KR101398948B1 - 진폭―위상 변조된 초음파를 이용한 점탄성 측정 - Google Patents

진폭―위상 변조된 초음파를 이용한 점탄성 측정 Download PDF

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Abstract

생체 내의 조직(tissue)의 점탄성(viscoelastic) 특징이 측정된다(32). 보다 많은 정보를 수집하고 그리고/또는 점도, 전단 탄성계수, 및/또는 다른 전단 특성들을 추정하기 위해, 진폭 및 위상 변조된 파형이 조직으로 송신된다(30). 시간에 걸쳐 파형에 의해 야기된 변위(displacement)는 상이한 주파수들에 대한 응답과 연관된 변위들을 포함한다. 주파수 영역에서 변위를 검사함으로써, 하나 이상의 점탄성 특징들이 상이한 주파수들에 대해 계산될 수 있다(40). 주파수 응답은 조직의 건강상태(health)를 나타낸다.

Description

진폭―위상 변조된 초음파를 이용한 점탄성 측정{VISCOELASTICITY MEASUREMENT USING AMPLITUDE-PHASE MODULATED ULTRASOUND WAVE}
본 실시예들은 점탄성(viscoelasticity) 측정들에 관한 것이다. 보다 구체적으로, 생채 내 조직(tissue)의 점탄성 특징(viscoelastic property)이 측정된다.
조직 샘플의 전단 탄성계수(shear modulus) 특성들은 레오미터(rheometer)를 이용하여 측정될 수 있다. 레오미터는 샘플이 동적(예컨대, 사인곡선적) 또는 정적(예컨대, 선형적) 변형 중 어느 하나를 겪게 할 수 있는 기계적 디바이스이다. 레오미터는 주파수 범위에 대한 저장 전단 탄성계수 및 손실 전단 탄성계수를 측정할 수 있다. 범위는 재료 스티프니스(stiffness)에 기초하여 제한되고, 예컨대, 연조직(soft tissue)에 대해 1 내지 10 ㎐이다. 의학적 이용을 위해, 조직은 레오미터 내에 배치를 위한 환자로부터 추출된다. 레오미터는 생체 내 측정들을 위해서는 이용되지 않는다. 측정들은 추출된 조직 샘플의 크기 및 형상뿐만 아니라, 추출로 인한 경계 조건들에도 의존한다.
전단 특성들은 초음파를 이용하여 생체 내에서 측정될 수 있다. 예컨대, 전단 속도(velocity) 검출은, 간질환을 평가하는 것과 같은, 다양한 진단 애플리케이션들에서 이용된다. 전단파 검출을 위해, 초음파 푸싱 펄스(예컨대, 일 사이클 펄스)가 스캔 라인을 따라 발사(fire)된다. 푸싱 펄스는 전단파를 발생시켜, 조직의 변위(displacement)를 야기한다. 변위가 측정된다. 전단파 속도를 검출하기 위해, 다수의 푸싱 펄스들이 동일한 스캔 라인을 따르고 대응하는 변위 검출 스캔들이 이용된다. 이들 전단 측정들은 제한된 정보를 가질 수 있거나 압축 레벨에 의존할 수 있다.
서론으로, 아래에 설명되는 바람직한 실시예들은 생체 내의 연조직의 점탄성(viscoelastic) 특징을 측정하기 위한 방법들, 명령들, 및 시스템들을 포함한다. 보다 많은 정보를 수집하고 그리고/또는 점도(viscosity), 전단 탄성계수, 및/또는 다른 전단 특성들을 추정하기 위해, 진폭 및 위상 변조된 파형이 조직으로 송신된다. 시간에 걸쳐 파형에 의해 야기된 변위는 상이한 주파수들에 대한 응답과 연관된 변위들을 포함한다. 주파수 영역에서의 변위를 검사함으로써, 하나 이상의 점탄성 특징들이 상이한 주파수들에 대해 계산될 수 있다. 주파수 응답은 조직의 건강상태를 지시한다.
제 1 양상에서, 비-일시적 컴퓨터 판독가능 저장 매체는, 생체 내 조직의 점탄성 특징을 측정하기 위해 프로그래밍된 프로세서에 의해 실행가능한 명령들을 나타내는, 그 내부에 저장된 데이터를 갖는다. 저장 매체는, 상이한 시간들에서 상이한 주파수들에서의 사이클들을 포함하는 진폭 변조되고 위상 변조된 파형을 송신하고 ― 상이한 주파수들은 주파수들의 범위 내에 있고, 진폭 변조되고 위상 변조된 파형은 환자의 조직으로 송신됨 ―, 진폭 변조되고 위상 변조된 파형에 응답하여 조직의 시간의 함수로써 변위를 계산하고 ― 변위는 조직의 스캔들로부터 계산됨 ―, 시간에 걸친 변위에 푸리에 변환을 적용하고; 및 시간에 걸친 변위의 푸리에 변환 및 전단파 방정식의 푸리에 변환으로부터 점탄성 특징을 결정하기 위한 명령들을 포함한다.
제 2 양상에서, 초음파를 이용한 점탄성 측정을 위한 방법이 제공된다. 진폭 및 위상 변조된 초음파 파형이 환자 생체 내로 송신된다. 점탄성 특징은 진폭 및 위상 변조된 초음파 파형에 의해 야기되는 전단으로부터 측정된다. 점탄성 특징은, 진폭 및 위상 변조된 초음파 파형과 연관된 주파수들의 범위에 걸쳐 측정되고, 송신 동안 환자에게 외부적으로 적용된 압축의 양에 독립적이다.
제 3 양상에서, 초음파를 이용한 전단파 계산을 위한 시스템이 제공된다. 송신 빔형성기는 진폭 및 위상 변조된 파형을 발생시키도록 동작가능하다. 초음파 트랜스듀서가, 진폭 및 위상 변조된 파형에 응답하여 환자 내의 조직에 음향 에너지를 송신하도록, 초음파 트랜스듀서는 송신 빔형성기에 접속된다. 수신 빔형성기는 수신된 음향 신호들의 함수로써 공간 위치들을 나타내는 데이터를 출력하도록 동작가능하다. 프로세서는, 출력 데이터의 함수로써 시간에 걸친 조직의 변위를 추정하고, 시간에 걸친 조직의 변위의 함수로써 전단 정보를 계산하도록 구성된다. 디스플레이는 전단 정보의 함수인 이미지를 디스플레이하도록 동작가능하다.
본 발명은 다음의 청구항들에 의해 규정되고, 본 섹션의 어떤 것도 그러한 청구항들에 대한 제한으로서 고려되지 않는다. 본 발명의 추가의 양상들 및 이점들은 바람직한 실시예들과 함께 아래에서 논의되고, 이후에 독립적으로 또는 조합으로 청구될 수 있다.
컴포넌트들 및 도면들은 반드시 축적적이 아니고 대신 본 발명의 원리들을 예시할 때 강조가 이루어진다. 더욱이 도면들에서, 동일한 참조 번호들은 상이한 도면들에 걸쳐 대응하는 부분들을 지시한다.
도 1은 생체 내의 조직의 점탄성 특징을 측정하기 위한 방법의 일 실시예의 흐름도이다.
도 2는 초음파 송신을 유도하는 전단의 그래픽도이다.
도 3은 예시적 진폭 및 위상 변조된 파형을 예시한다.
도 4는 도 3의 진폭 및 위상 변조된 파형에 관한 변위 검출을 위한 스캔들의 일 실시예를 도시한다.
도 5는 예시적 자기 공명 실시예에서, 변위를 측정하기 위한 라디오 주파수 코일들 및 타겟팅된 조직 내에서 전단파 전파를 야기하기 위한 트랜스듀서의 상대적 위치들을 예시한다.
도 6은 초음파를 이용한 전단파 계산을 위한 시스템의 일 실시예이다.
조직 기계적 특징들이 생체 내에서 측정된다. 연조직과 같은 환자의 임의의 구조적 또는 재료적 특징들이 측정될 수 있다. 진폭 변조되고(AM) 위상 변조된(PM) 초음파 파형은 조직 변위를 야기한다. 하나의 AM-PM 파형은 원하는 조직에서 환자의 내부에 연속적인 주파수들로 진동을 발생시킨다. 조직 전단 탄성계수(shear modulus) 및 점도가 이 하나의 여기(excitation)를 이용하여 다양한 주파수들에서 측정되어, 2초 미만의 측정을 허용한다. 보다 낮은 주파수들(예컨대, 1 내지 100 ㎐)에서의 위상 변조는 보다 높은 신호-대-잡음 비율을 제공할 수 있다. AM-PM 파형은 전단의 유도(inducement) 동안 또는 이후에 정보의 수집을 허용한다.
