DE69011686T2

DE69011686T2 - Verfahren und vorrichtung zur messung und darstellung der gewebekompressibilität oder nachgiebigkeit.

Info

Publication number: DE69011686T2
Application number: DE69011686T
Authority: DE
Inventors: Jonathan Houston Tx 77079 Ophir; Youseph Austin Tx 78703 Yazdi
Original assignee: University of Texas System
Current assignee: University of Texas System
Priority date: 1989-11-17
Filing date: 1990-11-16
Publication date: 1994-12-15
Anticipated expiration: 2010-11-17
Also published as: EP0593921B1; DE69031502D1; EP0500801A1; JP3194947B2; EP0593921A2; DK0593921T3; DK0500801T3; WO1991007657A1; JPH05505731A; AU647443B2; ES2060352T3; EP0500801B1; US5178147A; DE69031502T2; CA2068740C; ATE158655T1; ATE110170T1; DE69011686D1; EP0593921A3; CA2068740A1

Description

Diese Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zum Ausführen einer Ultraschalldiagnose eines Zielkörpers. Insbesondere bezieht sich die Erfindung auf ein Verfahren zum Messen der Kompressibilität oder Nachgiebigkeit in einem Zielkörper und auf ein Verfahren zum Erhalten eines elastischen Verformungsprofiis von organischem Gewebe, was dessen Zusammendrücken einschließt. Die Erfindung ist auf Techniken zum Erhöhen der Genauigkeit derartiger Messungen kompressibler oder nachgiebiger Ziele gerichtet, insbesondere des menschlichen Körpers, indem ein oder mehr Ultraschallmeßwertaufnehmer bzw. -umformer in einem Impulsechomodus verwendet werden.
Eine traditionelle Ultraschalldiagnose wird erreicht durch Übertragung von Ultraschallenergie in einen Zielkörper und Erzeugen eines Bildes von den resultierenden Echosignalen. Ein Meßwertaufnehmer wird verwendet, um sowohl die Ultraschallenergie zu übertragen als auch die Echosignale zu empfangen. Während einer Übertragung wandelt der Meßwertaufnehmer elektrische Energie in mechanische Schwingungen um. Anfgenommene Echosignale erzeugen mechanische Oszillationen in dem Meßwertaufnehmer, die erneut in elektrische Signale zur Verstärkung und Erkennung umgewandelt werden. Eine Aufzeichnung oder Anzeige (z.B. auf einem Oszilloskop usw.) der elektrischen Signalamplitude über der Echoankunftszeit erzeugt eine Amplitudenlinie (A-Linie) oder eine Echofolge entsprechend einer besonderen Ultraschallübertragung. Wenn die A- Linie direkt als ein moduliertes sinusförmiges Muster bei einer Radiofrequenz ("RF") angezeigt wird, wird sie typischerweise als ein RF- oder "unerfaßtes" Signal bezeichnet. Zum Abbilden wird die A-Linie oft in ein nicht-RF- oder "erfaßtes" Signal demoduliert.
Ultraschalltechniken sind extensiv auf dem Gebiet der Diagnosemedizin als ein eingrrifsloses Mittel zum Analysieren der Eigenschaften von Gewebe in vivo (d.h. lebend) verwendet worden. Ein menschlicher oder tierischer Körper stellt ein nichthomogenes Medium für die Ausbreitung von Ultraschallenergie dar. Die akustische Impedanz ändert sich an den Grenzen von Bereichen mit variierenden Dichten und/oder Schallgeschwindigkeiten innerhalb eines derartigen Zielkörpers. An derartigen Grenzen wird ein Teil des einfallenden Ultraschallstrahles reflektiert. Unhomogenitäten innerhalb des Gewebes bilden Streustellen auf einem niedrigen Niveau, die zu zusätzlichen Echosignalen führen. Aus dieser Information können Abbildungen durch Modulieren der Intensitäten von Pixeln auf einem Videodisplay proportional zu der Intensität von Echofolgesegmenten aus entsprechenden Punkten innerhalb des Zielkörpers erzeugt werden .
Konventionelle Abbildungstechniken werden breit angewendet, um verschiedene Krankheiten innerhalb von organischem Gewebe zu bewerten. Abbildungen schaffen Informationen bezüglich der Größe, der Form und der Lage von weichen Gewebestrukturen, indem angenommen wird, daß die Schallgeschwindigkeit innerhalb des Zieles konstant ist. Eine qualitative Gewebecharakterisierung wird durch Interpretation der Graustufendarstellung der Sonogramme ausgeführt. Eine qualitative Diagnose hängt in großem Maße von der Fähigkeit und Erfahrung des Prüfers sowie den Charakteristika des Gewebes ab. Abbildungen, die nur auf dem relativen Gewebereflexionsvermögen basieren, haben jedoch eine begrenzte Verwendung für eine quantitative Einschätzung eines Krankheitszustandes.
Techniken für eine quantitative Gewebecharakterisierung unter Benutzung von Ultraschall werden benötigt für eine genauere Diagnose von Unregelmäßigkeiten. In letzten Jahren sind signifikante Entwicklungen auf dem Gebiet einer Ultraschallgewebe-Charakterisierung erzielt worden. Einige akustische Parameter, z.B. Schallgeschwindigkeit und Abschwächung, sind erfolgreich für eine Gewebecharakterisierung verwendet worden. Ein vielversprechender physikalischer Parameter für eine quantitative Messung ist die Kompressibilität oder Nachgiebigkeit. Die Größe der Kompressibilität oder Nachgiebigkeit innerhalb von Geweben ändert sich innerhalb von Bereichen variierender Dichte. Erkranktes Gewebe, wie z.B. Tumore, kann härter oder weicher als normales Gewebe sein und weist eine unterschiedliche Stärke an Kompressibilität auf.
Die Gewebekompressibilität ist ein wichtiger Parameter; der verwendet wird, um das Vorhandensein einer Streuung oder einer lokalisierten Erkrankung zu erfassen. Meßänderungen der Kompressibilität werden wichtig bei der Analyse von Gewebe für pathologische Zustände. Viele Tumore sind fester als das sie umgebende normale Gewebe, und viele streuende Krankheiten führen zu einer festeren oder weicheren Pathologie. Beispiele können gefunden werden bei diffuser Leberkrankheit, Prostatakrebs, fibroide Gebährmuttertumore, Muskelveränderung- oder krankheit und bei vielen anderen Bedingungen.
Traditionell tasten Ärzte routinemäßig verschiedene Bereiche des Körpers eines Patienten ab, um einen Eindruck von der Gewebefestheit oder Gewebeweichheit zu bekommen. Diese Technik ist eine Form eines entfernten Versuches zu erfassen, was im Hinblick auf eine Gewebenachgiebigkeit vorgeht. Wenn z.B. bei einer Leber die Nachgiebigkeit in einem Gebiet gefühlt wird, das verschiedenen von der Nachgiebigkeit in dem es umgebenden Gebiet ist, schIußfolgert der Arzt aus den Taktempfindungen seiner Finger; daß mit dem Patienten etwas nicht in Ordnung ist. Die Finger des Arztes werden verwendet, um eine qualitative Messung auszuführen.
Die Fähigkeit, die Kompressibilität oder Nachgiebigkeit von Gewebe in lokalisierten Bereichen quantitativ zu messen, würde eine Unterstützung darstellen hinsichtlich (1) einer objektiven Quantifizierung von gewöhnlich verwendeten klinischen Anzeichen, (2) ein Lokalisieren dieser Messungen, (3) Verwirklichen dieser Messungen tief im Gewebe mit einfacher Ausrüstung, (4) Erzeugung von Abbildungen des Kompressibilitäts- oder Nachgiebigkeitsparameters in vivo, der allein oder in Verbindung mit gewöhnlichen Sonogrammen verwendet werden kann.
Mit einer Technik ist versucht worden, quantitativ die Elastizität und Kompressibilität von Geweben durch korrelierende Muster zu messen, die bei Ultraschallmessungen einer Gewebebewegung in vivo erhalten wurden. Das Verfahren wendet die Fourier-Analyse auf eine klinische Studie von Mustern einer Gewebebewegung speziell in der Leber an. Die Technik verwendet die Fourier-Analyse, damit eine objektive Differenzierung von verschiedenen Gewebetypen in Pathologien auf der Basis von numerischen Angaben des Zeitverlaufes des Korrelationskoeffizienten zwischen Paaren von A-Abtastungen vorgenommen werden können, die mit einer besonderen Zeittrennung aufgezeichnet wurden. Gewebeoszillationen, die aus einer periodischen Stimulierung durch Wellen resultieren, die von einer vendrikularen Kontraktion und Druckimpulsen in der absteigenden Aorta herrühren, werden gemessen, um Muster einer Bewegung abzuleiten. Die Fourier-Reihen-Transformation wird verwendet, um die Daten zu analysieren, um das kinetische Verhalten des Gewebes in vivo zu quantifizieren. Siehe auch Tristam et al, "Application of Fourier Analysis to Clinical Study of Pattern of Tissue Movements", Ultrasound in Med. & Biol., Band 14, Nr. 8, (1988) 695 - 707.
