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埃瓦尔VS维戈塞尔塔: 通過傳播剪切波來測量哺乳動物軟組織物理參數的方法和裝置.pdf

摘要
申請專利號:

维戈塞尔塔vs皇家社会 www.vmyqew.com.cn CN201080045140.0

申請日:

20100505

公開號:

CN102724917B

公開日:

20160601

當前法律狀態:

有效性:

有效

法律詳情:
IPC分類號: A61B8/00,A61B5/021,G01N29/00,A61B5/00,A61B8/08,A61B18/02,A61B18/18 主分類號: A61B8/00,A61B5/021,G01N29/00,A61B5/00,A61B8/08,A61B18/02,A61B18/18
申請人: 超聲成像,國家科學研究中心,法國國家健康和醫學研究院,巴黎狄德羅大學(巴黎七大)
發明人: 馬修·佩諾特,邁克爾·坦特,馬修·庫阿德,金-盧克·根尼松,馬賽阿斯·芬克
地址: 法國愛昂普羅旺斯
優先權: 12/533,546
專利代理機構: 上海天協和誠知識產權代理事務所 代理人: 童錫君
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法律狀態
申請(專利)號:

CN201080045140.0

授權公告號:

法律狀態公告日:

法律狀態類型:

摘要

用于測量哺乳動物軟組織的物理參數的方法,其中,機械剪切波通過軟組織傳播并且傳播的觀測可以確定剪切波傳播參數的數值?;謖廡┎問撲愕奈錮聿問竊諶磣櫓奈露認魯惺苧溝娜磣櫓?血管)彈性的非線性參數。

權利要求書

1.一種用于測量哺乳動物軟組織彈性的非線性參數的方法,所述方法包括:-剪切波傳播參數的多次測量,所述多次測量在對應于由哺乳動物心動周期引入軟組織中的不同壓力數值的不同瞬間時進行,使用超聲波換能器陣列在至少一個剪切波在所述軟組織中傳播的過程中測量所述軟組織的所述剪切波傳播參數;以及,-物理參數確定步驟,確定所述軟組織彈性的非線性參數,其基于:-所述剪切波傳輸參數的多個測量值,在對應由哺乳動物心動周期引入軟組織中的不同壓力數值的不同時間瞬間來測量,所述軟組織承受血壓,以及,-在所述軟組織中的所對應的壓力數值。2.根據權利要求1所述的方法,其特征在于,所述剪切波傳播參數在各個剪切波傳播參數的測量中確定,且所述剪切波傳播參數選自剪切波速度、剪切波模數μ、楊氏模數E、剪切彈性μ和剪切波粘性μ。3.根據權利要求1所述的方法,其特征在于,所述剪切波傳播參數測量包括下述步驟:a)激勵步驟,其中在軟組織中產生彈性剪切波;b)觀測步驟,其中觀測在軟組織的觀測區域中的剪切波的傳播,所述觀測步驟包括下述子步驟:b1)使換能器陣列向所述軟組織發射連續的超聲壓縮波,所述超聲壓縮波的時間適合于使得至少一些所述超聲壓縮波滲入所述觀測區域,同時剪切波在所述觀測區域中傳播;以及b2)使所述換能器陣列實時檢測從所述觀測區域所接收到的超聲波信號,所述超聲波信號包括由所述超聲壓縮波與軟組織中的散射粒子相互作用產生的回波;以及,c)至少一個包括至少一個子步驟c2)的處理步驟,其中:c2)確定在觀測區域中的至少一個位移參數,所述位移參數具有所述散射粒子位移的特征,并且所述剪切波傳播參數的數值根據所述位移參數來確定。4.根據權利要求3所述的方法,其特征在于,所述處理步驟c)還進一步包括在確定所述位移參數的子步驟c2)之前的另一子步驟c1),其中:c1)處理在子步驟b2)中從所述觀測區域中連續接收到的超聲波信號,以便確定所述剪切波的連續傳播圖像。5.根據權利要求3所述的方法,其特征在于,在子步驟c2)中,通過屬于所述換能器陣列的一個對應換能器,來確定在觀測區域的至少一個預定測量區域中的所述位移參數。6.根據權利要求3所述的方法,其特征在于,在所述子步驟b1)中,所述超聲波壓縮波以至少每秒300次的速率來發射。7.根據權利要求1所述的方法,其特征在于,所述物理參數為所述軟組織彈性的非線性參數,所述方法包括:-至少兩個剪切波傳播參數測量,在分別對應于心動周期引入軟組織的兩個不同壓力數值的不同時間瞬間進行測量;以及,-所述物理參數確定步驟,其中確定所述軟組織彈性非線性參數,至少基于:-在所述剪切波傳播參數測量過程中所確定的剪切波傳播參數的各個數值;以及,-在所述軟組織中的壓力數值,分別在各個剪切波傳播參數測量的剪切波傳播過程中。8.根據權利要求7所述的方法,其特征在于,所述軟組織包括血管,所述剪切波的傳播參數在所述血管中測量以及所述壓力是在所述血管中的血壓。9.根據權利要求7所述的方法,其特征在于,在非線性確定步驟d)中所確定的彈性非線性參數是三階剪切彈性模數A。10.根據權利要求9所述的方法,其特征在于,在各個剪切波傳播參數測量中所確定的所述剪切波傳播參數是剪切模數μ,并且三階剪切彈性模數A通過求解分別對應于多次剪切波傳播參數的測量的一系列等式來確定:其中:t為對應于執行剪切波傳播參數測量的時間瞬時;μ(t)為時間瞬時t的剪切模數的數值;μ為不具有應力時的剪切模數的數值;σ(t)為時間瞬時t并行于剪切波極化方向的軟組織的機械應力,它根據在剪切波傳播參數測量位置上和時間瞬間t在軟組織中的壓力來確定。11.根據權利要求7所述的方法,其特征在于,所述壓力由壓力傳感器自動測量,同時進行剪切波傳播參數的測量。12.根據權利要求7所述的方法,其特征在于,所述剪切波在所述軟組織的觀測區域內傳播,在所述物理參數確定步驟中,確定在觀測區域中的多個點上的彈性的非線性參數以及確定在觀測區域中的彈性非線性參數圖。13.一種用于測量哺乳動物軟組織彈性的非線性參數的裝置,包括由至少一個電子控制系統獨立控制的超聲波換能器陣列,適用于:-執行剪切波傳播參數的多次測量,所述多次測量在對應于由哺乳動物心動周期引入軟組織中的不同壓力數值的不同瞬間時進行,所述剪切波傳播參數通過在所述軟組織中至少一個剪切波傳播過程中使用所述超聲波換能器陣列來測量;以及,-確定所述軟組織彈性的非線性參數,其基于:-所述剪切波傳播參數的多個測量值,在對應于哺乳動物的心動周期引入軟組織中的不同壓力數值的不同時間瞬間來測量,所述軟組織承受血壓,以及,-所述軟組織中的所對應的壓力數值。14.根據權利要求13所述的裝置,其特征在于,所述電子控制系統適用于:a)在軟組織中產生彈性剪切波;b)通過下列步驟觀測在軟組織觀測區域中的剪切波的傳播:b1)使得換能器陣列向介質中發射連續的超聲壓縮波,所述超聲壓縮波的時間適用于使得至少一些超聲波滲入觀測區域,同時剪切波在所述觀測區域中傳播;以及,b2)由所述換能器陣列實時從待檢測的所述觀測區域中接收超聲信號,所述超聲信號包括由非聚焦超聲壓縮波與介質中的散射粒子相互作用所產生的回波;c)處理從觀測區域中連續接收到的超聲信號,以便確定在觀測區域中的至少一個位移參數,并且確定所述剪切波傳播參數的數值,所述位移參數具有所述散射粒子位移的特征。15.根據權利要求14所述的裝置,其特征在于,所述控制系統適用于確定剪切波的連續傳播圖像,并且確定所述位移參數。16.根據權利要求14所述的裝置,其特征在于,所述控制系統適用于確定在所述觀測區域中的至少一個預定測量區域中的所述位移參數,其基于從屬于換能器陣列的一個對應換能器所提供的數據。17.根據權利要求14所述的裝置,其特征在于,所述控制系統適用于以至少每秒300次的速率來發射所述超聲壓縮波。18.根據權利要求13所述的裝置,其特征在于,在各個剪切波傳播參數測量中所確定的所述剪切波傳播參數選自剪切波速度、剪切波模數μ、楊氏模數E、剪切彈性μ、剪切粘性μ。19.根據權利要求16所述的裝置,其特征在于,所述控制系統適用于:-以不同時間瞬間來執行至少兩個剪切波傳播參數的測量;以及,-確定軟組織彈性的非線性參數,至少基于:-在所述剪切波傳播參數測量過程中所確定的各個剪切波傳播參數的數值;以及,-分別在剪切波傳播測量過程中所述軟組織的壓力數值。20.根據權利要求19所述的裝置,其特征在于,由所述控制系統所確定的所述剪切波傳播參數選自剪切波速度、剪切波模數μ、楊氏模數E、剪切彈性μ。21.根據權利要求20所述的裝置,其特征在于,所述控制系統所確定的彈性非線性參數是三階剪切彈性模數A。22.根據權利要求19所述的裝置,其特征在于,所述控制系統所確定的剪切波傳播參數為剪切波模數μ,并且控制系統適用于通過求解分別對應于多次剪切波傳播參數的測量的一系列等式來確定三階剪切彈性模數A:其中:t為執行對應剪切波傳播參數測量時的時間瞬間;μ(t)為時間瞬間t的剪切波模數的數值;μ為不具有應力的所述剪切波數值;σ(t)為在時間瞬間t在平行于剪切波極化方向上的軟組織的機械應力,其基于在剪切波測量位置上和在時間瞬間t的軟組織中的壓力。23.根據權利要求19所述的裝置,其特征在于,所述控制系統適用于通過壓力傳感器自動測量在軟組織中的壓力,同時測量剪切波的傳播參數。24.根據權利要求19所述的裝置,其特征在于,所述剪切波在所述軟組織的觀測區域內傳播,所述軟組織包括血管,所述剪切波傳播參數在所述血管中測量,并且所述壓力是所述血管中的血壓,并且其中控制系統適用于通過考慮下述方法將血壓測量分階段測量剪切波傳播參數:-在血壓測量位置和觀測區域之間的距離并對該距離分階段,以及,-壓力波的快速傳播。25.根據權利要求19所述的裝置,其特征在于,所述軟組織包括血管,并且所述剪切波傳播參數在所述血管中測量,并且所述壓力是在所述血管中的血壓,并且其中控制系統具有心動周期至少兩個不同特征階段的血壓測量,并且適用于在對應于心動周期的所述兩個特征階段的至少兩個時間瞬間來執行剪切波傳播參數的測量。26.根據權利要求25所述的裝置,其特征在于,所述心動周期的兩個特征階段是最大血壓的瞬間和最小血壓的瞬間。27.根據權利要求25所述的裝置,其特征在于,所述控制系統適用于在心動周期的所述特征階段上測量血壓。28.根據權利要求19所述的裝置,其特征在于,所述剪切波在所述軟組織的觀測區域內傳播,所述控制系統適用于確定在觀測區域的多個點上的彈性非線性參數,并且確定在觀測區域中的彈性非線性參數圖。