고속의 신뢰적인 방법은 단일 측정으로 다양한 주파수들에 대한 재료 스티프니스(material stiffness)를 평가할 수 있다. 상이한 주파수들에 대한 측정들을 수집함으로써, 재료(예컨대, 조직) 기계적 특징들의 결과적인 지식이 진단 프로시저들을 보완할 수 있다. 지식은 스트레인(strain), 점도, 및/또는 전단 탄성계수와 같은 양적인(quantitative) 파라미터들을 포함할 수 있다. 파라미터들이 변위의 파생물들이기 때문에 양적 파라미터들은 조직에 적용된 압축의 양에 독립적이다. 주파수 응답은 압축에 독립적일 수 있다. 지식은 변위와 같은 질적 파라미터들을 포함할 수 있다. 변위는 조직에 적용된 압력의 양에 따를 수 있다. 지식은 유도된 정보를 포함할 수 있다. 전단 탄성계수 대 주파수의 기울기 및/또는 점도 대 주파수의 기울기는 조직 병리학에 관련된 조직 기계적 특징에 속하는 정보를 제공할 수 있다. 기울기들은 사전-압축 레벨들에 독립적이다. 측정들은 정확도를 증가시키기 위해 반복될 수 있다. 측정들이 접촉에 의존하지 않기 때문에, 측정들은 경계 조건, 재료 크기, 및 형상에 독립적이다.
도 1은 초음파를 이용한 점탄성 측정을 위한 방법을 도시한다. 초음파 송신은 상이한 주파수들에 응답하여 조직 변위를 발생시키기 위해 이용된다. 이 방식에서, 초음파는 점탄성 특징을 계산하기 위해 이용된다. 방법은 도 6의 시스템 또는 상이한 시스템에 의해 구현된다. 부가적인, 상이한, 또는 보다 적은 동작들이 제공될 수 있다. 예컨대, 방법은 동작들(38, 42, 및/또는 44) 없이 수행된다. 다른 예로서, 동작(32)은 동작들(34 내지 40) 중 하나 이상의 동작들 없이 수행된다. 동작들은 설명된 순서 또는 도시된 순서로 수행되지만, 다른 순서들로 수행될 수 있다.
동작(30)에서, 진폭 변조되고 위상 변조된 파형이 송신된다. 초음파 트랜스듀서는 전기적 파형으로부터 변환된 음향 파형을 송신한다. 진폭 변조되고 위상 변조된 파형을 갖는 음향 에너지는 환자 내의 조직에 송신된다. 송신은 생체 내에서 발생한다.
음향 파형은 전단파를 발생시키기 위해 송신된다. 여기는 초음파 푸싱 펄스이다. 음향 에너지가 포커스되어, 각각의 송신에 대해 하나 이상의 빔들을 야기한다. 여기는 페이징된 어레이 및/또는 기계적 포커스를 이용하여 포커싱된다. 여기는 결과적인 전단파의 검출을 허용하는 위치에 포커싱되고, 예컨대, 가능한 종양(tumor)을 둘러싸는 그리고/또는 포함하는 조직 위치에 포커싱된다.
도 2에 도시된 바와 같이, 전단파(52)는 트랜스듀서(54)에 의해 초점 영역(50)에서 발생되어, 초점 영역(50)으로부터 측면으로 전파한다. 화살표들은 하나의 방향으로(예컨대, 수평으로) 도시되지만, 전단파는 다수의 방향들로 이동한다. 전단파가 조직을 통하여 이동함에 따라, 전단파는 진폭이 감소한다.
전단파를 발생시키기 위해, 높은 진폭 또는 전력 여기들이 소망된다. 예컨대, 여기는 1.9에 근접하지만 초과하지는 않는 기계적 인덱스를 갖는다. 프로브(probe) 변화가 보존되고 고려되도록, 1.7의 또는 다른 레벨의 기계적 인덱스가 상한치(upper limit)로서 이용될 수 있다. 보다 큰(예컨대, 1.9 초과 MI) 또는 보다 적은 전력들이 이용될 수 있다. 동일한 또는 인접한 스캔 라인들을 따르는 송신은, 조직이 시간에 걸쳐 온도가 증가되도록 야기할 수 있다. 생물학적 영향들은, 약 41 내지 45℃의 조직 온도에서의 고체온(hyperthermia), 43 내지 45℃ 초과의 온도들에서의 단백질 변성(protein denaturation), 및 50℃ 초과의 온도들에서의 조직 괴사(tissue necrosis)를 포함할 수 있다. 조직 스티프니스는 심지어 43 내지 45°C 미만의 온도들에서도 영향받을 수 있다. 43 내지 45℃ 초과의 온도들에서, 점도 및/또는 스티프니스의 증가들이 발생할 수 있다. 50℃ 초과의 온도들에서, 조직은 높은 스티프니스 및/또는 높은 쇠약화(attenuation)를 가질 수 있다. 섭씨 2 도 초과의 온도 증가를 방지함으로써 생물학적 영향들은 제한된다. 대안적으로, 송신들이 생물학적 영향들을 야기할 수 있다.
전기적 및 대응하는 음향 파형들은 상이한 시간들에서 상이한 주파수들에서의 사이클들을 포함한다. 상이한 주파수들은 주파수들의 범위 내에 있다. 주파수 범위는 검사되는 조직의 유형에 기초하여 최적화될 수 있다. 예컨대, 가슴 조직은 50 ㎐에서 최대 변위 응답을 가질 수 있어서, 범위는 50 ㎐를 포함한다. 다른 예로서, 종양들은 연조직보다 단단할 수 있어서, 최대 변위 응답이 발생하는 보다 큰 주파수를 갖는다. 종양 측정을 위해, 주파수 범위는 보다 클 수 있다. 일 실시예에서, 주파수 범위는 위상 변조에 대해 15 내지 70 ㎐ 이내이다.
임의의 주파수 변화 함수가 위상 변조를 위해 이용될 수 있다. 예컨대, 범위 이내의 처프 주파수 스위프(chirp frequency sweep)가 이용된다. 도 3은 진폭 및 위상 변조된 엔벨로프를 갖는 파형을 도시한다. 위상 변조는 범위 내의 가장 낮은 주파수에서 시작하여 범위 내의 가장 높은 주파수로 스위프되거나 또는 점차적으로 변화한다. 비선형, 랜덤, 또는 임의의 순서의 상이한 주파수들 사이에서의 다른 단계들과 같은, 다른 주파수 변화가 이용될 수 있다.
진폭 변조는 임의의 함수이다. 진폭 변조는 개별적인 주파수들 또는 주파수들의 그룹들을 서로 분리시킨다.
일 실시예에서, 진폭 및 위상 변조된 파형은 사인곡선 캐리어(㎒ 범위 내)에 위상 변화 항(㎐ 범위 내)을 갖는 사인곡선 진폭 변조를 곱함으로써 발생된다. 위상 변화 항을 갖는 진폭 변조는 진폭 및 위상 변조를 갖는 엔벨로프를 규정한다. 파형은 다음과 같이 표현될 수 있다:
Figure 112012012955379-pat00001
여기서, x(t)는 시간의 함수로써의 파형이고, A는 진폭 가중치이고, ωc는 중심 주파수 또는 캐리어 주파수이고, Δωm은 시간에 걸쳐 변화하는 변조 주파수이다. 일 실시예에서, ωm + Δωm 은 15 내지 75 ㎐ 이내에서 변화하지만, 다른 범위들이 이용될 수 있다. 도 3은 15 내지 75 ㎐ 범위를 갖는 파형을 도시한다.
파형은 임의의 수의 엔벨로프 및 캐리어 사이클들을 갖는다. 일 실시예에서, 파형은 1333 밀리초들이 될 충분한 사이클들을 갖지만, 보다 큰 또는 작은 시간 길이들이 이용될 수 있다. 캐리어의 사이클들의 수는 수십, 수백, 수천 또는 그 초과이다. 변조 또는 엔벨로프의 사이클들의 수는 둘 또는 그 초과이다.
조직 응답은 파형, x(t), 및 조직 특성들의 함수이다. 시간에 걸친 조직의 변위(y(t))는 파형(x(t)) 및 조직 특성들 또는 응답의 컨벌루션으로서 표현될 수 있다, h(t): y(t)=x(t)*h(t). 조직 응답은 조직의 점탄성 특징들을 반영한다.
하나 이상의 점탄성 특징들은 동작(32)에서 진폭 및 위상 변조된 초음파 파형에 의해 야기된 전단으로부터 측정된다. 동작(32)에서 점탄성 특징들을 측정하기 위해, 진폭 및 위상 변조된 파형에 응답하여 시간에 걸친 조직의 변위(y(t))가 동작(34)에서 측정된다. 동작(32)은 동작들(34, 36, 38, 및 40)을 포함하는 것으로 도시되었다. 상이한, 부가적인, 또는 보다 적은 동작들이 제공될 수 있다. 다른 실시예들에서, 다른 프로세스들이 점탄성 특징을 측정하기 위해 이용된다.
동작(34)에서, 변위는 시간의 함수로써 계산된다. 2개의 상이한 시간들에서 변위를 결정하기 위해 적어도 3번 영역을 스캔하는 것과 같이, 변위를 결정하기 위해, 조직은 다수번 스캔된다.
조직의 변위는 진폭 변조되고 위상 변조된 파형에 응답한다. 전단파에 의해 야기된 조직의 변위는 시간에 걸쳐 결정된다. 전단파가 주어진 위치를 지나감에 따라, 조직은 피크량으로 증가하는 양 또는 거리만큼 변위하고, 그 다음에 조직이 안정상태로 되돌아감에 따라 감소한다. AM-PM 파형은 많은 사이클들을 포함하기 때문에, 조직은 연속적으로 변위될 수 있다. 진폭 변조는, 진폭이 감소함에 따라 조직이 정상 상태로 되돌아가기 시작함에 따라 시간에 걸쳐 변위의 변화를 야기한다. 위상 변조는 시간에 걸쳐 변위의 양의 변화를 야기한다.
