源の二極性の挙動に由来する。
図2は、超音波が集束されるソース領域26であって、媒質21の表面に配置された界面23に配置されたソース領域26により生成された剪断波の指向性を概略的に示す。
超音波放射力25は指向性ローブ27および27’により剪断波を生成し、指向性ローブ27および27’の最大限は界面23における垂線から35°に位置し、これらの力学的剪断波を示している。
超音波放射力25は指向性ローブ27および27’により剪断波を生成し、指向性ローブ27および27’の最大限は界面23における垂線から35°に位置し、これらの力学的剪断波を示している。
実際、大型の媒質では、主要ローブは、その機械的性質が生物組織に典型的なものである媒質の場合には、界面23における垂線に対して35°に位置する。
特定の対象の一定の空間領域での剪断波の振幅を最大限にするために明らかなことは、この領域に対して35°で局所的剪断源を配置することが適切であることである。
特定の対象の一定の空間領域での剪断波の振幅を最大限にするために明らかなことは、この領域に対して35°で局所的剪断源を配置することが適切であることである。
圧縮波は非常に大きな速度で広がることがよく知られており、例えばcTが剪断波の速度、cLが圧縮波の速度とするとcL≒300cTであることが観察される。力学的パルスがイメージングされるほどに短くされなければならない程度では、圧縮波は、イメージングされた領域から非常に迅速に回避する傾向がある。
従って、シフト視野が剪断波の速度にほぼ等しい他の速度波の明示となるよう、約4cmの深さに位置する領域には、数十μ秒、例えば30μsで達すれば十分である。
ヘッド波は、応力の連続性を保証し、界面でのゼロ振幅を有する。ヘッド波は、所定方向を向いた剪断波の形で体積中のそのエネルギーの一部の生成することにより、圧縮波の形で表面で広がる。この特定の角度は以下の式により与えられる:
ヘッド波は、応力の連続性を保証し、界面でのゼロ振幅を有する。ヘッド波は、所定方向を向いた剪断波の形で体積中のそのエネルギーの一部の生成することにより、圧縮波の形で表面で広がる。この特定の角度は以下の式により与えられる:
式中、cTは剪断波の速度であり、cLは圧縮波の速度である。
しかし、剪断波と圧縮波の速度の値は、それぞれ約5m/sおよび約1500m/sである。従って、特定の角度はほぼ0であり、このヘッド波は媒質を貫通しない。したがって、イメージングは媒質中のわずかな深さで行われるので観察できないだろう。
しかし、剪断波と圧縮波の速度の値は、それぞれ約5m/sおよび約1500m/sである。従って、特定の角度はほぼ0であり、このヘッド波は媒質を貫通しない。したがって、イメージングは媒質中のわずかな深さで行われるので観察できないだろう。
表面波(すなわちレイリー波R)は、軸zによると垂直なエバネッセント成分を有するため、実際には体積で検知されるだろう。この成分は生物媒質中の波長、すなわち約1cmの深さに延びる。
この表面波の伝搬速度は以下のViktorov式により高精度で与えられる:
式中、cRは表面波の速度である。
したがって、表面波は剪断波の速度とほぼ同一の速度を有している。
従って、波Rと剪断波を一時的に分離することが実際には不可能であることが明らかである。しかしながら、ここでは、イメージングがかなりわずかの深さで行われるため、かかる波が剪断波に重ね合わされない。剪断波に重ね合わされる場合さえ、cR≒cTであるから、その存在は速度cTの測定値をわずかに変えるにすぎないだろう。
したがって、表面波は剪断波の速度とほぼ同一の速度を有している。
従って、波Rと剪断波を一時的に分離することが実際には不可能であることが明らかである。しかしながら、ここでは、イメージングがかなりわずかの深さで行われるため、かかる波が剪断波に重ね合わされない。剪断波に重ね合わされる場合さえ、cR≒cTであるから、その存在は速度cTの測定値をわずかに変えるにすぎないだろう。
図3は、本発明による人工膜の第1実施形態を示す。