說明書

本發明涉及通過在哺乳動物軟組織中傳播剪切波來測量這些軟組織的物理參數的方法和裝置。

文獻US-7252004闡述了如何通過使用超聲換能器陣列來產生剪切波以及對剪切波傳播進行成像。通過在哺乳動物的軟組織傳播剪切波測量剪切波傳播的參數(例如剪切參數μ)。

本發明一個目的在于提供一種新的方法,用于通過在哺乳動物軟組織中傳播剪切波來測量在這些介質中的附加物理參數,這種方法具有使用快速和方便的優點。

為此目的,根據本發明,提供一種測量哺乳動物軟組織物理參數的方法,所述方法包括:

-至少一個剪切波傳播參數的測量,其中通過使用超聲波換能器陣來測量至少在剪切波在軟組織中傳播過程中所述軟組織的剪切波傳播參數(即:剪切模數或下文中的其它參數);以及,

-物理參數確定步驟,其中至少基于所述剪切波傳輸參數,來確定所述軟組織的物理參數,所述物理參數可以為:

-所述軟組織彈性的非線性參數,所述軟組織承受血壓并且所述物理參數基于:

-所述剪切波傳輸參數的多次測量,以對應于哺乳動物心動周期所引入軟組織中的不同壓力數值的不同時間瞬間來進行測量;以及,

-在所述軟組織中的對應壓力數值(例如,血壓);

-或軟組織的溫度,所述溫度根據所述剪切波傳播參數與所述溫度相聯系預先確定的定律來確定。

因此,本發明利用了剪切波傳播的改變是介質(即,血壓、壓力、溫度等)中的至少一個物理特性(熱力學)變化的函數。這種變化可以由外部或者內部所引起的,或者是由自然生物效應所產生的。例如,軟組織的內部壓力變化可以由心動脈搏所自然引起的,或者內部熱量源可以使用聚焦超聲波來遠程產生。

在本發明的各個實施例中,有可能附加下述一個或多個步驟(其中可以單獨使用或組合使用):

-在每個剪切波傳播參數測量中所確定的所述剪切波傳播參數選自剪切波速度、剪切波模數、楊氏模數、剪切彈性和剪切波粘性;

-剪切波傳播參數測量包括下述步驟:

a)激勵步驟,以便在軟組織中產生彈性剪切波;

b)觀測步驟,以便觀測在軟組織觀測區域的剪切波的傳播,所述觀測步驟包括下述子步驟:

b1)使換能器陣列向軟組織中發出連續的超聲壓縮波,所述超聲波的時序適用于使得至少所述一些超聲波滲透入所述觀測區域,使得剪切波在所述觀測區域中傳播;以及,

b2)通過所述換能器陣列實時檢測從所述觀測區域接收到的超聲波信號,所述超聲波信號包括由所述超聲波壓縮波與在軟組織中的散射粒子相互作用所產生的回波;以及,

c)至少一個至少包括子步驟c2)處理步驟,其中:

c2)確定在觀測區域中的至少一個位移參數,所述位移參數具有所述散射粒子位移的特征,并且所述剪切波傳播參數的數值是根據所述位移參數來確定的;

-在所述處理步驟c)進一步包括在確定所述位移參數的子步驟c2)之前的另一子步驟c1),其中:

c1)處理在子步驟b2)中從所述觀測區域所連續接收的超聲波信號,以確定所述剪切波的連續傳播圖像;

-在子步驟c2)中,所述位移參數是由屬于所述換能器陣列的一個對應換能器在觀測區域中的至少一個預確定測量區域中確定的;

-所述子步驟b1)中,所述超聲波壓縮波以至少每秒300次的速率發射。

本發明另一個目的在于用于測量哺乳動物軟組織的物理參數的裝置,包括換能器陣列,所述換能器通過至少一個電子控制系統獨立控制:

-以執行至少一個剪切波傳播參數的測量,其中通過使用所述超聲換能器陣列測量在至少一個剪切波在軟組織傳播過程中的剪切波傳播參數;以及,

-至少根據所述剪切波傳播參數,確定軟組織的物理參數,所述物理參數為:

-軟組織的非線性彈性參數,所述軟組織承受血壓并且根據下述條件來確定物理參數:

-在對應于由哺乳動物心動周期引入到軟組織的不同壓力數值的不同時間瞬間上的所述剪切波傳播參數的多次測量;

-對應在所述軟組織中的血壓數值;或者,

-軟組織溫度,所述溫度根據將所述剪切波傳播參數與所述溫度相聯系預先確定的定律來確定的。

在本發明裝置的各種實施例中,有可能附加下述一個或多個設置(可以單獨或組合使用):

-電子控制系統,用于

a)在所述軟組織中產生彈性剪切波;

b)觀測在所述軟組織的觀測區域中的剪切波傳播,通過:

b1)使換能器陣列向所述介質發出連續的超聲壓縮波,所述超聲波的時間適用于至少所述一些超聲波滲透入所述觀測區域,同時剪切波在所述觀測區域中傳播;以及,

b2)使所述換能器陣列實時接收來自被檢測的觀測區域的超聲波信號,所述超聲波信號包括由所述超聲波壓縮波與介質中散射粒子相互作用產生的回波;

c)處理從觀測區域中連續接收到的超聲信號,確定在觀測區域中的至少一個位移參數,并確定所述剪切波傳播參數的數值,所述位移參數具有所述散射粒子位移的特征;

-所述控制系統用于確定剪切波的連續傳播圖像,并且因此確定所述位移參數;

-所述控制系統用于基于從屬于換能器陣列的一個換能器所獲得數據來確定在觀測區域中的至少一個預定測量區域中的所述位移參數;

-控制系統用于以至少每秒300次的速率來發射所述超聲壓縮波;

-在每個所述剪切波傳播參數測量中所確定的所述剪切波傳播參數選自剪切波速度、剪切波模數μ、彈性模數E、剪切彈性μ1和剪切波粘性μ2。

本發明的第一方面:用于檢測軟生物組織的彈性的方法和裝置

本發明第一方面的技術領域

本發明的第一方面涉及用于測量軟生物組織(尤其是血管壁)的彈性的方法和裝置。

本發明第一方面的技術背景

測試血管(尤其是動脈)的彈性,在動脈硬化癥的病理學檢測中是非常重要的,例如,動脈中的動脈粥樣化空斑的類聚。實際上,動脈硬化癥的一個主要風險是動脈粥樣化空斑的破裂。

本發明第一方面的目的和概要

本發明第一方面在于提出一種用于測量軟組織(尤其是血管壁)彈性的新的方法,其具有使用快速和簡便的特點。

為此目的,根據本發明的第一方面,提供一種上文所定義的方法,其中所述物理參數是軟組織彈性的非線性參數,所述方法包括:

-在對應由心動周期引入軟組織中的至少兩個不同壓力數值的不同時間瞬間上測量至少兩個剪切波傳播參數;以及,

-所述物理參數確定步驟,其中確定所述軟組織彈性的非線性參數且至少基于:

-在所述剪切波傳播參數測量過程中所確定的剪切波傳播參數的各個數值;和,

-分別在每個剪切波傳播參數測量的剪切波傳播過程中的所述軟組織的壓力數值。

根據這些部署,就能方便和容易地通過彈性的非線性參數來獲得血管壁脆弱性測量,從而測量動脈粥樣化空斑的破裂風險。此外,剪切波傳播參數測量是非介入性的,并且血壓的測量也有可能非介入性的獲得,這就更加便于本發明的使用。

在本發明第一方面所述方法的各種實施例中,可以附加下述的一個/或多個步驟(可以單獨或組合使用):

-所述軟組織包括血管,所述剪切波的傳播參數是在所述血管中測量的、并且所述壓力是所述血管中的血壓;

-在非線性確定步驟d)中所確定的彈性的非線性參數是三階剪切彈性模數A;

-在每個剪切波傳播參數測量中所確定的所述剪切波傳播參數是剪切模數μ,并且三階剪切彈性模數A是通過求解分別對應多個剪切波傳播測量的一系列等式來確定的:

A = - 12 μ 0 μ 0 - μ ( t ) σ ( t ) ]]>

-式中:t為對應于執行剪切波傳播參數測量的時間瞬時;

-μ(t)為時間瞬時t的剪切模數的數值;

-μ0為不具有約束的剪切模數的數值;

-σ(t)為時間瞬時t并行于剪切波極化方向的血管組織的機械壓力,它是根據在剪切波傳播參數測量位置上和測量時間瞬間t在軟組織中的壓力來確定的;

-所述軟組織包括血管、所述剪切波傳播參數是在所述血管中測量的并且所述壓力是血管中的血壓,并且機械壓力σ(t)是根據血管中的血壓和血管的圖像確定的;

-血管圖像通過所述換能器陣列的回波掃描獲得;

-所述軟組織包括血管、所述剪切波傳播參數是在所述血管中測量的并且所述壓力是血管中的血壓,并且機械壓力σ(t)是根據在血管中的血壓和在血管壁的尺寸和厚度確定的;

-壓力(尤其是血壓)通過壓力傳感器來自動測量,同時測量剪切波傳播參數;

-血壓在距離觀測區域的一段距離上測量,并且通過考慮所述距離和壓力波測量傳播清晰分階段進行剪切波傳播參數的測量;

-至少在心動周期的兩個不同特征階段中測量血壓,以及至少在對應兩個心動周期的特征階段的兩個時間瞬間執行剪切波傳播參數的測量;

-所述心動周期的兩個特征時間是最大血壓時間瞬間和最小血壓時間瞬間;

-在非線性的確定步驟中,以觀測區域的多個不同點來確定彈性的非線性參數,并且確定在觀測區域中所述彈性的非線性的參數圖。

本發明的第一方面的第二目的還在于上文所定義的裝置,其中所述介質是血管,所述物理參數是軟組織彈性的非線性參數,并且所述控制系統用于:

-以不同的時間瞬間來執行至少兩個剪切波傳播參數的測量;

以及,

-確定所述軟組織彈性的非線性參數,至少根據:

-在所述剪切波傳播參數測量過程中所確定的各個剪切波傳播參數;以及,

-在剪切波傳播測量的過程中所述軟組織的各自血壓數值。

在本發明第一方面的裝置的變化例中,有可能附加增加一個或多個下述的設置(可以僅使用一個或幾個的結合):

-通過所述控制系統所確定的彈性非線性參數是三階剪切彈性模數A;

-通過所述控制系統所確定的剪切傳播參數是剪切模數μ,并且控制系統適用于通過求解分別對應于多個剪切波傳播測量的一系列等式來確定三階剪切彈性模數A:

A = - 12 μ 0 μ 0 - μ ( t ) σ ( t ) ]]>

其中:t為對應于執行剪切波傳播參數測量的時間瞬時;

μ(t)為時間瞬時t的剪切模數的數值;

μ0為不具有約束的剪切模數的數值;

σ(t)為時間瞬時t并行于剪切波極化方向的軟組織的機械壓力,它是根據在剪切波傳播參數測量位置上和測量時間瞬間t在軟組織中的壓力來確定的;

-控制系統用于通過壓力傳感器來自動測量軟組織中的壓力,同時測量剪切波傳播參數;

-所述軟組織包括血管,所述剪切波傳播參數為在所述血管中測量,所述壓力為在所述血管中的血壓,并且控制系統用于血壓測量和剪切波傳播參數測量分階段進行,通過考慮:

-在血壓測量位置和觀測區域之間的距離并分階段;

-壓力波的快速傳播;