조직은 AM-PM 파형의 적용 동안 또는 적용 이후와 같이, 푸싱 파형에 대한 조직의 응답 동안의 변위를 스캐닝할 수 있는 임의의 이미징 모달리티(modality)를 이용하여 스캔된다. 스캔은 조직이 릴렉스된 또는 정상 상태 또는 위치로 되돌아가기 이전에 발생하지만, 조직이 안정상태로 되돌아간 시간들에서의 조직의 스캔들을 포함할 수 있다. 초음파 및 자기 공명 이미징은 조직의 스캔들로부터 변위를 계산하는 것으로부터의 2개의 가능한 모달리티들이다.
초음파 스캐닝을 위해, 전단파(52)는 AM-PM 파형에 대한 초점 영역에 인접한 그리고/또는 초점 영역으로부터 이격된 위치들에서 검출된다. 변위를 검출하기 위해, 초음파 에너지는 변위를 겪고 있는 조직으로 송신되고, 에너지의 반사들이 수신된다. 관심있는 영역들에서의 전단파들에 대한 조직 응답을 검출하기 위해, 송신들이 다른 초점 영역들에 대해 이루어지고, 검출은 다른 초점 영역들 주위에서 수행된다. 이들 다른 송신들은 전단파를 야기하기 위한 것이기 보다는 전단파들을 검출하기 위한 것이다. 검출을 위한 송신들은 보다 적은 파워 및/또는 짧은 펄스들(예컨대, 1 내지 5 캐리어 사이클들)을 가질 수 있고, AM-PM 파형과 동일한 또는 상이한 스캔 라인을 사용할 수 있다. 검출을 위한 송신들은, 다수의 스캔 라인들을 따라 수신 샘플들을 동시에 형성하기 위해, 측면으로와 같은, 적어도 하나의 차원을 따라 보다 넓은 빔 프로파일을 가질 수 있다. 전단파는 하나, 둘, 또는 그보다 많은 방향들에서 모니터링될 수 있다.
전단파를 검출하기 위해 관심있는 영역이 모니터링될 수 있다. 관심있는 영역은 AM-PM 파형의 초점 위치를 둘러싸는 측방향으로 6㎜ 및 축방향으로 10㎜와 같이, 임의의 크기이다. 이 검출 영역은 초음파에 의해 모니터링된다. 예컨대, B-모드 스캔들은 전단파에 의해 야기되는 조직 변위를 검출하기 위해 수행된다. 도플러, 컬러 흐름, 또는 다른 초음파 모드가 전단파에 대해 모니터링하기 위해 이용될 수 있다.
모니터링은 임의의 수의 스캔 라인들에 대해 수행된다. 예컨대, 4개의 수신 빔들이 각각의 송신에 응답하여 형성된다. 전단파를 발생시키기 위해 여기를 송신한 이후에, 하나 이상의 송신 스캔 라인들을 따르는 B-모드 송신들 및 대응하는 수신 스캔 라인들을 따르는 수신들이 반복적으로 수행된다. 다른 실시예들에서, 단지 단일의 수신 빔 또는 다른 수들의 수신 빔들이 각각의 송신에 응답하여 형성된다. 반복들의 시작 또는 종료에서와 같은, 초음파 데이터의 일부는 전단파에 응답하지 않을 수 있다.
검출을 위한 송신 및 수신은 시간에 걸친 변위로 인한 변화를 결정하기 위해 다수번 수행된다. 임의의 송신 및 수신 시퀀스가 이용될 수 있다. 변위의 검출은, 변위에 대해 상이한 영역들을 개별적으로 스캐닝하는 것과 같이, 다른 스캐닝과 인터리빙될 수 있다.
검출을 위한 송신 및 수신은 진폭 및 위상 변조된 파형과 인터리빙된다. 예컨대, 영역을 스캐닝하기 위한 송신(들) 및 수신(들)은 진폭 변조가 0 레벨에 또는 0 레벨 가까이에 있는 각각의 시간에 1번 수행된다. 다른 예로서, 조직의 스캐닝은 매 1.67 밀리초 마다와 같이, 주기적 기반(periodic basis)으로 동작(30)의 송신과 인터리빙된다. 진폭 및 위상 변조 파형이 스캐닝동안 홀트(halt)되어 파형으로부터의 에코(echo)들이 최소화되는 것과 같이 인터리빙은 간섭을 회피한다. 도 4는 진폭 및 위상 변조된 파형과 플레인들(56)의 인터리빙 스캔들의 예를 도시한다. 인터리빙 주기는 보다 빈번하거나 덜 빈번할 수 있다. 진폭 및 위상 변조가 변위 스캔에 대한 홀트 이후에도 계속되는 경우, 파형은 송신이 중단된 파형 내의 포인트로부터 시작된다. 대안적 실시예들에서, 스캐닝은 상이한 주파수에서 또는 진폭 및 위상 변조된 파형과 상이한 코딩으로 행해진다. 파형을 푸싱하는 것 및 스캐닝하는 것 양자 모두는 동시에 발생할 수 있고, 주파수 또는 코딩은 서로로부터 에코들을 구분하기 위해 이용된다.
상기 논의는 하나의 깊이 또는 위치를 위한 것이다. 점탄성 특징은 하나의 위치에 대해 측정된다. 보다 큰 영역을 모니터링하기 위해, 동작들(30 내지 40)은 다른 위치들에 대해 반복된다. 각각의 수신 빔 위치에 대해, 초음파 데이터에 의해 표시되는, 모션 정보의 시간 프로파일이 제공된다. 개별 시간 프로파일은 각각의 축방향 깊이뿐만 아니라 측방향 위치에 대해서도 제공된다.
변위는 초음파 스캔 데이터로부터 계산된다. 조직은 2개의 스캔들 사이에서 이동한다. 하나의 스캔의 데이터는, 다른 스캔에서의 데이터에 관하여 1, 2, 또는 3개의 차원들로 전환(translate)된다. 각각의 가능한 관련 위치에 대해, 유사성의 양이 계산된다. 유사성의 양은 교차-상관과 같은, 상관을 이용하여 결정된다. 절대 차이들의 최소 합 또는 다른 함수가 이용될 수 있다. 최고의 또는 충분한 상관을 갖는 공간 오프셋은 변위의 방향 및 양을 지시한다.
순차적 스캔들과 연관되는 것과 같이, 변위들은 상이한 시간들에서 주어진 위치에 대해 결정된다. 변위는 스캔 데이터의 초기 또는 기준 프레임에 관하여 결정된다(즉, 누적 변위). 대안적으로, 진행 기반(ongoing basis)에 대한 기준으로서 이전 프레임을 할당하는 것과 같이, 변위는 스캔 데이터의 직전의 프레임으로부터 결정된다(즉, 증분 변위). 주어진 위치에 대한 시간적 프로파일은, 시간에 걸쳐 전단파에 의해 그리고 진폭 및 위상 변조된 파형의 상이한 부분들에 응답하여 야기된 변위를 지시한다.
자기 공명을 이용하여 스캐닝하기 위해, 유사한 프로세스가 이용된다. 도 5는 자기 공명 보어(bore)에 의해, 적어도 부분적으로 둘러싸이는 초점 영역에 송신하는 트랜스듀서(54)를 도시한다. 보어는 라디오 주파수 코일들을 포함한다. 균일한 자기장이 발생된다. 펄스 라디오 주파수 그레디언트 증폭기를 이용하여, 환자 내의 분자들의 스핀들이 변경된다. 코일들은 변경을 검출하기 위해 이용되어, k-공간 데이터를 획득한다.
순차적인 프레임들 사이의 상관보다는, 시간에 걸친 변위 데이터의 세트가 획득된다. 환자의 조직을 나타내는 K-공간 자기 공명 데이터는 상이한 시간들에서 또는 순차적으로 획득된다. 하나의 세트(기준 세트)는, 조직이 진폭 및 위상 변조된 파형에 영향을 받지 않고 획득된다. 다른 세트는 진폭 및 위상 변조된 파형의 적용 동안 획득된다. 파형의 초음파가 k-공간 데이터와 간섭하지 않기 때문에, 스캔 데이터는 인터리빙 없이 획득될 수 있다. 대안적으로, 인터리빙이 이용된다. 진폭 변조된 파형의 낮은 진폭 부분들 또는 다른 함수에 기초하는, 스캐닝의 시퀀스는 주기적이다(예컨대, 매 1.67 ㎳ 마다).
k-공간 데이터는 심장 사이클 또는 호흡 사이클과 같은, 하나 이상의 생리적 사이클들과 동기하여 획득된다. 기준 시퀀스의 스캔들은 사이클 내에서, 변위 세트와 동일한 포인트들에서 획득된다. k-공간 데이터가 이미지로의 프로세싱 없이 이용될 수 있지만, 이미지 데이터는 대안적인 실시예들에서 이용된다.