Bei einer anderen Herangehensweise werden die Muster einer Gewebebewegung in vivo korreliert. Diese Technik studiert im Grunde Details des Musters einer Bewegung in Geweben in Reaktion auf ein normales physiologisches dynamisches Stimulus wie z.B. eine Herzbewegung. Es wird ein Verfahren zum Quantifizieren einer Gewebebewegung in vivo aus der Berechnung eines Korrelationskoeffizienten zwischen Paaren von A-Abtastungen mit einer geeigneten Zeittrennung angegeben. Tristam et al. "Ultrasonic Study of in vivo Kinetic Characteristics of Human Tissues", Ultrasound in Med. & Biol., Band 12, Nr. 12 (1986) 927 - 937.
Die Wellenformen einer Leberdynamik, die durch eine aortische Pulsation und Gefäßdurchmesservariationen hervorgerufen werden, werden in noch einem weiteren Verfahren analysiert, das eine Signalverarbeitungstechnik zum Analysieren von Radiofrequenz-Signalen eines M-Modus einschließen. Die Technik verwendet Bewegungsmuster in Reaktion auf eine arterielle Pulsation, um Gewebechakteristika zu bestimmen. Die Technik mißt Verdrängung, Geschwindigkeit und Dehnung als eine Funktion der Zeit bei kleinen Deformationen im Gewebe infolge einer arteriellen Pulsation. Wilson and Robinson, "Ultrasonic Measurement of Small Displacements and Deformations of Tissue", Ultrasonic Imaging, Band 4, (1982) 71 - 82.
Noch ein weiteres Verfahren erarbeitet Echos, um eine Gewebebewegung in vivo zu messen. Die Bewegungsmuster; die in vivo beobachtet wurden, werden mit einem arteriellen Druckimpuls verglichen. Dickinson and Hill, "Measurement of Soft Tissue Motion Using Correlation Between A- Scans", Ultrasound in Med. & Biol., Band 8, Nr. 3 (1982) 263 - 271.
All die oben erwähnten Techniken sind auf die dynamischen Bewegungen von Gewebe in vivo gerichtet. Diese Verfahren sind in Folge der Komplexität einer Gewebebewegung und des Verhaltens der bei diesen Verfahren angewendeten Stimuli begrenzt.
Die EP-A-03 29 817 offenbart ein Verfahren und eine Vorrichtung für ein eingriffsfreies akustisches Testen der Elastizität eines weichen biologischen Gewebes durch Erregen der tangentialen oszillatorischen Deformationen auf der Oberfläche des Gewebes und durch Bestimmen der Geschwindigkeit der angeregten Oberflächenwelle, die sich entlang des Vektors der Anfangsverschiebung ausbreitet. Eine Vorrichtung, die die Anwendung dieses Verfahrens vorsieht, weist einen Meßfühler mit einem sendenden und zwei empfangenden Piezomeßwertaufnehmer auf, die mit Kontaktspitzen ausgerüstet sind und an dem Körper des Meßfühlers mittels Heftgriffen montiert sind, die als akustische Verzögerungslinien dienen, und die elektronische Einrichtung, die Impulse bildet, um den Meßwertaufnehmer anzuregen, um das Verarbeiten der empfangenen akustischen Signale auszubilden, mißt die Ausbreitungszeit von akustischen Impulsen von dem Sender zu dem Empfänger; wandelt es in die Schallgeschwindigkeit um und zeigt den Wert der Geschwindigkeit an.
Eine weitere Publikation im Japanese Journal of Applied Physics, Ergänzungsband 23, Nr. 23 1, Tokio, Seiten 66 - 68, I. Hatta et al "Ultrasonic Elastic Constants of Muscle" offenbart ein Verfahren zum Messen der Muskelsteifheit in der Längsrichtung, in dem Impulsübertragungsverfahren verwendet werden. Dieses Verfahren erfordert einen bekannten Abstand zwischen dem sendenden Meßwertaufnehmer und dem empfangenden Meßwertaufnehmer und eine angenommene Muskeldichte. Aus dieser Druckschrift kann nicht entnommen werden, daß man von der Verschiebung des zusammengezogenen Muskelgewebes beim Berechnen der elastischen Steiffieit abhängig ist. Das offenbarte Verfahren ist zur Verwendung in vivo nicht praktikabel.
Die vorliegende Erfindung schafft ein Impulsechosystem, das eine besondere Anwendung beim Abschätzen der Kompressibilität eines Zielkörpers hat. Der Zielkörper kann irgendein tierisches oder menschliches Gewebe oder irgendeine organische oder anorganische Substanz sein, die kompressibel oder nachgiebig ist. Der Begriff "tierisches Gewebe" schließt "menschliches Gewebe" ein. Eine Ultraschallquelle wird verwendet, um den Zielkörper zu untersuchen. Die Erfassung der Echofolgen kann an der Ultraschallquelle sein. Die Erfindung ermöglicht eine genaue lokalisierte Bestimmung und ein Abbilden eines wichtigen Parameters, nämlich der Kompressibilität, der qualitativ in der Medizin eine sehr lange Zeit lang verwendet worden ist.
Die Erfindung ist in den Ansprüchen 1 und 9 beschrieben.
Die Kompressibilität eines Materials wird normalerweise definiert als der Kehrwert des Kompressionsmoduls des Materials. Somit ist
Kompressibilität = (v/V) / (F/a), wobei
v = eine Änderung des Volumens;
V = das Originalvolumen;
F = eine an das Volumen angelegte Kraft; und
a = eine Fläche, über die die Kraft angelegt wird, sind.
Im vorliegenden Fall kann im allgemeinen beim Bestirnmen relativer Kompressibilitäten innerhalb eines Materials angenommen werden , daß die Terme "F" und "a" entlang einer Kompressionsachse konstant bleiben und daß die Terme "l" und "L" anstelle von v und V angewendet werden können, wobei
l = eine Änderung der Länge eines Segmentes von Interesse entlang einer Kompressionsachse und
L = die Originallänge des Segmentes sind.
Somit kann die Kompressibilität irgendeines gegebenen Segmentes oder einer Schicht innerhalb eines Materials relativ zu einem anderen Segment oder einer Schicht aus der Beziehung K&sub1; = K&sub2; (1&sub1;/L&sub1;) / (l&sub2;/L&sub2;), berechnet werden, wobei
K&sub1; = Kompressibilität eines ersten Segmentes oder einer ersten Schicht;
l&sub1; = eine Änderung der Länge des ersten Segmentes oder der Schicht entlang einer Kompressionsachse in Reaktion auf eine gegebene Kraft;
L&sub1; = die Originallänge des ersten Segmentes;
l&sub2; = eine entsprechende Änderung der Länge eines zweiten Segmentes oder einer zweiten Schicht;
L&sub2; = die Originallänge des zweiten Segmentes oder der zweiten Schicht; und
K&sub2; = die Kompressibilität des zweiten Segmentes oder der zweiten Schicht sind.
In diesen Fällen, wo der Absolutwert einer Kompressibilität eines Segmentes oder einer Schicht gewünscht ist, kann ein derartiger Wert aus der Beziehung berechnet werden
Kompressibilität = (l/L) / (F/a), wobei
F = eine Änderung der Kompressionskraft und
A = die Fläche der Anwendung - typischerweise die Querschnittsfläche eines Meßwertaufnehmers, der gegen ein Material gedrückt wird, das das Segment oder die Schicht von Interesse beinhaltet - sind.
Bei der vorliegenden Erfindung können die Schallgeschwindigkeiten in verschiedenen Segmenten oder Schichten angewendet werden, und zwar zusammen mit Zeitmessungen, um Abstände innerhalb der Segmente oder Schichten zu berechnen. Die Ultraschallsignale liefern auch ein präzises Meßwerkzeug.
Die Erfindung betrachtet eine Schallkopplung an einer Ultraschallquelle mit einem Zielkörper; ein Aktivieren der Schallquelle zum Ausgeben eines ersten Ultraschallsignales oder eines Impulses von Ultraschallenergie von der Quelle entlang einer Achse in den Zielkörper; ein Erfassen innerhalb eines Bereiches innerhalb des Zielkörpers von einer ersten Echofolge einschließlich einer Vielzahl von Echosegmenten, die von dem ersten gesendeten Signal resultieren; ein Verschieben des Zielkörpers entlang der Achse, während eine Kopplung zwischen der Ultraschallquelle und dem Zielkörper beibehalten wird; ein Aktivieren der Ultraschallquelle zum Emittieren eines zweiten Ultraschallsignals entlang der Achse in den Zielkörper; und ein Erfassen aus dem Bereich innerhalb des Zielkörpers von einer zweiten Echofolge einschließlich einer Vielzahl von Echosegmenten, die von dem zweiten gesendeten Signal resultieren; ein Messen der Differenzverschiebung der Echosegmente. Eine Vielzahl von ersten Ultraschallsignalen oder Impulsen einer Ultraschallenergie kann emittiert und eine Vielzahl von ersten Echofolgen kann erfaßt werden, bevor der Zielkörper verschoben wird. Dann wird eine Vielzahl von zweiten Signalen und Impulsen entlang einer Vielzahl von parallelen Wegen emittiert, und eine Vielzahl von zweiten Echofolgen wird erfaßt.