-所述軟組織包括血管,所述剪切波傳播參數在所述血管中測量,所述壓力為在所述血管中的血壓,并且所述控制系統以心動周期至少兩個不同特征階段來測量血壓并且用于在對應于心動周期的兩個特征階段的至少兩個時間瞬間來測量剪切波傳播參數;

-所述心動周期的兩個特征階段為最大血壓的時間瞬間和最小血壓的時間瞬間;

-控制系統用于測量在心動周期的特征階段的血壓;

-控制系統用于確定在觀測區域的多個點上的彈性的非線性參數,并且確定在觀測區域中的彈性的非線性參數圖。

本發明的第二方面:用于測量哺乳動物軟組織的溫度的方法和裝置

本發明第二方面的技術領域

本發明的第二方面涉及用于測量哺乳動物軟組織的溫度的方法和裝置。

本發明第二方面的背景技術

測量哺乳動物軟組織中的溫度是非常有用的,例如,可以用于較好地控制諸如熱處理的局部處理,即:通過高強度聚焦超聲波(HIFU)或通過射頻波(RF消融術)的局部處理。

本發明第二方面的目的和概要

本發明的第二方面的一個目的在于提供測量哺乳動物軟組的溫度的新方法,其具有使用快速和簡單并且是非介入性的優點。

為此目的,根據本發明,提供上文所定義的方法,其中所述物理參數是軟組織的溫度,所述溫度是根據所述剪切波參數與所述溫度相聯系預先確定的定律來確定的。

根據這些部署,有可能方便、快速和非介入性地獲得軟組織溫度的測量。

本發明是可行的,因為本發明人發現哺乳動物軟組織的剪切波傳播參數(例如楊氏模數、剪切波模數、粘性等)隨著溫度而變化(尤其是在足夠高的剪切波的頻率上)并且可由相關實驗所確定的定律與溫度相關聯。

在本發明第二方面的方法的變化例中,有可能附加一個和/或其它的下述步驟(可以單獨使用或組合使用):

-確定所述溫度為在兩個不同時間上的第一和第二溫度之間的差值;

-確定在觀測區域多個點上的溫度并且確定在觀測區域中的所述溫度圖。

本發明的第二方面的另一目的是上述定義的裝置,其中,所述物理參數是軟組織的溫度,并且所述電子控制系統用于根據所述剪切波傳播參數與所述溫度相聯系的預先確定定律來確定所述溫度。

在本發明的第二目的的裝置中,可以使用下述一個和/或其他特征(可以僅使用一個或其組合):

-所述溫度是在兩個不同時間上的第一和第二溫度之間的差值;

-所述剪切波至少具有一個超過50Hz的頻率;

-確定在觀測區域多個點上的溫度并且確定在觀測區域中的所述溫度圖。

附圖的簡要說明:

本發明的其它特征和優點將通過下述兩個非限制性的實施例以及參考附圖進行闡述,附圖包括:

-圖1為本發明第一方面實施例中的剪切波成像裝置的示意圖;

-圖2為本發明第二方面實施例中的剪切波成像裝置的示意圖;

-圖3為剪切波模數μ作為哺乳動物軟組織溫度的函數的圖示實例。

本發明的第一方面:用于測量血管壁的彈性的方法和裝置

圖1所示裝置1用于測量在觀測區域中的彈性的非線性,該觀測區域包括活體病人2的血管3(尤其是動脈)的部分。

血管3的血管壁3a可以被局部認為是直徑為D和厚度為e的圓柱形管狀物,并且血液3b沿著3c方向流動。在心動周期的過程中,在血管3中的血壓P(t)在稱為舒張壓的最小血壓和稱為收縮壓的最大血壓之間變化。所述血壓的變化產生血管直徑D的變化(其中D可以例如為外徑,但是也可以為內徑或內徑外徑的平均值)以及拉伸應力σ(t)中的變化(取沿著正交軸X2的方向,是所討論的血管壁3a點的切線,并且垂直于血管的縱向軸X1和平行于縱向軸)。

所述拉伸應力的數值由下述方程(1)給出:

σ ( t ) = P ( t ) . D 2 e - - - ( 1 ) ]]>

拉伸應力σ(t)變化還促使了在血管壁3a中的剪切波傳播參數的變化,并且本發明使用這些變化來確定具有血管壁彈性的非線性特征的參數,依次來確定所述血管壁的脆性以及尤其是粥樣化空斑破裂風險的特征。

為此目的,本發明提供用于測量病人血管的血管壁彈性的方法,其中包括以不同的時間瞬間來測量多個剪切波傳輸參數。通過下述方法測量各個剪切波傳播參數:

-通過由血管壁3a所構成的粘彈性介質傳播的機械剪切波;

-觀測該剪切波在血管壁3a中的通過,尤其是通過非聚焦超聲壓縮波對散射粒子3的反射來觀測,散射粒子對超聲壓縮波形成反射并且通常包含在生物學組織中(粒子3d可以由血管壁3a中的任意非均勻性所構成,尤其是由膠原質的粒子所構成);

-基于剪切波傳播的觀測,來確定表示血管壁彈性的剪切波傳播參數。

適用于執行本發明方法的裝置1的結構和常用操作方法,已經在文獻US-B2-7252004中作了闡述,并在此再次復述。

裝置1可以包括例如:

-超聲換能器陣列4,例如通常線性陣列,它通常包括超聲換能器T1-Tn,其沿著在常用回波掃描探頭中通常已知的軸線并列設置(陣列4適用于執行在平面X、Y中觀測區域的二維(2D)成像,其中X和Y是連接至陣列4的兩個軸,X平行于陣列4的縱向和Y垂直于陣列的換能器Ti),但是陣列4還可以為用于執行觀測區域3D成像的二維陣列);換能器數量n大于1,例如幾十(例如100至300);陣列4的換能器T1-Tn傳送超聲壓縮波脈沖,該脈沖為在回波描記術中經常使用的脈沖,例如具有在0.5至100MHz范圍中的頻率,并且優選為在0.5MHz至15MHz范圍中的頻率,即大約為2.5MHz的頻率;

-用于控制換能器陣列4和采集其信號的電子柜5;

-用于控制電子柜5并且觀測由電子柜所獲得的超聲圖像的微型計算機6,所述計算機6包括例如屏幕6a和鍵盤6b或其它用戶接口。

電子柜5和微型計算機6在此稱之為裝置1的控制系統。所述控制系統可以由多于兩個的裝置構成或通過單一的電子裝置構成,以滿足電子柜5和微型計算機6的所有功能。

電子柜5可以包括,例如:

-n個模/數轉換器7(E1-En),各自單獨連接至換能器陣列4的n個換能器(T1-Tn);

-n個緩存存儲器8(M1-Mn),各自分別連接至n個模/數轉換器7;

-中央處理器9(CPU),其與緩存存儲器8和微型計算機9通訊;

-存儲器10(MEM),其連接至中央處理器9;

-數字信號處理器11(DSP),其連接至中央處理單元9。

此外,在本發明的一些實施例中,中央處理器9(或計算器6)可以連接至自動壓力傳感器12,用于檢測病人2的血壓,例如:

-血壓計,其以非介入式方法測量病人的血壓并且將血壓信號傳輸至中央處理單元9;和/或,

-插入在血管3中并且適用于測量病人血壓的壓力傳感器的套管,所述傳感器以非介入方式測量病人的血壓并且將血壓信號傳輸至中央處理單元9。

換能器T1-Tn可由中央處理單元9逐個單獨控制?;荒芷鱐1-Tn因此可以選擇性地發射:

-非聚焦的超聲壓縮波;

-或者聚焦在介質3的一點或多點上的超聲壓縮波。

專業術語“非聚焦壓縮波”可理解為照射介質3整個觀測區域的任何種類的非聚焦波,例如:

-超聲壓縮波是“平面”(即,波前在X、Y平面中呈直線的波),或其它類型的非聚焦波;

-由多個換能器T1-Tn所發射的隨機超聲信號產生的波;

-或聚焦在血管壁3a的一點或多點上的超聲壓縮波;

-或弱聚焦波(已知為“寬”傳輸聚焦:焦距距離/孔徑之比>2.5);

-或諸如球面波的發散波;

-或同時聚焦在多個焦點上的波;

-或更普遍的任何種類的傳輸波,其不對應于使用單一焦點位置和焦距/孔徑比<2.5的傳統聚焦。

在裝置1的工作過程中,換能器陣列4設置成在所研究的血管3部分接觸病人2的皮膚2a?;荒芷髡罅?可以血管3的橫向或縱向來具體設置,即,換能器陣列4的軸X、Y以縱向平面X1、X2來設置,該平面包括縱向軸X1,或以徑向平面X2、X3來設置,其垂直于縱向軸X1(X3為徑向軸,垂直于所述血管壁3a中所研究點上的軸X1、X2)?;荒芷髡罅?的軸X設置為基本平行于徑向軸X3。

裝置1的操作方法由控制系統(即,中央處理單元9和/或計算機6)控制,并為這樣的操作方法進行編程。

觀測剪切波的傳播

為了觀測在所述血管壁3a上的剪切波的傳播,裝置1的控制系統6、9被編程為可以連續執行多個步驟:

a)激勵步驟,其中控制系統6、9使得通過陣列4發射聚焦于病人體內的至少一個超聲波(這個聚焦波可以由所有或部分換能器T1-Tn發射)在介質3中產生彈性剪切波;

b)觀測步驟,其中同時觀測在血管壁3a的觀測區域多點上的剪切波的傳播,并且包括下述子步驟:

b1)控制系統6、9使得陣列4向粘彈性介質發射連續非聚焦超聲壓縮波(這些非聚焦超聲波可由所有或部分換能器T1-Tn發射),其速率為每秒至少300次,例如至少500次/s(在步驟a中發射的聚焦超聲波的聚焦和時間),并且適用于所述非聚焦超聲波的時間使得至少一些所述非聚焦超聲波在剪切波通過觀測區域的傳播過程中到達觀測區域;

b2)控制系統6、9使陣列4檢測從病人體內2接收到的超聲波信號(該檢測可以由陣列4的全部或部分換能器來執行),所述信號包括由非聚焦超聲波壓縮波與所述觀測區域中的散射粒子3d相互作用所產生的回波,這些回波對應(直接的或間接的)構成病人血管壁3a的粘彈性介質位移的連續圖像;將所檢測到的信號實時記錄在緩沖存儲器M1-Mn中;

c)在至少一個執行步驟中,其中:

c1)控制系統6、9處理在子步驟b2)中從病人體內2所接收到的連續超聲波信號,以確定連續的傳播圖像;以及,

c2)控制系統6、9確定適用于在觀測區域不同位置上構成病人血管壁3a的粘彈性介質的至少一個位移參數。

值得注意的是,可以省略上述子步驟c2):更具體的說,本發明的方法不需要確定傳輸圖像,并且控制系統6、9可以通過其它任何方法來確定所述位移參數。

在激勵步驟a)中發射的聚焦超聲波可以是頻率f在0.5MHz至15MHz范圍內的單色波,例如頻率大約等于2.5MHz,其以k/f秒的持續時間來發射,其中k為在50至5000范圍內的整數(大約為500)以及f以Hz表示。這樣的波有可能在由其余周期分割的連續發射周期中發射,所述發射周期以每秒5至1000次范圍內的速率依次發射。因此而獲得的剪切波的極化平行于Y軸(因此平行于軸X3)并且傳播平行于x軸(因此根據陣列4的方向,平行于軸X1或X2或者平行于平面X1、X2中的軸)。

在一個變化例中,在激勵步驟a)中發射的聚焦超聲波是各自頻率f1和f2的兩個單色信號的線性組合(具體是之和),使得20Hz≤|f1-f2|≤1000Hz,由此產生具有調制頻率|f1-f2|的調幅波。

此外,在激勵步驟a)所發射的聚焦超聲波可以選擇是否同時聚焦于多個點上,使得所產生的剪切波表示為所需的波形(例如,因此可以產生平面的剪切波,或相反的為聚焦的剪切波),并且照明在血管壁3a中的所需區域或病人體內2的其他部分。

在步驟b1)中,可以保持例如0.1至1秒,可以在每秒500至10000次范圍內的速率發射非聚焦超聲壓縮波,并且優選以每秒1000至5000次的速率(該速率受壓縮波通過病人體內2往返傳播時間的限制:這對在發射新的壓縮波之前探頭6已經接收到壓縮波所產生的回波來說是是必要的)。

各個非聚焦超聲壓縮波以高于剪切波的傳播速度在病人體內2中傳播(即,在人體內大約為1500m/s),并且與散射粒子3d進行相互作用,從而在信號中產生回波或其它模擬擾亂,所述信號本身在回波掃描領域中稱之為“斑點噪聲”。

在非聚焦超聲波壓縮波的每次發射之后,由換能器T1-Tn在子步驟b2)中拾取斑點噪聲。所述每個換能器Ti在第j次發射后采用這類方法所獲取的信號Sij(t)以高頻(即,30MHz至100MHz)進行初始采樣并且由對應于換能器Ti的模/數換能器Ei進行實時數字化(例如,12比特)。

然后,同樣以實時的方法,將這種方法所采樣和數字化的信號Sij(t)存儲在對應于換能器Ti的緩沖存儲器Mi。

籍助于實例,各個存儲器Mi可具有大約128兆比特(MB)的存儲能力,并且包括在j=1至p的連續發射中所接收到的所有信號Sij(t)。

在延期時間中,在對應于剪切波相同傳播的所有信號Sij(t)都已經存儲之后,中央單元9使用對應于子步驟c1)的常規路徑形成步驟來處理這些信號(或由諸如加法電路的另一電路已經處理這些信號,或者計算機6可以自身來處理這些信號)。

這樣產生了各個對應于在第j次之后的觀測區域圖像的信號Sj(x,y)。

例如,可以通過下述公式來確定信號Sj(t):

S j ( t ) = Σ i = 1 n α i ( x , y ) . S ij [ t ( x , y ) + d i ( x , y ) / v ] ]]>

其中:

-Sij為在第j次發射超聲壓縮波之后由第i個換能器所獲取的原始信號;

-t(x,y)為超聲壓縮波到達具有xy坐標系中的坐標(x、y)的觀測區域的點所花的時間,其中t=0是在第j次發射的開始處;

-di(x,y)在具有(x、y)坐標的觀測區域的點和第i換能器之間的距離,或所述距離的近似;

-v為超聲波壓縮波在所觀測粘彈性介質中的平均傳輸速度;以及,

-αi(x,y)為考慮變跡關系的權重系數(具體為,在多數情況下,可以假設αi(x,y)=1)。

當觀測區域是三維的(采用二維的換能器陣列),則上述方程式要做適當的修正,以(x、y、z)來替換(x、y)的空間坐標。

在可選的路徑形成步驟之后,中央單元9在中央存儲器M中存儲對應于第j次發射的圖像信號Sj(x,y)(或者如果圖像僅為1維情況的Sj(x),或在3D圖像情況的Sj(x,y,z))。這些信號還可以存儲在計算機6中,只要計算機本身執行圖像處理。