송신에 응답하지 않는 조직을 나타내는 기준 자기 공명 데이터는, 송신에 응답하는 조직을 나타내는 자기 공명 데이터로부터 감산된다. 대안적으로, 조직 응답을 나타내는 데이터는 기준 데이터로부터 감산된다. 생리적 사이클에 관한 유사한 시간들로부터의 스캔들은 감산된다. 감산은 차이들을 분리시킨다. 전단파가 차이들을 야기하기 때문에, 오프셋된 또는 변위된 조직은 유지되고, 다른 신호들은 감산으로부터 소거된다.
저주파 필터링 또는 다른 프로세싱 이후에, 순차적 프레임들 사이의 변위의 양, 방향, 또는 양 및 방향이 결정된다. 피크 강도 포인트 또는 영역의 위치는 감산 데이터의 각각의 프레임에 대한 데이터로 식별된다. 순차적 프레임들 사이의 또는 상이한 프레임과 기준 프레임 사이의 위치들의 차이는 변위로서 계산된다. 상이한 시간들에서 적용된 진폭 및 위상 변조된 파형에서의 차이들로 인해, 변위는 시간에 걸쳐 변화한다.
동작(36)에서, 시간에 걸친 변위는 주파수 영역으로 변환된다. 푸리에 변환이 시간에 걸쳐 변위에 적용된다. 임의의 변환이 이용될 수 있다. 시간에 걸친 변위는 진폭 및 위상 변조된 파형의 상이한 주파수들에 응답하기 때문에, 주파수 영역으로의 변환은 주파수의 함수로써 상이한 응답 레벨들을 제공한다. 변위(y(t))의 푸리에 변환은 Y(Ω)으로 표현될 수 있고, 여기서 Ω는 주파수, 즉 주파수 영역에서의 변위의 표현이다.
변위 또는 조직 응답의 변환은 다음과 같이 표현될 수 있다:
Figure 112012012955379-pat00002
동작(38)에서, 주파수 영역에서의 변위는 필터링된다. 대역 통과 필터링과 같은, 임의의 필터링이 이용될 수 있다. 대역 통과 필터의 주파수 범위는 송신된 진폭 및 위상 변조된 파형의 주파수 범위에 기초하는 세트이다. 음향 포스(force)는 압력의 제곱의 함수이다. 결과적으로, 파형에 의해 유도된 진동 또는 변위는 파형의 주파수의 2배이다. 예컨대, 파형은 15 내지 75 ㎐의 엔벨로프의 주파수 변화를 포함하여, 응답 변위 정보는 30 내지 150 ㎐에서 발생한다. 주파수 범위의 폭은 파형의 범위의 2배이고, 범위 내의 낮은 및 높은 주파수들은 파형의 범위의 낮은 및 높은 주파수들의 2배이다. 필터링은 이 범위 또는 서브-범위 내의 정보를 분리시킨다. 범위 이외의 주파수 데이터는 이용되지 않고, 범위 이내의 데이터가 이용되어, 대역 통과 필터링이 야기된다. 다른 대역 통과 필터링, 다른 필터링, 다른 프로세싱, 또는 데이터 변화없는 프로세스들이 이용될 수 있다.
동작(40)에서, 점탄성 특징들은 시간에 걸친 변위의 푸리에 변환으로부터 결정된다. 전단파는 다음과 같이 표현될 수 있다:
Figure 112012012955379-pat00003
다른 전단파 표현들이 이용될 수 있다.
주파수 영역에서, 전단파 방정식은 다음과 같이 표현된다:
Figure 112012012955379-pat00004
이 방정식은 전단파 방정식의 푸리에 변환을 표현한다. 이용되는 푸리에 변환 및 전단파 표현에 따라 다른 표현들이 이용될 수 있다. 방정식의 좌측의 항들은 알려지거나 측정되고, 예컨대, 주파수(ω)에서 진동하는, 주파수 영역에서의 결과적 모션(변위)(Y(Ω))는 AM-PM 주파수의 2배와 동일하다, 예컨대 2x(15 내지 75 ㎐) = 30 ㎐ 내지 150 ㎐. 우측은 변환된 전단파 방정식의 허수 및 실수 부분들을 나타낸다.
점탄성 특징은 주파수 영역에서 전단파 방정식으로부터 결정된다. 임의의 탄성계수(modulus), 점도, 또는 전단 값이 추정될 수 있다. 조직 탄성계수 값들은 조직의 하드니스 또는 스티프니스를 나타낸다. 예컨대, 조직의 전단 탄성계수가 추정된다. 대안적 실시예들에서, 영의 탄성계수(Young's modulus)가 추정된다. 다른 실시예들에서, 다른 전단 값들이 양적으로든 질적으로든 추정된다.
일 실시예에서, 점도가 결정된다. 점도는 푸리에 변환의 적용의 결과들의 함수로써 계산된다. 전단파 방정식의 푸리에 변환의 허수부는 점도를 결정하기 위해 이용될 수 있다. 허수부는 점도를 제공하기 위해 주파수(ω)로 나누어진다. 이는 다음과 같이 표현된다:
Figure 112012012955379-pat00005
대안적 또는 부가적 실시예에서, 전단 탄성계수가 결정된다. 전단 탄성계수는 푸리에 변환을 적용한 결과들의 함수로써 계산된다. 전단파 방정식의 푸리에 변환의 실수부는 전단 탄성계수를 결정하기 위해 이용될 수 있다. 실수부 그 자체가 전단 탄성계수를 나타낸다. 이 방정식은 다음과 같이 표현된다:
Figure 112012012955379-pat00006
점도 또는 전단 탄성계수와 같은, 점탄성 특징은 주파수들(ω)의 범위에 걸쳐 결정될 수 있다. 예컨대, 변위 데이터는 30 내지 150 ㎐ 범위 내에 있다. 점도는 동일한 범위에 걸쳐 결정된다. 주파수들의 그룹들에 대한 또는 서브-대역들에 대한 점도는, 매 5 ㎐ 마다 값들을 제공하는 것과 같이, 평균될 수 있다. 특징은 단지 진폭 변조되고 위상 변조된 파형 및 파형의 적용 동안 조직의 스캔들에 응답하여 결정될 수 있다. 동작들(30 내지 40)의 순차적 수행이 제공되지 않지만, 제공될 수 있다. 주파수들의 범위를 갖는 하나의 파형을 이용함으로써, 조직의 주파수 관련 응답은, 파형의 송신 및 스캔들을 인터리빙하기에 충분한 것과 같은, 짧은 시간 기간 동안 측정될 수 있다.
점도 및 전단 탄성계수는 양적인 특징들이다. 값들은 적용된 압축의 양에 독립적이다. 음향 파형으로부터의 또는 외부 소스로부터의 송신 동안 환자에 대한 압력은 양적인 특징들을 결정하기 위해 필요하지 않다. 대안적인 실시예들에서, 변위와 같은 질적인 특징이 이용된다.
동작(42)에서, 주파수의 함수로써 점탄성 특징의 기울기가 발견된다. 주파수의 함수로써 특징은 주파수들(예컨대, 30 내지 150 ㎐)의 전체 범위 또는 적어도 일부에 걸쳐 플롯(plot)된다. 라인은 플롯 또는 데이터에 맞춰져서(fit), 기울기를 제공한다. 예컨대, 주파수의 함수로써 점도 및 전단 탄성계수의 기울기들이 결정된다.
기울기는 조직의 건강상태를 지시할 수 있거나, 또는 진단을 지원할 수 있다. 예컨대, 건강한 조직은 종양보다 수평적인 점도 기울기를 가질 수 있다. 조직의 주파수 응답은 조직의 건강상태 또는 비건강상태를 지시할 수 있다. 분산(variance), 변화의 양, 또는 곡률과 같은, 주파수의 함수로써 특징의 다른 함수들이 계산될 수 있다.
동작(44)에서, 이미지가 발생된다. 이미지는 특징을 나타낸다. 상이한 주파수들에 걸쳐 데이터로부터 계산된 또는 주어진 주파수에서의 특징의 숫자적 또는 문자적 지시가 디스플레이될 수 있다. 다른 실시예들에서, 플롯 및/또는 라인 핏(fit) 및 기울기 값이 출력된다. 점탄성 특징은 이미지 내에서 사용자에게 통신된다. 이미지는 주파수의 함수로써 값들의 플롯과 같은 그래프일 수 있다.
이미지는 부가적으로, 공간 또는 위치의 함수로써 특징 또는 다른 전단 정보의 1, 2, 또는 3-차원 표현을 포함할 수 있다. 예컨대, 영역에 걸친 전단 속도가 디스플레이된다. 전단 속도는 그레이-스케일 변조된 B-모드 이미지에서 영역 내의 픽셀들에 대한 컬러를 변조한다. 이미지는 상이한 위치들에 대해 전단 또는 탄성계수들(예컨대, 전단 탄성계수들)과 같은 변위 정보를 나타낼 수 있다. 디스플레이 그리드는 스캔 그리드 및/또는 변위들이 계산되는 그리드와 상이할 수 있다. 컬러, 밝기, 휘도, 색조, 또는 다른 특성들이 전단 정보의 함수로써 변조된다.
동작들은 다른 스캔 라인들 및/또는 다른 깊이들에 대해 반복된다. 예컨대, 동작들(30 내지 40)은 1, 2, 또는 3-차원 영역 내의 각각의 위치에 대해 다시(again) 수행된다.