Ein Meßwertaufnehmer ist die Ultraschallquelle, und sie ist schallmäßig gekoppelt, um ein Ultraschallsignal oder einen Impuls von Ultraschallenergie in das Gewebe entlang einer Strahlungsachse derart zu richten, daß eine Bewegung des Meßwertaufnehmers entlang der Achse eine Änderung in der Kompression des Gewebes bewirkt.
Ein erster Impuls von Ultraschallenergie wird entlang eines Weges in den Zielkörper emittiert, und die Ankunft einer ersten Echofolge (A- Linie) einschließlich eines oder mehrerer Echosegmente wird aus Bereichen innerhalb des Gewebes entlang des Weges erfaßt, die von dem ersten Impuls von Ultraschallenergie resultieren. Danach wird die Kompression innerhalb des Gewebes entlang des Weges geändert. Die Kompressionsänderung kann durch transaxiales Bewegen des Meßwertaufnehmers entlang des Weges ausgeführt werden, um einen nahen Bereich des Gewebes zusammenzudrücken oder zu verschieben. Ein zweiter Impuls wird emittiert, und die Ankunft einer zweiten Echofolge einschließlich eines oder mehrerer Echosegmente, das bzw. die gleich der ersten Echofolge ist bzw. sind, wird in Antwort auf den zweiten Impuls erfaßt. Die Differenzverschiebungen von mindestens einem Echosegment werden gemessen. Die erfaßten Echofolgen stammen von gemeinsamen Bereichen innerhalb des Gewebes.
Ein Vergleich der ersten und der zweiten Echofolgen oder Wellenformen mit auftretender Kompression zeigt eine im allgemeinen sich verringernde Verschiebung von Gewebestrukturen mit der Tiefe. In einem homogenen Medium neigt die Rate der Verringerung dazu, asymptotisch zu sein. Von besonderem Interesse ist die Differenzverschiebung pro Längeneinheit, d. h. die elastische Verformung bzw. Dehnung. In einem homogenen kompressiblen Medium neigt die Dehnung dazu, entlang der Achse einer Verschiebung konstant zu sein. In einem nicht homogenen Medium variiert die Dehnung entlang der Achse einer Verschiebung.
Die Dehnung eines Gewebes kann berechnet werden, indem die Ankunftszeiten einer ersten und einer zweiten Echofolge von nahen und fernen Merkmalen in einem Zielkörper; d. h. Gewebe, verwendet werden, indem die folgende Gleichung angewendet wird:
(t1B - t1A) - (t2B - t2A)/(t1B - t1A)
wobei
t1A = die Ankunftszeit einer ersten Echofolge von einem nahen Merkmal;
t1B = die Ankunftszeit einer ersten Echofolge von einem fernen Merkmal;
t2A = die Ankunftszeit einer zweiten Echofolge von einem nahen Merkmal; und
t2B = die Ankurtftszeit einer zweiten Echofolge von einem fernen Merkmal sind.
Die Ankunftszeiten der Echosegmente von einem gemeinsamen Punkt, die in Reaktion auf einen ersten und einen zweiten Impuls der Ultraschallenergie erfaßt werden, werden verglichen. Die gemeinsamen Punkte können in Merkmalen gefunden werden, die innerhalb des Echosignals vorkommen. Die Zeitverschiebung der zwei Echosegmente wird verwendet, um die Kompressibilität zu bestimmen.
Wenn keine Änderung bei der Ankunftszeit bei einer auftretenden Druckkraft aufgetreten ist, folgt somit, daß ein Zielkörper entlang des Ausbreitungsweges, der zu der Quelle der Echosegmente führt, nicht zusammengedrückt worden ist. Wenn auf der anderen Seite die Ankunftszeit des zweiten Echosegmentes kleiner ist als die Akkunftszeit des ersten Echosegmentes, ist es klar, daß eine Kompression aufgetreten ist und daß der Zielkörper kompressibel ist. Darüber hinaus ermöglicht die Differenz in den Ankunftszeiten zusammen mit anderen verfügbaren Daten, die Kompressibilität des Zielkörpers zu quantifizieren.
In einem weiteren Ausführungsbeispiel der Erfindung werden Körpersegmente, die sich entlang des Übertragungsweges der Ultraschallimpulse erstrecken, innerhalb eines Zielkörpers ausgewählt, und es wird ein erstes und ein zweites Echosegment aus dem Inneren jedes Körpersegmentes ausgewählt. Somit wird eine Reihe von ersten und zweiten Echosegmenten für die Körpersegmente, die für eine Untersuchung ausgewählt wurden, erfaßt. Vorzugsweise werden die Echosegmente aus den nahen und fernen Enden eines Körpersegments relativ zu der Ultraschallquelle erfaßt. Eine Messung der Zeitverschiebungen eines Echosegments in der ersten und der zweiten Echofolge, die dem nahen und dem fernen Ende jedes Körpersegments entsprechen, werden dann vorgenommen. Durch Studieren der Zeitverschiebungen wird es möglich zu bestimmen, ob Änderungen der Kompressibilität entlang des Ultraschallstrahles innerhalb des Zielkörpers auftreten.
Ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Erfindung weist auf: (1) ein sinusförmiges Koppeln eines Materials mit einem bekannten Young-Modul und einer Schallgeschwlndigkeit mit der Oberfläche des Zielkörpers; (2) ein Emittieren eines ersten Impulses von Ultraschallenergie entlang eines Weges durch das Material in den Zielkörper; (3) ein Erfassen einer ersten Echofolge einschließlich einer Vielzahl von Echosegmenten aus dem Innern des Zielkörpers, die von dem ersten Impuls resultieren; (4) ein Drücken des Materials gegen den Zielkörper in ausreichender Weise, um den Zielkörper zu verschieben, während ein akustisches Koppeln zwischen dem Material und dem Zielkörper beibehalten wird; (5) ein Emittieren eines zweiten Impulses von Ultraschallenergie entlang des Weges durch das Material in den Zielkörper; und (6) ein Erfassen einer zweiten Echofolge einschließlich einer Vielzahl von Echosegmenten, die gleich der ersten Echofolge sind, die von dem zweiten Impuls resultiert. Das Vorhandensein des Materials mit einem bekannten Young-Modul und einer Schallgeschwindigkeit ermöglicht es, den Young-Modul des Zielkörpers zu bestimmen. Wenn der Zielkörper selbst mehrere Schichten aufweist, wird es auch möglich, die Young-Module der individuellen Schichten zu bestimmen. Die Anwendung des Young-Moduls auf diese Materialien wird später in dieser Beschreibung erklärt.
Die vorliegende Erfindung nutzt den Vorteil der akustischen Eigenschaften von pbysikalisch kompressiblen oder verschiebbaren Materialien. Diese Materialien - z.B. tierisches oder menschliches Gewebe - enthalten oft eine große Anzahl von akustischen "Streuern". Die Streuer; die klein im Vergleich zu der Wellenlänge der involvierten Schallfrequenzen sind, neigen dazu, einfallende Schallenergie in alle Richtungen zu reflektieren. Zum Beispiel können in homogenen Gewebebereichen Streuer eine Sammlung von nahezu identischen retikularen Zellen aufweisen. Die kombinierten Reflexionen von jedem Streuer schaffen ein Hintergrundechosignal, das Speckle genannt wird. Eine besondere Anordnung von Streuern verschiebt sich in Antwort auf axiale Kräfte von dem Meßwertaufnehmer, was die Zeit ändert, wann ein Echo von der Anordnung empfangen wird. Die von den verschiedenen Anordnungen der Streuer empfangenen Echos bilden eine Echofolge. Ein ausgewähltes Echosegment oder eine kleine Welle des reflektierten RF-Signals entspricht einer besonderen Echoquelle innerhalb des Gewebes entlang der Strahlachse des Meßwertaufnehmers. Die Zeitverschiebungen in dem Echosegment oder den kleinen Wellen werden untersucht, um die Kompressibilitäten von Gewebebereichen zu smessen. Es ist wichtig, daß die Form des Echosegmentes oder der kleinen Welle sich nicht signifikant ändert infolge der Kompression, so daß eine Identifikation der kleinen Welle nicht möglich wäre, und daß die Signale nicht über einen akzeptablen Bereich hinaus entkorreliert werden. Die Zeitverschiebung kann durch Analysieren der Daten in einem Computer oder durch eine visuelle Überprüfung bestimmt werden. Die Analyse wird jedoch im allgemeinen leichter mit einem Computer sein.