この実施形態は特に、集束超音波治療の方法と組み合わせて適合される。実際、そのような治療法は、超音波変換器と生物媒質の間にカップリング媒質の存在を要求する。そのようなカップリング媒質は、一般に、本発明の実施に有利に使用され得る、水で満たされた膜によって構成されたウォーターポケットである。
この実施形態は特に、集束超音波治療の方法と組み合わせて適合される。実際、そのような治療法は、超音波変換器と生物媒質の間にカップリング媒質の存在を要求する。そのようなカップリング媒質は、一般に、本発明の実施に有利に使用され得る、水で満たされた膜によって構成されたウォーターポケットである。
そのようなウォーターポケットが存在すると、まさにカップリング媒質のために、直接的な機械的接触による剪断波の生成がほとんど不可能であることは明らかである。
生物媒質を弾性率計測法によりイメージングして、処理の進行に関連する弾性特性の進展を監視する場合、上記のことは有害である。さらに、生物媒質内に体積放射力を生成することが可能な場合でも、媒質中で生成可能な体積放射圧は、ウォーターポケットと媒質との間の界面における超音波エネルギー損失により相当に減少されるだろう。
生物媒質を弾性率計測法によりイメージングして、処理の進行に関連する弾性特性の進展を監視する場合、上記のことは有害である。さらに、生物媒質内に体積放射力を生成することが可能な場合でも、媒質中で生成可能な体積放射圧は、ウォーターポケットと媒質との間の界面における超音波エネルギー損失により相当に減少されるだろう。
図3で正確に示された本発明の実施形態は、ウォーターポケットの存在にもかかわらず生物媒質31で力学的剪断波を生成することによりかかる欠点を除去する。
図3に示されるアセンブリは、超音波変換器32を担持するイメージングプローブ38を使用する。このイメージングプローブ38はウォーターポケットに適用され、膜34’によって囲まれるカップリング媒質34を定義する。ウォーターポケットは生物媒質31(例えば胸部)の表面に配置され、界面33を定義する。
図3に示されるアセンブリは、超音波変換器32を担持するイメージングプローブ38を使用する。このイメージングプローブ38はウォーターポケットに適用され、膜34’によって囲まれるカップリング媒質34を定義する。ウォーターポケットは生物媒質31(例えば胸部)の表面に配置され、界面33を定義する。
力学的波、より正確には媒質31中の剪断波を作成するために、本発明の方法は膜34’の高さにおける界面効果を使用する。
その後、かかる剪断波のイメージングにより、いつ観察された媒質31でもその弾性の地図作成を実現することが可能である。
その後、かかる剪断波のイメージングにより、いつ観察された媒質31でもその弾性の地図作成を実現することが可能である。
集束超音波処理中に本発明の方法を使用した場合、全く同一のイメージングプローブ38の使用により治療領域の弾性の変化を容易に追跡することが可能となる。そのようなイメージングプローブ38は、力学的波を生成する工程と、それに連続して、媒質31を同時にイメージングする工程とを実行することにより、処理を達成するだけでなく弾性の測定を局所的に引き起こすようにプログラムされる。
さらに、本発明は、媒質31に関連して行われることを観察する関数として界面のパラメータを調節することが可能である。
実際、主として媒質31の音響パラメータと超音波ビームの強度とに依存する体積放射力とは反対に、2つの媒質34と31との間の界面33に生成された放射力35はオペレータにより調節され得る他のパラメータに依存する。界面放射力は、実際には、音響インピーダンスの比、2つの媒質中の音速比、または膜の厚さにすら依存する。
実際、主として媒質31の音響パラメータと超音波ビームの強度とに依存する体積放射力とは反対に、2つの媒質34と31との間の界面33に生成された放射力35はオペレータにより調節され得る他のパラメータに依存する。界面放射力は、実際には、音響インピーダンスの比、2つの媒質中の音速比、または膜の厚さにすら依存する。