도 6은 초음파를 이용한 전단파 계산을 위한 시스템(10)의 일 실시예를 도시한다. 초음파는 전단파를 발생시키고, 초음파에 반응하는 조직에 대응하는 스캔 데이터는 특징을 결정하기 위해 이용된다. 시스템(10)은 도 1의 방법 또는 다른 방법들을 구현한다. 시스템(10)은 송신 빔형성기(12), 트랜스듀서(14), 수신 빔형성기(16), 이미지 프로세서(18), 디스플레이(20), 및 메모리(22)를 포함한다. 부가적으로, 상이한 또는 보다 적은 컴포넌트들이 제공될 수 있다. 예컨대, 사용자 입력은 수동으로 제공되거나 또는 전단 정보가 획득될 관심 있는 영역의 지정을 지원받는다. 다른 예로서, 부가적인 HIFU 트랜듀서가 조직을 치료하기 위해 제공된다. 시스템(10)은 의학 진단 초음파 이미징 시스템이다.
대안적인 실시예들에서, 시스템(10)은, 동일한 위치에 있는 또는 실시간 또는 후(post) 획득 이미징을 위해 네트워크에 걸쳐 분산된 개인용 컴퓨터, 워크스테이션, PACS 스테이션, 또는 다른 어레인지먼트이다.
또다른 대안적 실시예들에서, 시스템(10)은 자기 공명 시스템의 일부이다. 예컨대, 송신 빔형성기(12) 및 트랜스듀서(14)는 전단파를 발생시키기 위해 파형을 송신하기 위해 제공되지만, 수신 빔형성기는 제공되지 않는다. 대신, 도 5에 도시된 바와 같은 자기 공명 코일들 및 자석들은 스캐닝을 위해 프로세서(18), 메모리(22) 및 디스플레이(20)를 제공받는다.
송신 빔형성기(12)는 초음파 송신기, 메모리, 펄서(pulser), 아날로그 회로, 디지털 회로, 또는 이들의 조합들이다. 송신 빔형성기(12)는 상이한 또는 상대적 진폭들, 지연들 및/또는 페이징을 갖는 복수의 채널들에 대해 파형들을 발생시키도록 동작가능하다. 발생된 파들에 응답하여 트랜스듀서(14)로부터 음향 파들의 송신시, 하나 이상의 빔들이 형성된다. 파형들은 각각 진폭 및 위상 변조된 파형이지만, 초점 영역에서 원하는 음향 파형(예컨대, 도 3 참조)을 제공하기 위해 상대적 지연들 또는 아포다이제이션(apodization)을 갖는다.
조직 변위를 스캐닝하기 위해, 일련의 송신 빔들이 1, 2, 또는 3-차원 영역을 스캔하기 위해 발생된다. 섹터, 벡터®, 선형, 또는 다른 스캔 포맷들이 이용될 수 있다. 도 4에 도시된 바와 같이, 동일한 영역이 다수번 스캐닝된다. 송신 빔형성기(12)에 의한 스캐닝은 송신 빔형성기(12)에 의해 진폭 및 위상 변조된 파형의 송신과 동기화되거나 인터리빙된다. 트랜스듀서(14)의 동일한 엘리먼트들이 전단파들을 발생시키고 스캐닝하는 양자 모두를 위해 이용되지만, 상이한 엘리먼트들, 트랜스듀서들, 및/또는 빔형성기들이 이용될 수 있다.
트랜스듀서(14)는 피에조 전기(piezoelectric) 또는 용량성 멤브레인 엘리먼트들의 1-, 1.25-, 1.5-, 1.75-, 또는 2-차원 어레이이다. 대안적으로, 기계적 포커스를 갖는 단일 엘리먼트가 제공된다. 트랜스듀서(14)는 음향 및 전기적 에너지들 사이를 트랜스듀싱하기 위한 복수의 엘리먼트들을 포함한다. 예컨대, 트랜스듀서(14)는 약 64 내지 256개의 엘리먼트들을 갖는 1-차원 PZT 어레이이다.
트랜스듀서(14)는 전기적 파형들을 음향 파형들로 변환하기 위해 송신 빔형성기(12)와 접속되고, 음향 에코들을 전기 신호들로 변환하기 위해 수신 빔형성기(16)와 접속된다. 트랜스듀서(14)는 진폭 및 위상 변조된 파형을 갖는 음향 에너지를 송신한다. 파형은 조직 영역 또는 환자의 관심 있는 위치에 포커싱된다. 음향 파형은 전기적 파형을 트랜스듀서 엘리먼트들에 적용시키는 것에 응답하여 발생된다.
변위를 검출하기 위해 초음파를 이용한 스캐닝을 위해, 트랜스듀서는 음향 에너지를 송신하고 에코들을 수신한다. 수신 신호들은 트랜스듀서(14)의 엘리먼트들에 부딪치는(impinging) 초음파 에너지(에코들)에 응답하여 발생된다.
수신 빔형성기(16)는 증폭기들, 지연들, 및/또는 위상 로테이터들을 갖는 다수의 채널들 및 하나 이상의 합산기들을 포함한다. 각각의 채널은 하나 이상의 트랜스듀서 엘리먼트들과 접속된다. 수신 빔형성기(16)는 검출을 위해 각각의 송신에 응답하여 하나 이상의 수신 빔들을 형성하기 위해 상대적 지연들, 위상들, 및/또는 아포다이제이션을 적용한다. 수신 빔형성기(16)는 수신된 음향 신호들을 이용하여 공간 위치들을 나타내는 데이터를 출력한다. 상이한 엘리먼트들로부터의 신호들의 합산 및 상대적 지연들 및/또는 페이징은 빔형성을 제공한다. 대안적 실시예들에서, 수신 빔형성기(16)는 푸리에 또는 다른 변환들을 이용하여 샘플들을 발생시키기 위한 프로세서이다.
수신 빔형성기(16)는 송신 주파수 대역에 대해 다른 주파수 대역 또는 제 2 하모닉에서 정보를 분리시키기 위한 필터와 같은 필터를 포함한다. 이러한 정보는, 원하는 조직, 조영제, 및/또는 흐름 정보를 포함할 수 있는 가능성이 높다. 다른 실시예에서, 수신 빔형성기(16)는 메모리 또는 버퍼 및 필터 또는 가산기를 포함한다. 둘 또는 그 초과의 수신 빔들은 제 2 하모닉, 큐빅 펀더멘털(cubic fundamental), 또는 다른 대역과 같은 원하는 주파수 대역에서 정보를 분리시키기 위해 결합된다.
수신 빔형성기(16)는 공간 위치들을 나타내는 빔 합산된 데이터를 출력한다. 단일 위치, 라인을 따른 위치들, 영역에 대한 위치들, 또는 볼륨에 대한 위치들에 대한 데이터가 출력된다. 동적 포커싱이 제공될 수 있다. 데이터는 상이한 목적들을 위한 것일 수 있다. 예컨대, 상이한 스캔들은 전단파 검출을 위해서보다는 B-모드 또는 조직 데이터를 위해 수행된다. 대안적으로, B-모드 데이터는 또한 전단파에 의해 야기된 변위를 결정하기 위해 이용된다.
프로세서(18)는 B-모드 검출기, 도플러 검출기, 펄스된 파 도플러 검출기, 상관 프로세서, 푸리에 변환 프로세서, 주문형 집적 회로, 범용 프로세서, 제어 프로세서, 이미지 프로세서, 필드 프로그램가능 게이트 어레이, 디지털 신호 프로세서, 아날로그 회로, 디지털 회로, 이들의 조합들, 또는 빔형성된 초음파 샘플들로부터 정보를 검출 및 프로세싱하기 위한 다른 현재 알려진 또는 이후에 개발되는 디바이스이다.
일 실시예에서, 프로세서(18)는 하나 이상의 검출기들 및 개별 프로세서를 포함한다. 개별 프로세서는 제어 프로세서, 범용 프로세서, 디지털 신호 프로세서, 주문형 집적 회로, 필드 프로그램가능 게이트 어레이, 네트워크, 서버, 프로세서들의 그룹, 데이터 경로, 이들의 조합들, 또는 변위를 결정하고 조직 특징들을 계산하기 위한 다른 현재 알려진 또는 이후에 개발되는 디바이스이다. 예컨대, 개별 프로세서는 도 1에 도시된 동작들 중 하나 이상의 임의의 조합을 수행한다. 프로세서(18)는 상기 동작들을 수행하기 위해 소프트웨어 및/또는 하드웨어에 의해 구성된다.
일 실시예에서, 프로세서(18)는 수신 빔형성기(16)로부터의 출력 데이터의 함수로써 시간에 걸친 조직 변위를 추정한다. 변위들은 시간의 함수로써 변위의 크기의 곡선을 나타내는 데이터 또는 프로파일로서 추정된다. 변위 프로파일은, 진폭 및 위상 변조된 푸싱 파형의 송신과 인터리빙된 또는 상기 송신 동안 획득된 데이터와 기준 데이터 사이의 유사성의 레벨을 상관시킴으로써 또는 그렇지 않으면 결정함으로써 획득될 수 있다.
프로세서(18)는 시간에 걸친 조직의 변위를 주파수 영역으로 변환하도록 구성된다. 고속 푸리에 변환과 같은 푸리에 변환이 변위 데이터에 적용된다.