Ein Studieren eines inneren Bereiches des menschlichen Körpers wird durch schallmäßiges Koppeln eines Ultraschallmeßwertaufnehmers mit dem Körper verwirklicht, um so ein Ultraschallsignal entlang einer Achse in den Bereich zu emittieren, und derart, daß eine Bewegung des Meßwertaufnehmers entlang der Achse relativ zu dem Bereich die Kompression des Körpers zwischen dem Meßwertaufnehmer und dem Bereich ändert; durch ein Aktivieren des Meßwertaulnehmers zum Emittieren eines ersten Signales entlang der Achse in den Körper und in den Bereich; durch ein Erfassen der Ankunft einer Vielzahl von beabstandeten Echosegmenten an dem Meßwertaufnehmer; die von dem ersten Signal resultieren und von dem Bereich kommen; durch ein Bewegen des Meßwertaufnehmers entlang der Achse relativ zu dem Bereich, die ausreichend ist, um die Kompression des Körpers zwischen dem Meßwertaufnehmer und dem Bereich zu ändern, während die Schallkopplung beibehalten wird; durch ein Aktivieren des Meßwertaufnehmers zum Emittieren eines zweiten Signals entlang der Achse in den Körper und in den Bereich; durch ein Erfassen der Ankunft jedes Echosegmentes an dem Meßwertaufnehmer; das von dem zweiten Signal resultiert; und durch ein Bestimmen der Dehnungen, die in Segmenten in dem Bereich zwischen den Paaren von Echosegmenten erzeugt werden.
sDie vorliegende Erfindung ist von besonderem Interesse beim Untersuchen von organischem Gewebe, insbesondere von menschlichem und anderen tierischem Gewebe. Wenn ein Meßwertaufnehmer gegen ein derartiges Material gedrückt wird, werden somit Streuer in einem Bereich innerhalb des Materials von einer Position in eine andere verschoben. Bei elastischen Materialien erlaubt ein Freigeben des Druckes, daß die Streuer in ihre ursprüngliche Position zurückkehren. Ein prinzipielles Ziel einer derartigen Untersuchung ist es, Echosignale von dem Gewebe bei Untersuchungen der elastischen Verformung zu verwenden, die das Vorhandensein von Abnormitäten anzeigen. Wenn ein Meßwertaufnehmer angewendet wird, um Signale in einen lebenden Körper zu übertragen, sollte im allgemeinen darauf geachtet werden, die Meßwertaufnehmersignale mit natürlich auftretenden Signalen zu koordinieren. Im menschlichen Körper sollte der Meßwertaufnehmer deshalb normalerweise zu Zeiten aktiviert werden, die eine Interferenz durch Signale, wie z.B. aortische und Gefäßimpulse, minimieren.
Diese Erfindung kann bei der Erfassung von Krankheiten, wie z.B. Brustkrebs und Prostatakrebs, zum genauen Erfassen und Lokalisieren von Tumoren in einem frühen Stadium verwendet werden. Ein weiterer Vorteil der Erfindung ist das Vermeiden einer ionisierenden Strahlung von Röntgenstrahlen.
Es soll an dieser Stelle festgestellt werden, daß davon ausgegangen wird, daß die Erfindung noch andere signifikante Anwendungen als in der Medizin aufweist. Eine derartige Anwendung ist z.B. die Qualitätseinstufung von Rindfleisch. Die Erfindung kann verwendet werden, um die Zartheit des Rindfleisches vor und nach dem Schlachten zu quantifizieren. Diese Fähigkeit ist ökonomisch wichtig beim Bestimmen, wann das Vieh zu schlachten ist. Weitere Anwendungen würden z.B. eine Untersuchung von Materialien und Produkten einschließen, wie z.B. Käse oder Rohöl, das physisch durch die Bewegung eines Meßwertaufnehmers verschiebbar ist.
Es soll festgestellt werden, daß die in der vorliegenden Erfindung angewendeten Meßwertaufnehmer nicht in direktem Kontakt mit den Materialien sein müssen, auf die sie angewendet werden. Es ist jedoch notwendig, daß Meßwertaufnehmer schallmäßig mit den Materialien in einer Art gekoppelt sind, daß eine Bewegung der Meßwertaufnehmer zu einer Verschiebung der Materialien führt. Schallkoppelverfahren und -mittel sind im Stand der Technik gut bekannt.
Es soll auch festgestellt werden, daß ein Material gemäß der Erfindung entweder (a) durch Nachvornbewegen eines Meßwertaufnehmers in ein kompressibles elastisches Material zur Erhöhung der Kompression oder durch (b) Zurückziehen eines Meßwertaufnehmers aus einer zusammengepreßten Position innerhalb des Materials verschoben werden kann. Ein Andern der Kompression bedeutet Komprimieren oder Dekomprimieren des Zielkörpers.
Wie oben festgestellt, ist es nicht notwendig, daß ein Echo von einem diskreten Merkmal in einem Gewebe oder anderem kompressiblen Material angewendet wird. Es ist ausreichend, daß ein identifizierbares Echosegment in dem Echosignal, das von einem Übertragungssignal resultiert, vorhanden ist. Auch wenn die physikalischen Merkmale innerhalb des Materials, die für ein ausgewähltes Echosignal verantwortlich sind, nicht klar bekannt sind, ist das ausgewählte Echosegment ein adäquater Bezug für den Zweck der Erfindung. Somit können die Kompression eines Materials und die vor und nach einer derartigen Kompression bestimmten Signallaufzeiten auf der Basis eines Vergleichs von Zeitverschiebungen in den Echosignalen sein. In ähnlicher Weise kann die Erholung eines elastischen Materials von einem anfänglich komprimierten Zustand und den Signallaufzeiten vor und nach einer derartigen Erholung oder Dekomprimierung auf der Basis von Vergleichen der Zeitverschiebungen in dem Echosegment sein.
Die vorliegende Erfindung kann auch für ein Abschätzen der Kompressibilität oder Nachgiebigkeit in Zielen mit Mehrfachschichten angewendet werden. Es soll festgestellt werden, daß die Terme "Kompressibilität" und "Nachgiebigkeit" im vorliegenden Kontext im allgemeinen ähnliche Bedeutungen haben. In jedem Fall wird die Kompressibilität in jede der zunehmend tieferen Schichten durch Anwenden derselben oben diskutierten Techniken bestimmt. Gemäß der vorliegenden Erfindung kann die Kompressibilität in jeder Schicht von nur zwei Echofolgen entlang der Strahlungsachse geschätzt werden. Die Echofolge kann unterteilt werden in Echosegmente entsprechend den Schichten. Somit kann ein Abbilden des Kompressibilitätsparameters in einer Ebene oder einem Volumen eines Zielkörpers durch eine geeignete seitliche Verschiebung des Meßwertaufnehmers auch verwirklicht werden. Weitere Ziele und Vorteile der Erfindung werden leicht deutlich aus der nachfolgenden Beschreibung.
Fig. 1a zeigt ein Ausführungsbeispiel der Erfindung, bei dem ein Meßwertaufhehmer schallmäßig mit einem Zielkörper gekoppelt ist, um einen fernen Gewebebereich innerhalb des Zielkörpers zu untersuchen.
Fig. 1b zeigt ein Diagramm eines RF-Echosignals, das von dem fernen Gewebebereich stammt, der in Fig. 1a untersucht wurde.
Fig. 2a zeigt den Meßwertaufnehmer von Fig. 1a beim Aufprägen einer kleinen Kompression auf einen nahen Bereich des Zielkörpers.
Fig. 2b zeigt ein Diagramm des zeitverschobenen RF-Echosignals, das von dem fernen Endbereich stammt, der in Fig. 2a untersucht wurde.
Fig. 3 zeigt ein eindimensionales Federmodell eines Gewebes vor und nach einer Kompression.
Fig. 4 zeigt ein eindimensionales Federmodell eines Gewebes mit einem vollständig inkompressiblen Abschnitt vor und nach einer Kompression.
Fig. 5 zeigt die Ausrüstung, die für Experiment 1 aufgebaut wurde.
Fig. 6 zeigt die Ausrüstung, die für Experiment 2 aufgebaut wurde.
Fig. 7 zeigt ein Vorrichtungsausführungsbeispiel der Erfindung, bei dem ein Meßwertaufnehmer mit einem Zielkörper über eine abstehende Vorrichtung gekoppelt ist, die ein akustisches Kopplungsfluid enthält.
Fig. 8 zeigt ein Blockdiagramm, das ein Vorrichtungsausführungsbeispiel der Erfindung zeigt, das durch einen Computer gesteuert wird.
Fig. 1a zeigt den Meßwertaufnehmer 10, der schallmäßig mit einem Zielkörper 15 gekoppelt ist. Ein Ultraschallimpuls 18 ist gezeigt, der sich innerhalb eines Strahles 20 in Richtung auf eine Echoquelle 25 auf der Strahlachse 12 ausbreitet. Wenn sich der Impuls 18 durch das Ziel 15 ausbreitet, werden entsprechende Echos erzeugt, und Ankunftszeiten werden an der Meßwertaufnehmeröffnung 11 registriert. Die Kombination aller von Reflexionen innerhalb des Strahles 20 erzeugten Echos ist die Echofolge oder A-Linie entsprechend dem Impuls 18. Ein Radiofrequenz- ("RF")-Signal-Diagramm einer von dem Impuls 18 stammenden A-Linie ist in Figur 1b gezeigt. Die Amplitude des Signals in Millivolt (mV) ist über der Echoankunftszeit in Mikrosekunden (us) aufgetragen. Spätere Ankunftszeiten entsprechen zunehmend tieferen Bereichen innerhalb des Zielkörpers 15. Ein Echosegment oder ein Echowellenausschnitt 30 innerhalb eines ausgewählten Ankunftszeitfensters wird als ein Bezug ausgewählt. Das Zeitfenster kann ausgewählt werden auf der Basis von anatomischen Daten von Ultraschallbildern oder kann willkürlich sein, z. B. alle x Mikrosekunden. Das Echosegment oder der Wellenausschnitt 30 stammen von der Echoquelle 25.