詳細には、かかるパラメータを調節するために十分に選択された膜材料を使用して、界面33における放射圧を増幅することが可能である。
また、2つの媒質31および34の音響インピーダンスが隣接するが2つの媒質31および34が異なる音速度を有することが賢明である。これは、大きな放射圧を形成すると同時に、超音波画像診断に有害な界面33における反射が回避される。
また、2つの媒質31および34の音響インピーダンスが隣接するが2つの媒質31および34が異なる音速度を有することが賢明である。これは、大きな放射圧を形成すると同時に、超音波画像診断に有害な界面33における反射が回避される。
これに留意すると、シリコーン、またはクロロホルム、またはさらにはモノクロロベンゼン、またはニトロメタン、またはさらにはカリウムで充満された弾性膜が、有利に使用されるだろう。
これらの材料は、実際、生物媒質の音響インピーダンスに近い音響インピーダンスを有するが、非常に異なる音速を有する。
図4は、本発明による人工膜の第2実施形態を例証する。この実施形態では、界面43を構成する膜44’が、媒質41中に位置する対象領域66での力学的波の振幅および指向性を制限および増幅可能にするものである。
図4は、本発明による人工膜の第2実施形態を例証する。この実施形態では、界面43を構成する膜44’が、媒質41中に位置する対象領域66での力学的波の振幅および指向性を制限および増幅可能にするものである。
実際、表面で振動する剪断源が十分に配置された場合、これは、力学的波の振幅、より詳細にはその軸方向の成分が増大される領域を定義する。
図4の例では、非一定の厚さおよび組成の膜が利用される。表面源の空間配置は、実際には、媒質41との界面43の高さで厚さおよび/または組成が非均質である膜を使用して実現され得る。
図4の例では、非一定の厚さおよび組成の膜が利用される。表面源の空間配置は、実際には、媒質41との界面43の高さで厚さおよび/または組成が非均質である膜を使用して実現され得る。
図4aおよび4bは、対象領域66上に力学的波を集束させるのに適した、カップリング媒質44を包囲する膜44’の特定の実施形態について説明している。
図4aは断線A−Aであり、図4bは断線B−Bにおける部分平面図である。
図4aは断線A−Aであり、図4bは断線B−Bにおける部分平面図である。
対象領域66は深さZで配置され、膜44’の特性は厚さまたは組成に関するこの深さZの関数として決定される。図4の例では、膜44’の厚さは図4bに示された円環状の頂上部材領域49上で増加し、対象領域66と円環状の頂上部材49は約35°の円錐を形成する。
音波が膜44’に送られると、膜の厚さまたは膜の組成が局所的に最適化されているので、実質的な軸方向シフトが音響放射力45を介して円環状の頂上部材49の高さで起こる。
円環状の頂上部材49の回転が回転軸AXの周囲で対称であるため、軸方向シフトが加えられ、伝搬により、膜源の主な放射ローブの各々に配置された対象領域66では最大の振幅となる。
異なる深さZの対象領域66に到達するためには、様々な膜の構成の可能性があることが明らかである。
円環状の頂上部材だけでなく長方形などの種々の形状でも膜44’の非一様化はなし得る。連続的なレリーフ表面の代わりに、円環状の頂上部材にスパイクを配置してもよい。
円環状の頂上部材だけでなく長方形などの種々の形状でも膜44’の非一様化はなし得る。連続的なレリーフ表面の代わりに、円環状の頂上部材にスパイクを配置してもよい。
最後に、図5は、生物媒質51内に存在する生物界面53が本発明の方法により利用された、本発明の特定の実施形態を示す。本発明によれば、変換器52を利用して、界面53のレベルで、すなわち界面の深さでかつ界面の方向に集束される超音波が適用される。
界面の効果によって、超音波は、生物媒質51に含まれる生物媒質54内で力学的剪断を引き起こす表面放射力55を生成する。その後、変換器52を利用して、これらの剪断波の伝搬をイメージングし、かつこの観察から媒質54の機械的性質を得る。