隨后,這些圖像在子步驟c2)的延期時間中采用校正和交叉校正的方法成對的或優選采用參考圖像來處理這些信號,在文獻US-B2-7252004中進行了闡述。

上述交叉校正的執行可以在例如數字信號處理器11中,也可以在中央單元9中或計算機6中進行編程。

在所述交叉校正過程中,最大化交叉校正函數<Sj(x,y),Sj-1(x,y)>,以便確定承受超聲回波的各個粒子3c的位移。

文獻US-B2-7252004闡述了這類交叉校正計算的實例。

這就在剪切波的影響下形成由剪切波在血管壁3a的各個位置上所產生的一系列位移向量(在所述實施例中,這些位移向量可選擇地減少成單個分量)。

所述一系列位移向量存儲于存儲器M或計算機6中,并且可以顯示,例如尤其可籍助于計算機顯示器4a,以慢的運動圖像形式所顯示的位移數值由諸如灰階或者色階之類的選擇參數來顯示說明。

因此,可以清晰地顯示在血管壁3a的不同特征區域之間的剪切波的傳播差異。

這些剪切波的運動圖像還可以重疊在傳統的回波掃描技術的圖像上,所述回波技術的圖像也可由上述裝置1產生。

此外,也有可能計算在觀測區域各個點上的血管壁3a的形變,而不是位移,即那些分別與空間變量(在所述實施例中X和Y的坐標)相關的位移向量所引申得到的分量向量。這些形變向量可以如同位移向量一樣使用,以運動圖像的形式來清晰顯示剪切波的位移,并且還具有消除換能器陣列4相當于所觀測的病人體內2的位移的優點。

確定剪切波傳播參數

從位移或形變形變區域中,在用戶操作計算機6所選擇的觀測區域中的某些點(至少一個點)上或者也可以在整個觀測區域中,根據在觀測區域X、Y(換能器的二維陣列為X、Y、Z)中的位移參數(位移或形變)隨時間而變化的方法,計算機6(或通常為控制系統6、9)可以優選計算至少一個剪切波的傳播參數。當剪切波傳播參數是以觀測區域中的多個點上來計算的,則計算機6就可以在顯示屏6a上顯示在觀測區域中的所述參數圖。

在子步驟c2)中所計算的剪切波傳播參數,可以選自例如:剪切模數μ,或楊氏模數E=3u或剪切波傳播速度cs(其中ρ為組織密度),或剪切波彈性μ1或剪切波粘性μ2,如US-B2-7252004所闡述的。該傳播參數表示血管壁3a的彈性。

傳播參數可由諸如計算機6(或通常為控制系統6、9)分別以多個不同的時間瞬間(至少兩個不同的時間瞬間t1、t2)來計算。

例如,控制系統6、9(即,計算機6)可以兩個不同的時間瞬間t1、t2,例如,以收縮和以舒張(分別以最大血壓和以最小血壓),來計算血管壁3a的剪切模數μ(t)。

血壓測量

此外,測量在血管壁3內的血壓,使得計算機6(或通常為控制系統6、9)具有在觀測區域的位置上和在剪切波傳播參數測量的時間瞬間(在該情況下,例如,在時間瞬間t1,t2)的血管3內部的血壓數值。

可以采用下述方法之一來獲得這些血壓的數值:

a)當上述壓力傳感器12是可以插入在血管3中的并且適用于測量病人血壓的壓力傳感器的套管,則將該套管插入在換能器陣列4鄰近的血管中,就可以在剪切波傳輸參數的各個測量的觀測步驟(b)的同時(在這里所考慮的實例中,在時間瞬間t1和t2),實時自動測量血壓的數值。

b)當上述壓力傳感器12是自動血壓測量儀,可用于以非介入式的方法來測量病人的血壓,則該血壓測量儀的測量就由在觀測區域中的剪切波傳播參數測量來分階段,以補償在測量血壓位置之間血壓周期中的階段差異(即,在與彈性測量的同一動脈上,但在其上游或下游或者在病人2的血管末端)。

這種階段的區分例如通過在對應于最大和最小血壓(收縮和舒張)的兩個時間瞬間t1和t2來測量血壓和剪切波傳播參數而獲得的。在該情況下,壓力測量因此可以包括在測量剪切波傳播參數之前或之中或之后測量血壓的最大和最小數值,并且在血管3的直徑D最大(血壓最大)和直徑D最小(血壓最小)時分別進行剪切波傳播參數的測量。血管的直徑可由控制系統6、9自動監測,根據裝置1的成像功能,使得控制系統6、9將剪切波傳播參數測量分為血壓最大和最小的測量。一般來說,血壓可以心動周期的至少兩個不同的特征階段來測量,并且剪切波傳播參數的測量至少以對應于心動周期的兩個特征階段的時間瞬間來執行。

在一個變化例中,上述檢測階段包括剪切波傳播參數的測量和具有時間偏移Δt的血壓測量,該時間偏移Δt確定了這些測量的階段,尤其是以遠離觀測區域的距離來測量血壓,例如,相同動脈的血壓。然后,通過應用測量剪切波傳播參數的各個時間t1、t2和對應測量血壓的各個時間t’1、t’2之間的時間偏移Δt可以獲得階段區分:

t1=t′1+a.Δtandt2=t′2+a.Δt(2)

Δt=d/v

其中:

a=+1,當測量在裝置1的觀測區域上游的血壓時;

a=-1,當測量在裝置1的觀測區域下游的血壓時;

d為沿著動脈在血壓測量位置和觀測區域之間的距離;

v為每次心跳時動脈中的壓力波傳播的流動性(該流動性v既可以是在控制系統中存儲的預定數值,也可以由控制系統測量,這根據裝置1的成像能力,即,定點確認動脈最大直徑部分的能力和測量沿著動脈的最大直徑區域的位移流動性的能力)。

c)在一個變化例中,可以省略自動血壓傳感器12并且血壓測量可以在裝置外部進行,例如,由具有哺乳動物血壓計的測量者來進行測量:在該情況中,血壓數值輸入計算機6(或通常為控制系統6、9),并且當血管3的直徑D最大(最大血壓)和當直徑D最小(最小血壓)時,分別進行剪切波傳播參數測量,從而獲得剪切波傳播參數測量的階段。

確定非線性參數

控制系統6、9(例如計算機6)可以通過非線性確定步驟d)進行處理,其中確定彈性的非線性參數,基于:

-在所述多個剪切波傳播參數測量過程中所確定的剪切波傳播參數的典型數值(在此考慮的實施例中,為剪切模數μ(t1),μ(t2));

-以及在所述血管中的對應血壓數值(例如,在現有情況中的P(t1),P(t2))。

所確定的彈性非線性參數可以例如稱為三階剪切彈性模數A的Landau系數,例如由Gennisson等人提出(詳見AcoustoelasticityinSoftSolids:“Assessmentofthenon-linearshearmoduluswiththeacousticradiationforce”JAcoust.Soc.Am122(6)December2007;p.3211-3219)。

三階剪切彈性模數A可以由控制系統來確定,通過求解各自對應于多個剪切波傳播測量的一系列等式獲得,該等式為:

A = - 12 μ 0 μ 0 - μ ( t ) σ ( t ) - - - ( 3 ) ]]>

其中:

t是執行對應的剪切波傳播參數測量時的時間瞬間;

μ(t)為該時間瞬間t的剪切模數數值;

μ0為沒有約束條件的剪切模數數值;

σ(t)為時間瞬間t血管中的徑向機械應力(例如,平行于軸x3,即,平行于剪切波極化Y方向的機械應力),根據在剪切波參數測量的位置上以及在上述時間瞬間t的血管內血壓來確定:

σ(t)=P(t)(1)在血管壁3a或血管周圍的軟組織內,其中P(t)為在剪切波傳播參數測量位置上以及在時間瞬間t的血壓(壓力p測量的實際時間為時間t′,而不同于時間t,因此提供階段的測量,使得血壓測量對應于上述P(t))。