Fig. 2a zeigt einen Meßwertaufnehmer 10, der entlang der Achse 12 verschoben wird, um eine kleine Kompression (Δy&sub1;) auf das Gewebe auszuüben. In alternativer Weise kann, wie in Figur 7 gezeigt, ein Meßwertaufnehmer 80 mit einer abstehenden Vorrichtung 85 verbunden werden, die es erlaubt, daß der Meßwertaufnehmer 80 akustisch oder schallmäßig mit dem Zielkörper 90 gekoppelt wird, ohne in direktem Kontakt mit dem Zielkörper zu sein. In diesem Fall komprimiert die abstehende Vorrichtung 85, und nicht der Meßwertaufnehmer, das Ziel.
Nachdem der Meßwertaufnehmer 10 das Ziel gedrückt hat, wird ein zweiter Impuls 22 emittiert, und das entsprechende A-Linien-Segment wird von einer gewünschten Tiefe innerhalb des Gewebes erhalten. Figur 2b zeigt das RF-Diagrarnm einer zeitverschobenen A-Linie entsprechend einem Impuls 22. Das Echosegment oder der Wellenausschnitt 32, das bzw. der mit der Echoquelle 25 verbunden ist, ist auch zeitverschoben. Der zeitverschobene Wellenausschnitt 32 wird innerhalb des ausgewählten Zeitfensters erfaßt, indem Standard-Musteranpassungstechniken angewendet werden. Das ausgewählte Fenster muß derart sein, daß der Wellenausschnitt von Interesse nicht aus dem Fenster herausgeschoben wird. Diese Auswahl kann die Größe des Fensters oder das Positionieren des Fensters einschließen. Das ausgewählte Fenster sollte sowohl Ausschnittswellen als auch Echosegmente zeigen. Die Ankunftszeit des Echosegmentes oder des Wellenausschnittes 32 erfolgt vor dem des Echosegmentes oder des Wellenausschnittes 32 von oben, da der Abstand zwischen der Öffnung 11 und dem Merkmal 25 durch die Kompression Δy&sub1; verkürzt wurde.
In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung ist ein Meßwertaufnehmer an einem Zielgewebe angeordnet oder anderweitig an es gekoppelt und wird axial in Richtung auf das Ziel vorwärts bewegt, um das Ziel zu komprimieren. In alternativer Weise kann die Erfindung durch Zurückziehen eines Meßwertaufnehmers von einer zuvor komprimierten Position praktisch ausgeführt werden. Da die relativ große Öffnungsgröße des Meßwertaufnehmers ein Eindringen in das Gewebe ausschließt, treten anstelle dessen kleine Gewebeverschiebungen auf. Ein Impuls wird vor der Verschiebung erzeugt, und eine erste Echofolge, die in Antwort auf den Impuls empfangen wird, wird aufgezeichnet. Nach einer Verschiebung wird ein zweiter Impuls emittiert, und eine zweite Echofolge wird in Antwort auf die Aussendung aufgezeichnet. Als nächstes wird ein Vergleich der Wellenformen gezeigt, um eine sich verringernde Verschiebung der Gewebestrukturen mit der Tiefe anzuzeigen. Die Verringerung wird im allgemeinen im Charakter asymptotisch sein.
Bei dem zuvor genannten Ausführungsbeispiel sind eine einzige Kompression eines homogenen Zielkörpers und ein wiederholtes sinusförmiges Wellenformsignal beschrieben worden. Es ist jedoch klar, daß andere Bedingungen angewendet werden können. Somit können Mehrfachkompressionen, andere Wellenformen und andere Signalquellen, wie z.B. feldweise angeordnete Meßwertaufnehmer, verwendet werden. Diese Signalquellen können z.B. nicht wiederholend sein und können ein spitzenartiges Signal erzeugen.
Im Gewebe, das nicht homogen ist, unterscheidet sich das Verschieben von Gewebe in verschiedenen Segmenten. Wenn z.B. ein Segment eines Gewebes weniger kompressibel ist als das Gesamtgewebe, das das Segment enthält, wird sich das Gewebe in dem Segment weniger zusammendrücken oder dehnen, als wenn das Segment des Gewebes diesselbe Kompressibilität wie das Gewebe als Ganzes hätte. Wenn ein Segment kompressibler als das Gewebe als Ganzes ist, wird sich das Segment in alternativer Weise mehr zusammendrücken oder dehnen, als wenn das Segment die gleiche Kompressibilität wie andere Segmente hätte.
Bezugnehmend auf Fig. 3 ist ein Dehnungs- bzw elastisches Verformungsmodell gezeigt, das veranschaulicht, wie der Young-Modul zum Erklären der Anwendung der vorliegenden Erfindung auf kompressible Materialien, vor aliem menschliche Organe und Gewebe angewendet werden kann. Der Young-Modul ist eine Grundeigenschaft von elastischen Materialien, und elastische Materialien können durch ihre Young-Module charakterisiert werden. Menschliches Gewebe kann demgemäß in ähnlicher Weise beschrieben werden.
Kurz ausgedrückt, der Young-Modul für irgendein gegebenes Material ist das numerische Verhältnis der auf das Material angelegten Spannung zur resultierenden Dehnung in dem Material. Somit gilt Y = F/(A) (S) = P/S, wobei Y der Young-Modul für ein gegebenes Material ist; F die Gesamtkraft ist, die auf das Material ausgeübt wird; A die Fläche der Anwendung der Kraft ist; S die Dehnung ist und P der Druck ist. Man wird aus der Beziehung dieser Faktoren erkennen, daß der Young-Modul eines Materials ein Maß der Steifheit des Materials ist.
Das Modell in Fig. 3 stellt vier Segmente A, B, C, D eines kompressiblen Körpers dar; wobei jedes Segment gleichmäßig kompressibel und gleich bezüglich der Länge ist, wenn es nicht zusammengedrückt ist. Jedes Segment in Figur 3 ist durch eine Feder dargestellt, die identisch den anderen Federn ist. Die Federn im linken Feld reflektieren die Bedingung des Modells bei einem Zustand keiner Kompression. Die Federn auf der rechten Seite stellen die Bedingungen des Modells dar, wenn eine auf das oberste Segment ausgeübte Kompressionskraft das Obere dieses Segmentes um eine Entfernung 4 x Δy verschoben hat. Man kann sehen, daß der Punkt x um eine Entfernung 4Δy zu Punkt x' verschoben worden ist. Es kann auch gesehen werden, daß diese Gesamtverschiebung gleichmäßig über jede der Federn verteilt worden ist, wodurch bewirkt wird, daß jedes Segment sich um dieselbe Größe verkürzt. Somit ist ein Segment oder eine Feder A um Δy von a auf a' verkurzt worden; Segment oder Feder B ist um Δy von b auf b' verkürzt worden usw. Der Gesamteffekt ist jedoch gewesen, jedes Segment in zunehmender Weise mehr zu verschieben, wenn man vom Segment oder der Feder D zum Segment oder der Feder A geht.
Die Gesamtkompression des Modells ist durch die Änderung der Länge 4 x Δy gezeigt. Die Änderung der Segmente A wird berechnet als 4 x Δy - 3 x Δy = Δy. Die Gesamtkompression der Segmente B bis D ist durch die Änderung der Länge 3 x Δy gezeigt. Die Änderung der Länge des Segmentes B wird berechnet als 3 x Δy - 2 x Δy = Δy. Die Gesamtkompression der Segmente C und D ist durch die Änderung 2 x Δy gezeigt. Die Änderung der Länge des Segmentes C wird berechnet als 2 x Δy - Δy = Δy. Schließlich ist die Gesamtkompression des Segmentes D durch die Änderung der Länge Δy von d auf d' gezeigt. Die Änderung der Länge des Segmentes D wird berechnet als Δy - 0 = Δy. Die Änderung der Länge jedes Segmentes ist gleich Δy. Jedes Segment drückt sich um denselben Gesamtbetrag Δy zusammen, und zwar solange wie die Segmente die gleiche Kompressibilität aufweisen.
Die Dehnung jedes Segmentes kann berechnet werden als Δy/l, wobei l die anfängliche (nicht zusammengepreßte) Länge des Segmentes ist. Dieser Dehnungswert ist tatsächlich die Größe von Interesse für Anzeigezwecke. Klar ist in diesem Fall, daß die Dehnung in diesem eindimensionalen System konstant für jedes Segment ist, was die Tatsache reflektiert, daß alle Federn gleich sind. Die Dehnung ist jedoch durch die Anfangsverschiebung beeinflußt.
Wenn ein Segment in dem obigen Dehnungsmodell vollständig inkompressibel wäre, würde auf der anderen Seite der inkompressible Abschnitt keine Dehnung zeigen, sein Vorhandensein würde nichtsdestotrotz die Kompression der anderen Abschnitte beeinflussen. Bezugnehmend auf Fig. 4 ist z. B. eine der Federn C in dem Modell von Fig. 3 durch eine total steife Feder ersetzt worden (so steif, daß sie tatsächlich durch eine dünne Stange ersetzt werden kann, die inkompressibel ist). Nun ist eins der Segmente inkompressibel. Verwendet man die gleiche Gesamtkompression in Figur 3 von 4 x Δy, so ist die Gesamtkompression der Segmente A bis D durch eine Änderung 4 x Δy in der Gesamtlänge gezeigt. Die Änderung der Länge für Segment A wird nun aus 4 x Δy - 2/3 x 4 x Δy = 4(1 - 2/3) x Δy = (4/3) (Δy) berechnet.