프로세서(18)는 시간에 걸친 조직의 변위의 함수로써 전단 정보를 계산하도록 구성된다. 예컨대, 전단 속도는 시간에 걸친 변위로부터 계산된다. 시간으로 나누어진 변위의 양은 속도를 제공한다. 일 실시예에서, 프로세서(18)는 주파수에서 또는 주파수의 함수로써 점도를 계산한다. 점도는 주파수 영역에서의 변위로부터 계산된다. 변환된 변위는 주파수의 함수로써 점도를 결정하기 위해 이용된다. 주파수들은 진폭 및 위상 변조된 파형과 연관된 범위 내에 있다. 하나의 주파수에서의 점도, 평균 점도, 또는 상이한 주파수들에서의 점도들은 전단의 표시를 이용하여 주파수 영역에서 계산되지만, 대안적으로 시간 영역에서 계산될 수 있다. 프로세서(18)는 전단 탄성계수와 같은 다른 특징들을 계산할 수 있다.
프로세서(18)는 점탄성 특징으로부터 맵핑된 이미지 또는 디스플레이 값들을 발생시켜 디스플레이(20)에 출력한다. 예컨대, 전단 점도, 전단 탄성계수, 또는 다른 값이 결정된다. 특징의 문자적 또는 숫자적 지시가 사용자에게 디스플레이된다. 시간 또는 주파수에 걸친 점도 또는 다른 특징의 그래프가 디스플레이될 수 있다. 일 실시예에서, 프로세서(18)는 직선을 주파수의 함수로써의 특징에 피트(fit)하고, 기울기는 값으로서 또는 그래픽으로 디스플레이된다.
부가적인 또는 대안적인 실시예들에서, 전단 정보는 위치의 함수로써 디스플레이된다. 전단 값들의 크기는, 조직 영역을 나타내는 상이한 픽셀들에 대해 색상, 색조, 밝기, 및/또는 다른 디스플레이 특성을 변조한다. 프로세서(18)는 픽셀 값(예컨대, RGB) 또는 픽셀 값으로 변환되는 스칼라 값을 결정한다. 이미지는 스칼라 또는 픽셀 값들로서 발생된다. 이미지는 비디오 프로세서, 룩업 테이블, 컬러 맵에 출력될 수 있거나, 또는 디스플레이(20)에 직접적으로 출력될 수 있다.
프로세서(18)는 메모리(22) 또는 다른 메모리에 저장된 명령들에 따라 동작한다. 명령들은 로딩되고 및/또는 실행됨으로써 동작을 위한 프로세서(18)를 구성한다. 프로세서(18)는 생체 내의 조직의 점탄성 특징을 측정하기 위해 프로그래밍된다. 메모리(22)는 비-일시적 컴퓨터 판독가능 저장 매체이다. 본 명세서에서 논의된 프로세스들, 방법들 및/또는 기술들을 구현하기 위한 명령들은, 캐시, 버퍼, RAM, 탈착가능 매체, 하드 드라이브 또는 다른 컴퓨터 판독가능 저장 매체와 같은, 컴퓨터-판독가능 저장 매체 또는 메모리들에 제공된다. 컴퓨터 판독가능 저장 매체는 다양한 유형들의 휘발성 및 비휘발성 저장 매체를 포함한다. 도면들에서 예시되거나 본 명세서에서 설명된 기능들, 동작들, 또는 작업들은, 컴퓨터 판독가능 저장 매체 내에 또는 컴퓨터 판독가능 저장 매체 상에 저장된 명령들의 하나 이상의 세트들에 응답하여 실행된다. 기능들, 동작들 또는 작업들은 특정 유형의 명령들 세트, 저장 매체, 프로세서 또는 프로세싱 전략에 독립적이고, 소프트웨어, 하드웨어, 집적 회로들, 펌웨어, 마이크로 코드 등에 의해 실행될 수 있고, 단독으로 또는 조합하여 동작한다. 마찬가지로, 프로세싱 전략들은 멀티프로세싱, 멀티태스킹, 병렬 프로세싱 등을 포함할 수 있다. 일 실시예에서, 명령들은 로컬 또는 원격 시스템들에 의한 판독을 위해 탈착가능 매체 디바이스 상에 저장된다. 다른 실시예들에서, 명령들은 컴퓨터 네트워크를 통한 또는 텔레폰 라인들을 통한 전달을 위해 원격 위치에 저장된다. 또다른 실시예들에서, 명령들은 주어진 컴퓨터, CPU, GPU 또는 시스템 내에 저장된다.
디스플레이(20)는 2-차원 이미지들 또는 3-차원 표현들을 디스플레이하기 위한 CRT, LCD, 프로젝터, 플라즈마, 또는 다른 디스플레이이다. 디스플레이(20)는 전단 정보를 나타내는 하나 또는 그 초과의 이미지들을 디스플레이한다. 이미지는 그래프, 숫자, 문자, 및/또는 영역의 2-차원 표현이다. 예컨대, 주파수의 함수로써 점도 값 또는 점도의 그래프가 이미지로서 디스플레이된다.
본 발명이 다양한 실시예들을 참조하여 상술되었지만, 많은 변화들 및 변경들이 본 발명의 범위로부터 벗어남이 없이 이루어질 수 있다는 것을 이해해야 한다. 그러므로, 상술된 상세한 설명은 제한보다는 예시적인 것으로 간주되도록 의도되었으며, 모든 동등물들을 포함하는 다음의 청구항들이 본 발명의 사상 및 범위를 규정하도록 의도되었음이 이해될 것이다.

Claims (20)

  1. 생체 내 조직(tissue)의 점탄성(viscoelastic) 특징을 측정하기 위한, 프로그래밍된 프로세서에 의해 실행가능한 명령들을 나타내는 데이터가 저장된 컴퓨터 판독가능 저장 매체로서,
    상이한 시간들에서 상이한 주파수들에서의 사이클들을 포함하는 진폭 변조되고 위상 변조된 파형을 송신하는 단계 ― 상기 상이한 주파수들은 주파수들의 미리 결정된 범위 내에 있고, 상기 진폭 변조되고 위상 변조된 파형은 환자의 상기 조직으로 송신되며, 상기 진폭 변조되고 위상 변조된 파형은 위상 변화 항(term)을 갖는 사인곡선 진폭 변조에 의해 곱해진 사인곡선 캐리어를 포함함 ―;
    상기 진폭 변조되고 위상 변조된 파형에 응답하여 상기 조직의 시간의 함수로써 변위를 계산하는 단계 ― 상기 변위는 상기 조직의 스캔들로부터 계산됨 ―;
    시간에 따른 상기 변위에 푸리에 변환을 적용하는 단계; 및
    상기 시간에 따른 변위의 상기 푸리에 변환 및 전단파(shear wave) 방정식의 푸리에 변환으로부터 상기 점탄성 특징을 결정하는 단계
    를 위한 명령들을 포함하는,
    컴퓨터 판독가능 저장 매체.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 진폭 변조되고 위상 변조된 파형은 상기 범위 내의 처프 주파수 스위프(chirp frequency sweep)를 포함하는,
    컴퓨터 판독가능 저장 매체.
  3. 삭제
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 변위를 계산하는 단계는,
    상기 스캔들로부터의 데이터 사이의 상관의 함수로써 상기 스캔들 사이의 상기 조직의 변위의 송신 및 계산과 인터리빙된 초음파를 이용하여 상기 조직을 스캐닝하는 단계를 포함하는,
    컴퓨터 판독가능 저장 매체.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 변위를 계산하는 단계는,
    상기 조직이 상기 송신하는 단계에 응답하는 동안 상이한 시간들에서 상기 조직을 나타내는 k-공간 자기 공명 데이터를 획득하는 단계,
    상기 송신하는 단계에 응답하지 않는 상기 조직을 나타내는 기준 k-공간 자기 공명 데이터를 감산하는 단계, 및
    상기 감산하는 단계의 결과들로부터 변위를 계산하는 단계
    를 포함하는,
    컴퓨터 판독가능 저장 매체.
  6. 제 1 항에 있어서,
    상기 푸리에 변환을 적용하는 단계는, 상기 시간에 따른 변위를 주파수 영역으로 변환하는 단계를 포함하고,
    상기 상이한 시간들에서의 상기 변위는 상기 상이한 주파수들에 응답하는,
    컴퓨터 판독가능 저장 매체.
  7. 제 1 항에 있어서,
    상기 점탄성 특징을 결정하는 단계는 점도(viscosity)를 결정하는 단계를 포함하는,
    컴퓨터 판독가능 저장 매체.
  8. 제 1 항에 있어서,
    상기 점탄성 특징을 결정하는 단계는,
    단지 상기 진폭 변조되고 위상 변조된 파형, 및 상기 파형의 적용 동안의 상기 조직의 스캔들에만 응답하여 상기 주파수들의 미리 결정된 범위에 걸쳐 상기 점탄성 특징을 결정하는 단계를 포함하는,
    컴퓨터 판독가능 저장 매체.
  9. 제 1 항에 있어서,
    상기 점탄성 특징을 결정하는 단계는,
    상기 전단파 방정식의 상기 푸리에 변환의 허수부의 함수로써 점도와 실수부의 함수로써 전단 탄성계수(shear modulus) 모두를 결정하는 단계를 포함하는,
    컴퓨터 판독가능 저장 매체.