當基于時間瞬間t1和t2的兩個測量來確定三階剪切彈性模數A時,控制系統通過求解下述一系列等式(3)來獲得A和μ0:

A = - 12 μ 0 μ 0 - μ ( t 1 ) σ ( t 1 ) - - - ( 3 1 ) ]]>

A = - 12 μ 0 μ 0 - μ ( t 2 ) σ ( t 2 ) - - - ( 3 2 ) ]]>

值得注意的是,彈性A的非線性參數也可以根據上述剪切波傳播參數的其它參數來確定,只要該參數與剪切模數μ相關。

此外,值得注意的是,彈性A的非線性參數可以在觀測區域的多個點上確定,以及在觀測區域中的彈性非線性參數圖可以由控制系統確定并且例如顯示于計算機6的顯示器6a。

最終,替代在子步驟c1)中計算血管壁3a的圖像,以便在子步驟c2)中確定位移參數,有可能使用文獻WO-A-2008/139245所述的方法和裝置,用于局部確定在觀測區域中的一個或多個預定測量區域中的所述位移參數,各個測量區域由換能器陣列中的一個對應換能器所對應。

上述闡述也可以用于測量除了承受心動周期引入壓力變化的血管壁以外的軟組織彈性非線性,例如,腦組織的彈性非線性。

本發明的第二方面:測量哺乳動物軟組織溫度的方法和裝置

圖2所示的裝置1適用于測量哺乳動物軟組織的溫度,尤其是在包括活體病人2軟組織3’部分的觀測區域中的溫度。

為此目的,本發明提供了測量病人血管的血管壁彈性的方法,其包括至少一個剪切波傳播參數的測量,通過下述方法執行:

-具有在軟組織3’所構成的粘彈性介質中傳播的機械剪切波;

-觀測所述剪切波在軟組織3’中的傳播,例如通過非聚焦超聲壓縮波對散射粒子3d的反射,所述散射粒子反射超聲壓縮波并且通常包含在生物組織中(粒子3d由軟組織3’中的任意非均勻性所構成,尤其是膠原質粒子所構成);

-基于剪切波傳播的觀測,確定在軟組織3’中的剪切波的傳播參數。

用于實施這類方法的裝置1的結構及其常用的操作方法已經在文獻US-B2-7252004中進行了闡述,以及在本發明第一部分中提及,并因此在本發明第二部分中不再討論。

圖2所示的裝置1可以包括例如:

-超聲換能器陣列4,例如通常包括超聲換能器T1-Tn的線性陣列,超聲換能器沿著在常用回波掃描探頭中通常已知的軸線并列設置(陣列4適用于執行在平面X、Y中觀測區域的二維(2D)成像,其中X和Y是連接至陣列4的兩個軸,X平行于陣列4的縱向和Y垂直于陣列的換能器Ti),但是陣列4還可以為用于執行觀測區域3D成像的二維陣列);換能器數量n大于1,例如幾十(例如100至300);陣列4的換能器T1-Tn轉送超聲壓縮波脈沖,該脈沖為在回波描記術中經常使用的脈沖,例如具有在0.5至100MHz范圍中的頻率,并且優選為在0.5MHz至15MHz范圍中的頻率,即大約為2.5MHz的頻率;

-電子柜5,用于控制換能器陣列4以及獲取其信號;

-微型計算機6,用于控制電子柜5并且觀測由電子柜所獲得的超聲圖像,所述計算機6包括例如顯示屏6a和鍵盤6b或其它接口。

這里將電子柜5和微型計算機6稱之為裝置1的控制系統。這類控制系統可以由多于兩個的裝置構成或由單一的電子裝置構成,以滿足電子柜5和微型計算機6的所有功能。

電子柜5可以包括,例如:

-n個模/數轉換器7(E1-En),分別連接至換能器陣列4的n個換能器(T1-Tn);

-n個緩沖器8(M1-Mn),分別連接至n個模/數換能器7;

-中央處理單元9(CPU),它與緩沖器8和微型計算機6通訊;

-存儲器10(MEM),連接至中央處理單元8;

-數字信號處理器11(DSP),連接至中央處理單元9。

換能器T1-Tn由中央處理單元9逐個獨立控制。于是,換能器T1-Tn可選擇性的發射:

-非聚焦超聲波壓縮波;

-聚焦在軟組織3’的一個或多個點的超聲壓縮波。

術語“非聚焦超聲壓縮波”在此可以理解為照明軟組織的整個觀測區域的非聚焦波,例如:

-平面的超聲壓縮波(即,波陣在X、Y平面上為直線的波)或任何其它類型的非聚焦波;

-或由不同換能器T1-Tn發射的隨機超聲波信號所產生的波;

-或聚集在軟組織3’的一個或多個點上的超聲波壓縮波;

-或弱聚集波(例如“寬”傳輸聚焦:焦距/孔徑比>2.5);

-或諸如球面波的發散波;

-或同時聚焦在多個聚焦點上的波;

-或更通常的不對應于使用單一焦點位置和焦距/孔徑比<2.5的傳統聚焦的任何類型傳播波。

在裝置1的操作過程中,換能器陣列4置于在所研究的軟組織3’上接觸病人2的皮膚2a。

裝置1的操作方式由控制系統控制,即中央處理單元9和/或計算機6,并為這類操作方法進行編程。

觀測剪切波的傳播

為了觀測剪切波在軟組織3’中的傳播,對裝置1的控制系統6、9進行編程,以連續執行多個步驟:

a)激勵步驟,其中控制系統6、9使得由陣列4所發射且聚焦于病人體內的至少一個超聲波在軟組織3’中產生彈性剪切波(該聚焦波可由所有或部分換能器T1-Tn發射);

b)觀測步驟,其中同時觀測在軟組織3’觀測區域內多個點上的所述剪切波的傳播,所述觀測步驟包括下述子步驟:

b1)所述控制系統6、9使得陣列4向粘彈性介質中發射非聚焦超聲壓縮波(這些非聚焦波可由所有或部分換能器T1-Tn發射),其速率為以至少每秒300次的速率,例如,每秒500次(在步驟a中所發射的聚焦超聲波的聚焦和時間),并且所述非聚焦超聲波的時間使得在剪切波通過觀測區域的傳輸過程中,至少部分所述非聚焦超聲波到達觀測區域;

b2)控制系統6、9使得陣列4檢測從所述病人體內2所接收到的超聲波信號(這類檢測可由陣列4的所有或部分的換能器來執行),所述信號包括由在觀測區域中非聚焦超聲壓縮波與反射粒子3d相互作用所產生的回波,這些回波(直接或間接地)對應于構成軟組織3’的粘彈性介質的位移的連續圖像;將檢測到的信號實時記錄在緩存器存儲器M1-Mn中;

c)至少一個處理步驟,其中:

c1)控制系統6、9處理在子步驟b2)中從病人體內2所接收的連續超聲信號,以便確定連續的傳輸圖像;以及,

c2)控制系統6、9在觀測區域多個點上構成軟組織3’的粘彈性介質的至少一個位移參數。

值得注意的是,上述子步驟c2)可以省略:通常,本發明的方法不需要確定傳播圖像,并且控制系統6、9可以采用任何其它方法來確定所述位移參數。

在激勵步驟a)中所發射的所述聚焦超聲波可以為頻率f在0.5MHz至15MHz范圍內的單色波,例如大約等于2.5MHz,其發射持續時間為k/f秒,其中K為在50至5000范圍內的整數(例如,大約500),而f以Hz表示。這類波有可能在由其它周期所分隔的連續發射周期中逐個發射,其發射速率在每秒5至1000次的范圍內。