Die Gesamtkompression der Segmente B bis D ist durch die Änderung (8/3) (Δy) bezüglich der Gesamtlänge gegeben. Die Änderung der Länge des Segmentes B wird nun berechnet als 8/3Δy - 4/3Δy = (4/3)(Δy).
Die Gesamtkompression des Segmentes C ist null. Die Änderung der Länge des Segmentes C wird berechnet als (4/3)(Δy) - (4/3)(Δy) = 0.
Die Gesamtkompression des Segmentes D ist durch die Änderung der Länge von d auf d' gegeben. Die Änderung der Länge des Segmentes D wird berechnet als (4/3)(Δy) - 0 = (4/3)(Δy).
Jedes der Segmente A, B und D wird gleich zusammengedrückt, da sie durch gleiche Federn dargestellt sind. Der Betrag, um den jedes dieser Segmente zusarnmengedrückt wird, ist jedoch größer als in dem vorhergehenden Beispiel, da die gleiche Verschiebung 4 x Δy nun auf drei Federn und nicht auf vier wie zuvor aufgeteilt wird. Das Segment C, das durch eine inkompressible Stange dargestellt ist, zeigt keine Dehnung, sein Vorhandensein beeinflußt jedoch die Kompression der anderen.
Als Schlußfolgerung gilt, solange die Segmente, die durch Federn dargestellt sind, denselben Young-Modul besitzen, zeigen sie gleiche Dehnung, die gemessen werden kann. Die Größe dieser Dehnung ist abhängig von der Anfangskompression und der Anzahl gleicher Segmente. Ein Segment mit unterschiedlichem Young-Modul kann wahrgenommen werden infolge der unterschiedlichen Dehhungswirkungen, die es einfülrrt. Sein Vorhandensein ändert die Dehnung der umgebenden Segmente. Somit können Änderungen der Dehnung innerhalb unterschiedlicher Segmente eines Gewebes erfaßt werden, indem ein Federmodell des Gewebes verwendet wird.
Wie oben erklärt, bewirkt das Vorhandensein einer Abnormität oder seines Effektes in einem ansonsten homogenen Gewebe, daß sich die Nulliniendehnung der umgebenden homogenen Segmente ändert wegen des Erfordernisses, daß das Integral aller Dehnungen entlang des Dehnungweges (Fläche unter dem Dehnungsprofil) gleich der Anfangsverschiebung ist. In anderen Worten, die Dehnung eines "normalen" Gewebes wird durch die Größe und den Young-Modul eines abnormen Segmentes beeinflußt. Somit können nur Relativmessungen ausgeführt werden, indem das Dehnungmodell allein verwendet wird. Diese Messungen sind nützlich, Absolutmessungen sind jedoch auch wünschenswert.
Es wird möglich, eine Kompressibilität innerhalb eines Gewebes in absoluten Termen zu bestimmen, indem ein Dehnungsprofil verwendet wird, das das Gewebe zusammen mit einem Koppelmedium mit einem bekannten Young-Modul und einer bekannten Schallgeschwindigkeit einschließt. Somit kann eine Schicht eines Materials mit einem bekannten Young-Modul und einer bekannten Schallgeschwindigkeit als eine Schicht zwischen einem Meßwertaufnehmer und dem Gewebe angeordnet werden, und das Verfahren der Erfindung kann dann angewendet werden, um ein Dehnungsprofil dieser kombinierten Schichten zu erhalten. Die bekannte Schicht kann aus einem kompressiblen oder nachgiebigen Material wie z.B. Gummi, Schwamm, Gelen usw. bestehen. Das Material sollte kompressibel sein und einen Ultraschallübertragungsweg zu dem Gewebe schaffen. Das Material kann echogen sein, das ist jedoch nicht notwendig.
Durch Verwenden des Verfahrens der Erfindung werden Schallmessungen ausgefährt, bevor und nachdem eine Kraft auf einen Meßwertautnehmer ausgeübt wurde, um so die bekannte Schicht und das unbekannte Gewebe zusammenzudrücken. Die resultierenden Dehnungs- bzw elastischen Verformungsdaten werden verwendet, um ein Dehnungspofil zu erzeugen. Die Dehnungsmessungen können dann in Young-Modul-Messungen umge wandelt werden durch Berechnen der Kraft pro Flächeneinheit ("Spannung"). Somit wird die zusätzliche Dehnung von der Schicht des unbe kannten Materials verwendet, um die Spannung mit der Formel zu berechnen.
Spannung der bekannten Schicht gleich Young-Modul der Schicht x gemessene Dehnung in der Schicht.
Sobald die Spannung bekannt ist, kann der Young-Modul für das unbekannte Gewebe leicht erhalten werden, da die Kraft dieselbe ist entlang der gesamten Kompressionsfläche, und die Fläche ist auch dieselbe.
Somit kann ein Dehnungsprofil in ein Young-Modul-Profil umgewandelt werden, das absolut ist und das unabhängig vom Vorhandensein von Defekten oder der Größe der Kompression ist. Wesentlich ist, daß die darüberliegende Schicht als ein "Spannungsmesser" wirkt. Das läßt auch eine Kompression des Gewebes in einer willkürlichen Art zu, da die Ergebnisse unabhängig von der anfänglichen Kompression sind, und zwar solange das lineare Verhalten des Gewebes beibehalten wird.
Figur 8 zeigt eine Vorrichtung zum Bestimmen der Kompressibilität eines Zielkörpers 204, der aufweist: einen steifen Rahmen 199; einen an dem Rahmen 199 angebrachten Motor 200; ein axiales Element 201 mit einem ersten und einem zweiten Ende, wobei das erste Ende mit dem Motor 200 derart gekoppelt ist, daß die axiale Position des axialen Elementes 201 durch Betreiben des Motors 200 variiert werden kann; und eine Ultraschallquelle 202, die an dem zweiten Ende des axialen Endes 201 montiert ist. Die Ultraschallquelle 202 hat eine Oberfläche, die in der Läge ist, schallmäßig mit dem Zielkörper 204 gekoppelt zu werden.
Die Ultraschallquelle 202 kann ein einziger Meßwertaufnehmer oder eine Gruppe von Meßwertaufnehmern sein. Ein gesteuertes Meßwertaufnehmerfeld ist bevorzugt, wenn ein Meßwertaufnehmerfeld verwendet wird. Das axiale Teil 201 kann ein Schneckenrad sein.
Die obere Oberfläche einer Schicht 203 mit einem bekannten Young- Modul und einer bekannten Schallgeschwindigkeit kann mit der unteren Oberfläche 212 der Ultraschallquelle 202 gekoppelt sein. Die untere Oberfläche der Schicht 203 ist mit dem Zielkörper 204 gekoppelt.
Die Vorrichtung kann auch ein Datenspeichermedium enthalten, das mit einem Meßwertaufnehmer zum Speichern von Signalen von dem Meßwertaufnehmer verbunden ist. Die Bewegung des axialen Teiles 201 kann in präzisen Größen gesteuert werden durch Verwendung einer mit dem Motor 200 verbundenen Steuerungseinrichtung 205, so daß der Betrieb des Motors 200 das axiale Teil 201 in präzisen Größen bewegt.
Ein Sender 206 kann mit der Ultraschallquelle 202 verbunden sein, um die Ultraschallquelle 202 zu aktivieren. Ein Empfänger 207 kann auch mit der Ultraschallquelle 202 verbunden sein, so daß durch die Ultraschallquelle 202 in Antwort auf Echofolgen erzeugte Signale an den Empfänger 207 übertragen werden. Ein Digitalisierer 209 kann mit dem Empfänger 207 verbunden sein, um analoge Signale in numerische Daten umzuwandeln. Desweiteren kann eine Kreuzkorreliereinrichtung 210 mit dem Digitalisierer 209 verbunden sein. Ein Computer 208 kann mit dem Sender 206 derart verbunden sein, daß der Computer 208 den Sender 206 triggern kann. Die Kreuzkorreliereinrichtung 210 kann auch mit dem Computer 208 derart verbunden sein, daß Daten durch den Computer 208 empfangen werden können. Der Computer 208 kann programmiert sein, um die Echofolgen in ein Dehnungsprofil oder ein Young-Modul- Profil umzuwandeln. Bilder des Dehnungsprofils und des Young-Modul- Profils können auf einem Monitor 211, der mit dem Computer 208 verbunden ist, angezeigt werden.
Obwohl das Verfahren dieser Erfindung bezüglich einer knischen Diagnose beschrieben worden ist, soll klar sein, daß es kein begrenzender Faktor auf die Anwendbarkeit der Erfindung ist. So kann z.B. die vorliegende Erfindung in der Gerichtsmedizin, bei Gewebecharakterisierungs studien, in der Veterinärmedizin, bei Laborexperimenten und bei industriellen Anwendungen eingesetzt werden. Die vorliegenden Techniken können auch für irgendwelche Materialien verwendet werden, die physikalisch zusammengepreßt oder verschoben werden können. Das heißt, ein Material, das im Innern verschiebbar in Reaktion auf auf Material ausgeübten Druck ist.
Die verschiedenen Aspekte der Erfindung werden spezifischer deutlich in den nachfolgenden Beispielen, die rein veranschaulichend sind und nicht aufgeführt sind, um den Schutzumfang der Erfindung zu begrenzen.