  10. 제 1 항에 있어서,
    상기 범위 내의 주파수의 함수로써 상기 점탄성 특징의 기울기를 찾는 단계를 더 포함하는,
    컴퓨터 판독가능 저장 매체.
  11. 제 1 항에 있어서,
    상기 시간에 따른 변위의 상기 푸리에 변환의 적용의 출력을 대역 통과 필터링하는 단계를 더 포함하고,
    대역 통과는 폭에 있어서 상기 미리 결정된 범위의 2 배인,
    컴퓨터 판독가능 저장 매체.
  12. 초음파를 이용한 점탄성 측정을 위한 방법으로서,
    진폭 및 위상 변조된 초음파 파형을 환자 생체 내로 송신하는 단계; 및
    상기 진폭 및 위상 변조된 초음파 파형에 의해 야기된 전단으로부터 점탄성 특징을 측정하는 단계 ― 상기 점탄성 특징은 상기 진폭 및 위상 변조된 초음파 파형과 연관된 주파수들의 범위에 걸쳐 측정되고, 상기 송신하는 단계 동안 상기 환자에 대해 외부적으로 적용된 압축의 양에 독립적임 ―
    를 포함하고,
    상기 측정하는 단계는,
    상기 송신하는 단계와 인터리빙된 초음파를 이용하여 상기 환자를 스캐닝하는 단계; 및
    상기 스캐닝하는 단계의 스캔들 사이에 상기 환자의 조직의, 상기 송신하는 단계에 의해 야기된 변위를 계산하는 단계 ― 상기 계산하는 단계는 상기 스캔들로부터의 데이터 사이의 상관의 함수로써임 ―
    를 포함하는,
    초음파를 이용한 점탄성 측정을 위한 방법.
  13. 제 12 항에 있어서,
    상기 송신하는 단계는,
    주파수들의 범위가 15 ㎐ 내지 75 ㎐ 이내이도록, 초음파 주파수에서의 사인곡선 캐리어를 상기 진폭 및 위상 변조를 갖는 엔벨로프와 곱하는 단계를 포함하는,
    초음파를 이용한 점탄성 측정을 위한 방법.
  14. 삭제
  15. 제 12 항에 있어서,
    상기 측정하는 단계는,
    환자의 조직이 상기 송신하는 단계에 응답하는 동안 상이한 시간들에서 상기 환자의 조직을 나타내는 k-공간 자기 공명 데이터를 획득하는 단계,
    상기 송신하는 단계에 응답하지 않는 상기 조직을 나타내는 기준 k-공간 자기 공명 데이터를 감산하는 단계, 및
    상기 감산하는 단계의 결과들로부터 변위를 계산하는 단계
    를 포함하는,
    초음파를 이용한 점탄성 측정을 위한 방법.
  16. 제 12 항에 있어서,
    상기 측정하는 단계는,
    시간의 함수로써 변위를 나타내는 데이터에 푸리에 변환을 적용하는 단계, 및
    상기 푸리에 변환의 상기 적용하는 단계의 결과들의 함수로써 점도를 계산하는 단계
    를 포함하는,
    초음파를 이용한 점탄성 측정을 위한 방법.
  17. 제 16 항에 있어서,
    상기 계산하는 단계는 전단파 방정식의 푸리에 변환의 허수부의 함수로써 계산하는 단계를 포함하는,
    초음파를 이용한 점탄성 측정을 위한 방법.
  18. 제 12 항에 있어서,
    상기 범위 내의 주파수의 함수로써 상기 점탄성 특징의 기울기를 찾는 단계를 더 포함하는,
    초음파를 이용한 점탄성 측정을 위한 방법.
  19. 초음파를 이용한 전단파 계산을 위한 시스템으로서,
    상이한 시간들에서 상이한 주파수들에서의 사이클들을 포함하는 진폭 및 위상 변조된 파형을 발생시키도록 동작가능한 송신 빔형성기 ― 상기 상이한 주파수들은 주파수들의 미리 결정된 범위 내에 있고, 상기 진폭 변조되고 위상 변조된 파형은 위상 변화 항(term)을 갖는 사인곡선 진폭 변조에 의해 곱해진 사인곡선 캐리어를 포함함 ―;
    초음파 트랜스듀서가 상기 진폭 및 위상 변조된 파형에 응답하여 환자 내에 조직으로 음향 에너지를 송신하도록, 상기 송신 빔형성기와 접속되는 초음파 트랜스듀서;
    수신된 음향 신호들의 함수로써 공간 위치들을 나타내는 데이터를 출력하도록 동작가능한 수신 빔형성기;
    상기 출력된 데이터의 함수로써 시간에 따른 상기 환자 내에서의 조직의 변위를 추정하고, 상기 시간에 따른 환자 내에서의 상기 변위의 함수로써 전단 정보를 계산하도록 구성된 프로세서 ― 상기 변위는 상기 조직의 스캔들로부터 계산됨 ―; 및
    상기 전단 정보의 함수인 이미지를 디스플레이하도록 동작가능한 디스플레이
    를 포함하고,
    상기 프로세서는, 상기 시간에 따른 변위에 푸리에 변환을 적용하고, 그리고 상기 시간에 따른 변위의 상기 푸리에 변환 및 전단파 방정식의 푸리에 변환으로부터 상기 전단 정보를 계산하도록 추가로 구성되는,
    초음파를 이용한 전단파 계산을 위한 시스템.
  20. 제 19 항에 있어서,
    상기 프로세서는, 상기 시간에 따른 환자 내에서의 상기 변위를 주파수 영역으로 변환하고, 상기 주파수 영역의 변위로부터의 주파수의 함수로써 점도 및 전단 탄성계수를 계산하도록 구성되고,
    상기 주파수들은 상기 진폭 및 위상 변조된 파형과 연관된 범위 내에 있는,
    초음파를 이용한 전단파 계산을 위한 시스템.
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Families Citing this family (53)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20110137166A1 (en) * 2008-08-15 2011-06-09 Koninklijke Philips Electronics N.V. Transducer arrangement and method for acquiring sono-elastographical data and ultrasonic data of a material
US8715185B2 (en) * 2010-04-05 2014-05-06 Hitachi Aloka Medical, Ltd. Methods and apparatus for ultrasound imaging
CA2826770C (en) 2011-02-15 2020-06-23 Hemosonics, Llc Characterization of blood hemostasis and oxygen transport parameters
US20120253194A1 (en) * 2011-03-30 2012-10-04 Tadashi Tamura Methods and apparatus for ultrasound imaging
US10667791B2 (en) * 2011-08-19 2020-06-02 The University Of British Columbia Elastography using ultrasound imaging of a thin volume
US9239373B2 (en) * 2011-11-16 2016-01-19 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Adaptive image optimization in induced wave ultrasound imaging
US9125615B2 (en) * 2012-09-14 2015-09-08 Mayo Foundation For Medical Education And Research System and method for non-invasive measurement of carpal tunnel pressure
EP2903530B1 (en) 2012-10-01 2019-08-07 Mayo Foundation For Medical Education And Research Shear wave attenuation from k-space analysis system
CN103800038B (zh) * 2012-11-12 2016-09-21 通用电气公司 改善的系统和装置以用于确定目标组织的机械特性
CN104302233B (zh) * 2013-03-05 2016-10-12 株式会社日立制作所 超声波诊断装置以及收发方法
US9332962B2 (en) 2013-03-13 2016-05-10 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Ultrasound ARFI displacement imaging using an adaptive time instance
CN105073021B (zh) * 2013-03-28 2017-08-08 佳能株式会社 超声波诊断装置和超声波诊断方法
US9965852B2 (en) 2013-04-18 2018-05-08 The United States Of America, As Represented By The Secretary Of The Navy System and method for evaluating anisotropic viscoelastic properties of fibrous structures
CN105188557B (zh) * 2013-04-22 2019-08-02 索尼公司 超声波处理装置和方法以及程序
EP3007626B1 (en) * 2013-06-10 2018-10-24 Mayo Foundation for Medical Education and Research System and method for acoustic radiation force creep-recovery and shear wave propagation for elasticity imaging
US10512450B2 (en) * 2013-09-24 2019-12-24 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Shear wave estimation from analytic data
US10143442B2 (en) 2013-10-24 2018-12-04 Ge Medical Systems Global Technology, Llc Ultrasonic diagnosis apparatus
JP6263372B2 (ja) * 2013-11-28 2018-01-17 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 超音波診断装置
US9332963B2 (en) 2014-01-21 2016-05-10 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Swept focus for acoustic radiation force impulse
JP6293578B2 (ja) * 2014-05-28 2018-03-14 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 超音波診断装置及びプログラム
WO2016069750A1 (en) * 2014-10-29 2016-05-06 Mayo Foundation For Medical Education And Research Method for ultrasound elastography through continuous vibration of an ultrasound transducer
DE102015101891A1 (de) * 2015-02-10 2016-08-11 Endress + Hauser Gmbh + Co. Kg Vorrichtung zur Bestimmung und/oder Überwachung zumindest einer Prozessgröße eines Mediums
US9726647B2 (en) 2015-03-17 2017-08-08 Hemosonics, Llc Determining mechanical properties via ultrasound-induced resonance
US10376242B2 (en) * 2015-04-16 2019-08-13 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Quantitative viscoelastic ultrasound imaging
US9814446B2 (en) * 2015-04-22 2017-11-14 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Method and system for automatic estimation of shear modulus and viscosity from shear wave imaging
JP6608232B2 (ja) * 2015-09-30 2019-11-20 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 医用画像診断装置、医用画像処理装置および医用情報の表示制御方法
CN108135568B (zh) * 2015-10-08 2021-11-26 梅约医学教育与研究基金会 用于利用持续换能器振动进行超声弹性成像的系统和方法
CN106802969B (zh) * 2015-11-26 2020-08-07 英业达科技有限公司 阻尼材料动态特性的验证系统及其验证方法
CN105455851B (zh) 2015-12-24 2018-03-13 无锡海斯凯尔医学技术有限公司 粘弹性介质的粘弹性参数检测方法和设备
US11717256B2 (en) * 2016-01-08 2023-08-08 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Motion independence in acoustic radiation force impulse imaging
US10376233B2 (en) * 2016-04-08 2019-08-13 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Diffraction source compensation in medical diagnostic ultrasound viscoelastic imaging