在一個變化例中,在發射步驟a)中所發射的聚焦超聲波是分別為頻率f1和f2(使得20Hz≤|f1-f2|≤1000)的兩個單一信號的線性組合(具體為之和),因此產生具有調制頻率|f1-f2|的調幅波。

此外,在激勵步驟a)中所發射的聚焦超聲波可以選擇性地同時或非同時在多個點上聚焦,使得所產生的剪切波呈現所需要的波形(例如,有可能產生平面的剪切波,也有可能產生聚焦的剪切波),并且照明在軟組織3’中的所需要區域。

在步驟b1)中,所述步驟至少持續例如0.1至1秒,從而有可能以每秒500至10000次范圍內的速率發射非聚焦超聲壓縮波,優選以每秒1000至5000次范圍內的速率來發射(該速率受限于壓縮波通過病人體內2往返傳輸時間:必須在發射新的壓縮波之前探頭6就已經接收到由壓縮波所產生的所有回波)。

各個非聚焦超聲壓縮波以比剪切波的傳播速度更高的速率在病人體內2傳輸(即,在人體內大約為1500m/s),并且與散射粒子3d相互作用,從而產生回波或在信號中的其它類型的模擬擾動,其在回波描述領域中稱之為“斑點噪聲”。

在非聚焦超聲壓縮波的每次發射之后,斑點噪聲由換能器T1-Tn在子步驟b2)中拾取。在第j次發射后,各個換能器Ti以這種方法所拾取的信號Sij(t)以高頻(即,30MHz至100MHz)進行初始采樣并由對應于換能器Ti的模/數轉換器Ei實時數字化(例如,12比特)。

以這種方式所采樣和數字化的信號Sij(t)實時存儲于對應于換能器Ti的緩存存儲器Mi。

通過這樣的方式,各個存儲器Mi可以呈現大約128兆比特(MB)的存儲能力,并且包括連續所接收到的j=1至p次發射的所有信號Sij(t)。

在延期時間中,在已經存儲對應于的相同剪切波傳播的所有信號Sij(t)之后,中央單元9使用對應于子步驟c1)的常用路徑形成步驟來處理這些信號(或者由諸如加法電路的其它電路來處理這些信號,或由計算機6自身來處理這些信號)。

這樣就產生對應于在第j次之后觀測區域圖像的信號Sj(x,y)。

例如,通過下述方程式來確定信號Sj(t):

S j ( t ) = Σ i = 1 n α i ( x , y ) . S ij [ t ( x , y ) + d i ( x , y ) / v ] ]]>

其中:

-Sij為在第i個換能器在第j次發射超聲壓縮波之后所檢測到的原始信號;

-t(x,y)為超聲壓縮波到達具有X、Y坐標系中的(x、y)坐標的觀測區域點所用的時間,其中在第j次發射開始時t=0;

-di(x,y)為具有(x,y)坐標的觀測區域點和第i個換能器之間的距離,或所述距離的近似數值;

-V是超聲壓縮波在所觀測的粘彈性介質中的平均傳播速度;以及,

-αi(x,y)為考慮變跡關系的權重系數(其中,在多種情況中,可以假設αi(x,y)=1)。

當觀測區域是三維的(采用換能器的二維陣列)時,上述方程式需要修改,由(x、y、z)來替換空間坐標(x、y)。

在優選的路徑形成步驟后,中央單元9將圖像信號Sj(x,y)(或如果圖像是僅一維時為Sj(x),或在3D圖像的情況下為Sj(x,y,z))存儲于中央存儲器M,各自對應于第j次發射。這些信號也可以存儲于計算機6,只要計算機自身執行圖像處理即可。

然后,這些圖像在子步驟c2)中的延期時間中進行處理,可采用校正并優選通過成對交叉校正或較優通過采用參考圖像校正等方法,如文獻US-B2-7252004所述。

可以在數字信號處理器11中執行上述交叉校正,或者可以在中央單元9或計算機6中進行編程。

在交叉校正處理中,最大化交叉校正函數<Sj(x,y),Sj+1(x,y)>,以便確定由超聲回波對各個粒子3c所產生的位移。

所述交叉校正計算實例由文獻US-B2-7252004給出。

這就產生在剪切波影響下的血管壁3a的各個位置中由剪切波所產生的一系列位移向量

這系列位移向量存儲于存儲器M或計算機6并且可以顯示,例如,尤其是籍助于計算機的顯示屏4a以慢運動圖像方式來顯示,其中位移數值由諸如灰階或色階的光學參數來顯示。

因此,在觀測區域具有不同特征的區域之間的剪切波的傳播差異可以清晰的顯示。

剪切波傳播的位移圖像也可以疊加在通常的回波描述圖像中,其還可由上述裝置1所產生。

因此,也可能計算觀測區域中各個點的軟組織3’的形變,而不是位移,即,那些分量為分別與空間變量(在實施例中所述的X和Y)相關的位移向量所推導出的向量。這些形變向量可以像位移向量一樣使用,以便以運動圖像的形式來清晰地顯示剪切波的傳播,并且它們還具有消除與觀測病人體內2相關的換能器陣列4位移的優點。

確定剪切波傳播參數

從位移或形變區域中,計算機6(或通常為控制系統6,9)可以優選的計算至少一個剪切波的傳播參數,在由使用計算機6用戶選擇的觀測區域中某些點上(至少1個點),或通過觀測區域,根據在觀測區域X,Y(換能器的二維陣列為X,Y,Z)中隨時間變化的位移參數(位移或形變)的方法。當計算在觀測區域多個點上的剪切波傳播參數時,計算機6可以在顯示屏6a上顯示觀測區域中的所述參數圖。

在子步驟c2)過程中計算的剪切波的傳播參數選自例如:剪切模數μ,或楊氏模數E=3u或剪切波傳播速度cs(其中ρ為組織的密度),或剪切波彈性μ1或剪切波粘性μ2,文獻US-B2-7252004作了詳細闡述。該傳播參數表示軟組織3’的彈性。

最終,除了在子步驟c1)中計算軟組織3’的圖像以便在子步驟c2)中確定位移參數,有可能使用文獻WO-A-2008/139245所述的方法和裝置,用于局部確定在觀測區域中的一個或多個預定測量區域中的所述位移參數,適用于對應換能器陣列的一個換能器的各個測量區域。

根據一個或多個點所計算的剪切波傳播參數的數值,計算機6(或通常為控制系統6,9)根據所述剪切波傳播參數與所述溫度相關聯的預定定律,來確定在對應點上軟組織3’的溫度。所述預定定律可以通過例如圖3所示實例來表示(圖3對應于剪切波傳播參數是剪切模數的情況),它可以實現通過實驗來確定并且存儲于控制系統。

因此,能夠獲得簡單、快速和非介入性的軟組織溫度的測量方法。當確定觀測區域中的多個點上的溫度時,則會確定溫度的圖像(通過色階來表示),并且在計算機的顯示屏6a上為用戶顯示。這個熱圖像可以疊加在通過同一裝置1所獲得的病人的回波描述上。上述方法可以在所有剪切波都具有相對高的頻率分量(例如,高于50Hz)的情況下工作。

測量病人軟組織3’的溫度可以用于例如更好地控制諸如熱處理的局部處理,例如,采用聚集超聲波(HIFU)或射頻波(RF消融)的處理。

值得注意的是,上述溫度可以是在兩個時間上的第一和第二溫度之間的差異。在這種情況中,裝置1可以傳輸相關溫度的數值,即,在參考狀態(即,在熱處理之前)和當前狀態(即,在熱處理過程中)之間溫度變化的數值。

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通過 傳播 剪切 測量 哺乳動物 軟組織 物理 參數 方法 裝置
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