Beispiel 1

Bezugnehmend auf Figur 5 wurde ein Wassertankexperiment ausgeführt, um das Verfahren zum Abschätzen von relativen Kompressibilitäten zu testen, indem ein simuliertes Gewebe oder ein Gewebe-"Phantom" verwendet wurde. Ein rechteckiges Polyester-Schaumgewebe-Phantom 101, dessen Größe 188 mm x 88 mm x 45 mm war, wurde in einem Becherglas angeordnet, und destilliertes Wasser wurde zugegeben, um das Phantom 101 vollständig einzutauchen. Das Becherglas wurde in einem Trockner angeordnet und ein Laborvakuum wurde etwa 15 Minuten angelegt. Danach wurde das Becherglas in einen Tank mit destilliertem Wasser getaucht, und das Phantom 101 wurde entfernt und auf einem polierten nicht rostenden Stahlreflektor 102 mit 6,35 mm Dicke angeordnet. Man ließ das Phantom 101 eine Gleichgewichtstemperatur von 37,0 + 0,5 ºC erreichen. Es ist gefunden worden, daß Schaumphantome unter diesen Bedingungen menschliches Gewebe sehr effektiv simulieren.
Eine dicke Plexiglasplatte 103 mit einer Oberfläche gleich der oberen Oberfläche des Phantoms 101 wurde auf der Oberseite des Phantomschaumes angeordnet. Die Dicke der Plexiglasplatte 103 war 15 mm. Die dicke Plexiglasplatte 103 wurde verwendet, um eine elastische Deformation dieser Schicht zu verhindern oder zu reduzieren. Um die Kompressibilität des Schaumphantoms zu bestimmen, wurde ein Gewicht auf der Plexiglasplatte aufgesetzt und so angeordnet, daß der Gewicht-104- Schwerpunkt nahe dem Schwerpunkt der Platte 103 war. Der Meßwertaufnehmer 100 wurde dann mit der Plexiglasplatte 103 gekoppelt. Als nächstes wurden die Verschiebezeiten der von den Zielen 1 und 2 vor und nach einem Anordnen des Gewichtes auf der Platte 103 zurückgestreuten Signale erhalten. Der Prozeß wurde 10 mal wiederholt, und die Durchschnittswerte wurden für eine Berechnung verwendet. Auftriebseffekte wurden berücksichtigt.
Die Dehnung wurde bestimmt als 4,56 x 10&supmin;³. Da die durch das Gewicht 104 aufgeprägte Kraft 3,43 N (0,35 kg) war und da die obere Oberfläche des Phantoms 101 18,8 x 8,8 cm² war; war die Spannung auf der Flächeneinheit 0,021 N/cm². Der Young-Modul des absoluten Phantoms wurde berechnet zu 4,54 N/cm².