図5に示されるように、生物媒質51中に存在する生物媒質54を特徴付けるために本発明の方法が利用される場合、媒質51の機械的性質もそこから得ることが可能であることに留意する。実際、方向Ozに存在する第2の界面53’が媒質51内に剪断力を生成するだけでなく、生物媒質54のサイズは一般に、界面53で生成された剪断波も媒質51中に伝搬するサイズである。媒質全体をイメージングする場合、各媒質51および54ならびにそれらの各界面53および53’に対して特性が得られる。
最後に、本発明の原理に従って、以下の特許請求の範囲にて定義されるような種々の実施をなし得ることが明らかである。
Claims (12)
- 粘弾性媒質(11)内に力学的波を生成する方法であって、粘弾性媒質(11)中に生成された力学的波(27)の伝搬がイメージングされるように媒質(21)をイメージングする工程と組み合わされる粘弾性媒質(11)内の力学的波を生成する工程からなり、前記生成する工程は、異なる音響学的性質を有する2つの領域(11,14)の境界を定義する界面(13)に音波を適用することにより実行される、方法。
- 音波は超音波であることを特徴とする請求項1に記載の方法。
- 音波が焦束される界面(53)が、粘弾性媒質(51)内に存在する異なる音響特性を有する2つの領域(51,54)間に存在することを特徴とする請求項1または2に記載の方法。
- 音波が焦束される界面(33)は粘弾性媒質(31)の表面と接触する状態で配置された人工膜(34’)であり、かつ人工膜(34’)は音波を適用する装置(38,32)と粘弾性媒質(31)の表面との間に配置されたカップリング媒質(34)として知られる媒質を包囲し、カップリング媒質(34)と粘弾性媒質(31)が異なる音響特性を有する2つの領域を形成することを特徴とする請求項1または2に記載の方法。
- 人工膜(34’)は、力学的波の振幅を増加させつつ音響インピーダンスコントラストを最小限にするよう選択された組成を有することを特徴とする請求項4に記載の方法。
- 人工膜(34’)は、力学的波の振幅を増加させつつ音響インピーダンスコントラストを最小限にするよう選択された厚さを有することを特徴とする請求項4に記載の方法。
- 人工膜(34’)は、粘弾性媒質(31)の対象領域での力学的波(27)の振幅を増加させるよう空間的に決定された非一様な組成を有することを特徴とする請求項4〜6のいずれかに記載の方法。
- 人工膜(44’)は、粘弾性媒質(41)の対象領域(66)での力学的波(27)の振幅を増加させるよう空間的に決定された非一様な厚さ(49)を有することを特徴とする請求項4〜6のいずれかに記載の方法。
- 界面(33)に集束される音波の適用は、界面(33)の複数の箇所で連続的に遂行され、この複数の箇所および集束の連続は、粘弾性媒質(31)の対象領域での力学的波(27)の振幅を増加させるように決定されることを特徴とする請求項1〜8のいずれかに記載の方法。
- 前記方法は、処理の効果を監視するための超音波処理方法と組み合わされることを特徴とする請求項1〜9のいずれかに記載の方法。
- 前記超音波処理方法は、媒質のイメージング工程の結果の関数として制御されるのに適していることを特徴とする請求項10に記載の方法。
- 力学的波の振幅を増加させつつ音響インピーダンスコントラストを最小限にするよう選択された組成および厚さの少なくとも一方を有する人工膜(34’)であって、請求項1〜9のいずれかに記載の方法の実行の間に界面(33)として機能するように、部分的に粘弾性媒質(31)の表面と接触する状態で配置され、かつ音波を生成する装置(32,38)と粘弾性媒質(31)の表面との間に配置されたカップリング媒質(34)として知
られる媒質を包囲する、人工膜(34’)。
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