US10675007B2 (en) * 2016-04-19 2020-06-09 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Frequency compounding in elasticity imaging
CN106175831B (zh) * 2016-09-28 2018-10-26 重庆理工大学 一种基于剪切波幅度和相位检测的组织粘弹性测量方法
CN108872903A (zh) * 2017-05-10 2018-11-23 冯原 头部磁共振弹性成像检测方法及成像驱动装置
US20180310918A1 (en) * 2017-04-27 2018-11-01 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Variable focus for shear wave imaging
EP3635383B1 (en) * 2017-06-09 2022-11-23 Technische Universiteit Eindhoven Shear wave viscoelasticity imaging using local system identification
CN107505232B (zh) 2017-07-21 2019-09-03 无锡海斯凯尔医学技术有限公司 运动信息获取方法及装置
CN107478723A (zh) * 2017-07-21 2017-12-15 无锡海斯凯尔医学技术有限公司 介质粘弹性的测量方法和装置
US11644440B2 (en) 2017-08-10 2023-05-09 Mayo Foundation For Medical Education And Research Shear wave elastography with ultrasound probe oscillation
WO2019072552A1 (en) * 2017-10-12 2019-04-18 Koninklijke Philips N.V. ULTRASONIC SHEAR WAVE IMAGING WITH ADAPTIVE SHEAR WAVE GENERATION BASED ON THE PATIENT
US11154277B2 (en) * 2017-10-31 2021-10-26 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Tissue viscoelastic estimation from shear velocity in ultrasound medical imaging
CN107753058B (zh) * 2017-11-22 2021-03-02 深圳中科乐普医疗技术有限公司 一种剪切波动态滤波方法
WO2019131811A1 (ja) * 2017-12-27 2019-07-04 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 解析装置
CN116869567A (zh) * 2018-05-15 2023-10-13 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种剪切波弹性测量方法及剪切波弹性成像系统
US11467075B1 (en) * 2018-09-21 2022-10-11 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Navy Method of estimating material properties of an elastic plate
CN113229846B (zh) * 2018-12-24 2023-10-13 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 超声成像方法与设备
CN110547825B (zh) * 2019-09-03 2022-04-26 上海交通大学 一种基于多频剪切波幅值分析的超声弹性成像技术
CN112438751A (zh) * 2019-09-04 2021-03-05 通用电气精准医疗有限责任公司 用于剪切波弹性成像的方法和系统以及存储有对应程序的介质
CN110742644B (zh) * 2019-09-29 2022-07-08 深圳大学 弹性成像系统、弹性成像方法及存储介质
CN112507922B (zh) * 2020-12-16 2023-11-07 平安银行股份有限公司 人脸活体检测方法、装置、电子设备及存储介质
CN116528769A (zh) * 2021-01-04 2023-08-01 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 粘弹性测量方法和超声成像系统
CN113281368B (zh) * 2021-05-19 2024-04-02 成都鸣石峻致科技有限公司 一种磁共振弹性测量方法、装置、计算机设备、系统及存储介质
CN114224382B (zh) * 2021-12-17 2023-09-15 重庆医科大学 粘弹性测量方法及其系统

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0471533A (ja) * 1990-07-10 1992-03-06 Shiseido Co Ltd 生体表面部の力学特性の測定方法と装置並びにそのためのセンサ内蔵形加振器の構造
JPH1176176A (ja) * 1997-09-11 1999-03-23 Nec Corp 生体組織粘弾性特性計測器とその方法および生体組織粘弾性特性算出プログラムを記録した媒体
JP2005144155A (ja) * 2003-10-20 2005-06-09 National Institute Of Advanced Industrial & Technology 超音波を利用した軟組織の粘弾性推定装置およびプログラム
JP2010042244A (ja) * 2008-07-14 2010-02-25 Toshiba Corp 超音波診断装置及び超音波診断装置制御プログラム

Family Cites Families (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5810731A (en) 1995-11-13 1998-09-22 Artann Laboratories Method and apparatus for elasticity imaging using remotely induced shear wave
US5606971A (en) 1995-11-13 1997-03-04 Artann Corporation, A Nj Corp. Method and device for shear wave elasticity imaging
US6246895B1 (en) 1998-12-18 2001-06-12 Sunnybrook Health Science Centre Imaging of ultrasonic fields with MRI
WO2000070362A1 (en) 1999-05-14 2000-11-23 Koninklijke Philips Electronics N.V. Mr elastography method
US6875176B2 (en) * 2000-11-28 2005-04-05 Aller Physionix Limited Systems and methods for making noninvasive physiological assessments
US6735461B2 (en) 2001-06-19 2004-05-11 Insightec-Txsonics Ltd Focused ultrasound system with MRI synchronization
US6879155B2 (en) 2002-04-10 2005-04-12 Mayo Foundation For Medical Education And Research Magnetic resonance acoustography
US6984209B2 (en) 2003-07-02 2006-01-10 The Brigham And Women's Hospital, Inc. Harmonic motion imaging
US7753847B2 (en) 2003-10-03 2010-07-13 Mayo Foundation For Medical Education And Research Ultrasound vibrometry
WO2006044997A2 (en) * 2004-10-15 2006-04-27 The Trustees Of Columbia University In The City Of New York System and method for localized measurement and imaging of viscosity of tissues
GB0427686D0 (en) 2004-12-17 2005-02-02 Univ Basel Method for detection and imaging of synchronous spin and charged particle motion
US7307423B2 (en) 2005-05-05 2007-12-11 Wisconsin A.Umni Research Foundation Magnetic resonance elastography using multiple drivers
US7414705B2 (en) * 2005-11-29 2008-08-19 Navisense Method and system for range measurement
CA2685886C (en) * 2007-05-16 2016-02-23 Super Sonic Imagine Method and device for measuring a mean value of visco-elasticity of a region of interest
US8137275B2 (en) * 2007-06-28 2012-03-20 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Tissue complex modulus and/or viscosity ultrasound imaging
US20110130660A1 (en) * 2008-07-30 2011-06-02 Guy Cloutier System and method for detection, characterization and imaging of heterogeneity using shear wave induced resonance
US9364194B2 (en) * 2008-09-18 2016-06-14 General Electric Company Systems and methods for detecting regions of altered stiffness
US8394026B2 (en) * 2008-11-03 2013-03-12 University Of British Columbia Method and apparatus for determining viscoelastic parameters in tissue
US8398550B2 (en) 2008-12-01 2013-03-19 The Board Of Trustees Of The University Of Illinois Techniques to evaluate mechanical properties of a biologic material
WO2010104863A1 (en) 2009-03-09 2010-09-16 Mayo Foundation For Medical Education And Research Method for ultrasound vibrometry using orthogonal basis functions
US8343050B2 (en) * 2009-05-04 2013-01-01 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Feedback in medical ultrasound imaging for high intensity focused ultrasound
US10172527B2 (en) * 2009-07-31 2019-01-08 Supersonic Imagine Method and apparatus for measuring a physical parameter in mammal soft tissues by propagating shear waves
CN101699280B (zh) * 2009-10-15 2011-08-17 北京索瑞特医学技术有限公司 超声无损检测粘弹性介质弹性的方法及其装置
US9986973B2 (en) * 2010-04-23 2018-06-05 Mayo Foundation For Medical Education And Research Method for shear wave ultrasound vibrometry with interleaved push and detection pulses

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0471533A (ja) * 1990-07-10 1992-03-06 Shiseido Co Ltd 生体表面部の力学特性の測定方法と装置並びにそのためのセンサ内蔵形加振器の構造
JPH1176176A (ja) * 1997-09-11 1999-03-23 Nec Corp 生体組織粘弾性特性計測器とその方法および生体組織粘弾性特性算出プログラムを記録した媒体
JP2005144155A (ja) * 2003-10-20 2005-06-09 National Institute Of Advanced Industrial & Technology 超音波を利用した軟組織の粘弾性推定装置およびプログラム
JP2010042244A (ja) * 2008-07-14 2010-02-25 Toshiba Corp 超音波診断装置及び超音波診断装置制御プログラム

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