Experiment 2

Der Ausrüstungsaufbau für dieses Experiment, der in Figur 6 gezeigt ist, wurde verwendet, um die Fähigkeit der vorliegenden Erfindung zu testen, relative Kompressibilitäten verschiedener Gewebe zu messen. Zusätzlich wurde ein zweites Phantom, das aus einer Schaumschicht ausgebildet war, dem Aufbau hinzugefügt. Die zweite Schaumschicht hatte eine Kompressibilität, die verschieden von dem ersten Schaumgewebephantom war. Das zweite Phantom ("Phantom 2") 105 war kompressibler als das erste Phantom ("Phantom 1") 101. Zum Messen der relativen Deformation der Segmente 1, 2 und 3, 4 wurde die Zeitverschiebung von von den Zielen 1, 2, 3 und 4 zurückgestreuten Signalen jeweils aufgezeichnet. Die jeweiligen Ankunftszeiten von t&sub1;, t&sub2;, t&sub3; und t&sub4; wren 30 us, 50 us, 80 us und 100 us. Ein angepaßter 19 mm, 3,5 Mhz-Meßwertaufnehmer 100 wurde verwendet. Der Meßwertaufnehmer 100 wurde in 0,5 mm Stufen in Richtung auf den nahen simulierten Gewebebereich bewegt. Jede Zeitverschiebung wurde durch Mittein der Daten von 10 Messungen erhalten. Als Bezug wurden die absoluten Kompressibilitäten der zwei Phantome 101, 105 separat bestimmt, indem die Meßtechnik verwendet wurde, die in Experiment 1 beschrieben wurde.
Die relativen Dehnungen der Segmente 1, 2 und 5, 6 wurden berechnet zu S (1,2) = 1,51 x 10&supmin;³, und S(3,4) = 2,48 x 10&supmin;³, indem die aufgezeichneten Zeitverschiebungen verwendet wurden. Im Ergebnis wurde das Verhältnis zwischen den Dehnungen der Segmente 5, 6 und 3, 4 berechnet als r' = 0,61.
Als Bezug wurden die Young-Module der Phantome 1 und 2 separat bestimmt als 7,85 N/cm² und 4,54 N/cm² durch Verwenden des in Experiment 1 beschriebenen Verfahrens. Deshalb war das Verhältnis r zwischen den Young-Modulen der Phantome 1 und 2 0,58, was dicht an 0,61 ist.
In den obigen Beispielen wurden die Ankunftszeit-"Fenster" für die Signale von Interesse so ausgewählt, daß sie den Zielen 1, 2, 3 und 4 entsprachen. Es ist klar; daß ähnliche Fenster ausgewählt werden könnten, um den Grenzen der in Figur 5 und 6 gezeigten Schichten zu entsprechen. Somit könnten in Figur 6 Fenster für die obere und untere Grenze 105 bzw. 106 der oberen Schicht und auch für die obere und die untere Grenze 106 bzw. 107 der unteren Schicht ausgewählt worden sein. Es ist klar, daß die Erfindung auf Zielkörper angewendet werden kann, die mehr als zwei Schichten haben.
In den zwei Beispielen waren die Zielkörper Schaumstücke, die elastisch nachgiebige Materialien in einer festen Form waren, die auf Ultraschallsignale in einer Art antworteten, die ganz ähnlich dem menschlichen oder anderem tierischen Gewebe war. Es wird deutlich, daß dann die Erfindung nicht auf die Verwendung von tierischem Gewebe und Organen begrenzt ist. Wie schon früher festgestellt, kann die Erfindung im allgemeinen auf irgendein Material, das im wesentlichen eine feste Form hat, das nachgiebig ist, angewendet werden, und insbesondere auf Materialien, die sowohl nachgiebig als auch elastisch sind. Im allgemeinen sollten die Materialien eine ausreichende Struktur für plastische Nachgiebigkeit in einer Art wie z.B. Käse oder elastische Nachgiebigkeit in einer Art wie z.B. Gummi, menschliche Organe oder anderes menschliches Gewebe, Fleisch, Gele und ähnliches, besitzen.
Es ist klar, daß die vorstehende Erfindung praktisch angewendet und mit vielen Arten modifiziert werden kann. Z. B. ist es gut bekannt, daß Ultraschallmeßwertaufnehmer verfügbar sind bei angepaßten Gruppenanordnungen, wobei eine Vielzahl von angepaßten Meßwertaufnehmern Seite an Seite in einem einzelnen Kopf montiert sind. Es wird auch in Erwägung gezogen, daß derartige Mehrkanalfelder mit einem tierischen Gewebe oder einem anderen kompressiblen festen Material gekoppelt sein können und daß dadurch mehrfache Ultraschallsignale in das Material simultan entlang eines Feldes von Strahlungsachsen übertragen werden können. Somit kann ein gesamter Schnitt des Materials durch Verwendung eines derartigen Feldes überprüft werden. Bilder von der Dehnungund/oder des Young-Moduls können hergestellt werden.
Es ist klar; daß ein Meßwertaufnehmer als ein Sender verwendet werden kann, und daß einer oder mehrere Meßwertaufnehmer von dem Sender versetzt sein können und als Empfänger verwendet werden können.

Claims

1. Verfahren des Abschätzens der Kompressibilität eines Zielkörpers, das die Schritte einschließt:

(a) Emittieren von einem Meßwertaufnehmer eines ersten Impulses an Ultraschallenergie entlang eines Weges in den Zielkörper;

(b) Erfassen der Ankunft einer ersten Echofolge einschließlich eines oder mehrerer Echosegmente innerhalb des Zielkörpers, die von dem ersten Impuls resultieren;

(c) Ändern der Größe der Kompression innerhalb des Zielkörpers entlang des Weges durch Verschieben des Meßwertaufnehmers;

(d) Emittieren eines zweiten Impulses der Ultraschallenergie nach der Kompressionsändemng in den Zielkörper entlang des Weges;

(e) Erfassen der Ankunft einer zweiten Echofolge einschließlich eines oder mehrerer Echosegmente, die gleich der ersten Echofolge sind, die vom Innern des Zielkörpers ankommt, die von dem zweiten Impuls resultiert;

(f) Messen der Differenzen der Arikunftszeiten von mindestens einem Echosegment von gemeinsamen Bereichen innerhalb des Gewebes.

2. Verfahren nach Anspruch 1, das des weiteren ein schallmäßiges Koppeln einer Ultraschallquelle direkt mit einem Zielkörper zum Emittieren des ersten und des zweiten Impulses von Ultraschallenergie aufweist.

3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei ein Ändern der Größe der Kompression innerhalb des Zielkörpers ein Verschieben des Zielkörpers durch Verschieben der Ultraschallquelle aufweist, während eine Schallkopplung zwischen der Ultraschallquelle und dem Zielkörper beibehalten wird.

4. Verfahren nach Anspruch 2, das des weiteren ein Erfassen der Ankunft der ersten und der zweiten Echofolge an der Ultraschallquelle aufweist.

5. Verfahren nach Anspruch 2, das des weiteren ein Anordnen und ein akustisches Koppeln einer Schicht von Material eines bekannten Young-Moduls zwischen dem Meßwertaufnehmer und dem Gewebe aufweist und gekennzeichnet dadurch, daß die Schritte (a) bis (f) von Anspruch 1 ausgeführt werden, wobei der Weg sich durch das Material erstreckt.

6. Verfahren nach Anspruch 5, das des weiteren ein Bestimmen der Young-Module innerhalb des Zielkörpers relativ zu der Schicht von Material aufweist.

7. Verfahren nach Anspruch 1, wobei in Schritt (a) eine Vielzahl der Impulse entlang einer entsprechenden Vielzahl der parallelen Wege in den Zielkörper emittiert und die Schritte (b) bis (f) für jeden dieser Impulse ausgeführt werden.

8. Verfahren nach Anspruch 1, das des weiteren ein Teilen jeder Differenzverschiebung durch das Verhältnis der Kraft aufweist, die die Größe der Kompression auf die Fläche des Zielkörpers ändert, auf die die Kraft ausgeübt wird.

9. Verfahren zum Erhalten eines Dehnungsprofils eines organischen Gewebes, das mindestens zwei Schichten eines organischen Gewebes aufweist, die durch Grenzen definiert und voneinander getrennt sind, das die folgenden Schritte aufweist:

(a) schallmäßiges Koppeln eines Ultraschallmeßwertaufnehmers mit der Oberfläche des Gewebes, um so Ultraschallsignale entlang eines Weges zu richten, der sich sukzessive durch die Schichten erstreckt;

(b) Aktivieren des Meßwertaufnehmers, um ein erstes Ultraschallsignal entlang des Weges durch die Schichten zu richten;

(c) Erfassen der Ankunftszeiten an dem Meßwertaufnehmer von Echosegmenten, die an der nahen und der fernen Grenze jeder Schicht entstehen und von dem ersten Signal resultieren;

(d) Ändern der Größe der Kompression in den Gewebeschichten entlang des Weges durch Verschieben des Meßwertaufnehmers;

(e) Aktivieren des Meßwertautnehmers, um ein zweites Ultraschallsignal entlang des Weges durch diese Schichten zu richten;

(f) Erfassen der Ankunftszeiten an dem Meßwertaufnehmer der Echosegmente, die von dem zweiten Signal resultieren; und

(g) Messen der Differenzen zwischen den Ankunftszeiten in Schritten (c) und (f) für diese Echosegmente.

10. Verfahren nach Anspruch 9, bei dem eine Materialschicht eines bekannten Young-Moduls und einer bekannten Schallgeschwindigkeit zwischen dem Meßwertaufnehmer und dem Gewebe angeordnet ist und akustisch mit sowohl dem Meßwertaufnehmer als auch dem Gewebe vor dem Schritt (a) gekoppelt ist und bei dem die Schritte (a) bis (f) ausgeführt werden, wobei der Weg sich durch das Material und die Gewebeschichten erstreckt.

11. Verfahren nach Anspruch 9, das des weiteren ein Bestimmen des Young-Moduls jeder Gewebeschicht relativ zu der Materialschicht aufweist.

12. Verfahren nach Anspruch 9, das des weiteren ein Berechnen einer Dehnung innerhalb des Zielkörpers aufweist, indem die folgende Formel verwendet wird:

Dehnung = (t1B - t1A) - (t2B - t2A)/(t1B - t1A)

wobei t1A = die Ankunftszeit des ersten Echosignals von dem nahen Merkmal;

t1B = die Ankunftszeit des ersten Signals von dem fernen Merkmal;

T2A = die Ankunftszeit des zweiten Echosignals von dem nahen Merkmal; und

t2B = die Ankunftszeit des zweiten Echosignals von dem fernen Merkmal sind.

13. Verfahren nach Anspruch 9, das des weiteren ein Teilen der in Schritt (d) ausgeübten Kraft durch die Fläche des Zielkörpers aufweist, gegen die die Kraft ausgeübt wird, und auch durch den in Anspruch 9 erhaltenen Wert.