KR101598930B1 - 심근 수축력을 측정하는 방법 및 장치 - Google Patents

Abstract

본 발명은 기계적 전단파는 심장을 통해 전파되고 그 전파의 관찰은 심장의 탄성도를 대표하는 전단파 전파 파라미터를 결정하도록 하는 환자의 심근 수축력 측정방법에 관한 것이다. 심수축말기의 전파 파라미터의 값은 샘플되며, 심수축말기의 탄성을 대표하는 파라미터가 된다.

Description

심근 수축력을 측정하는 방법 및 장치{METHOD AND APPARATUS FOR MEASURING HEART CONTRACTILITY}

본 발명은 심근 수축력을 측정하기 위한 방법 및 장치에 관한 것이다.

가령 확장성(dilated) 또는 비대형(hypertrophic) 심근증(cardiomyopathy), 심근경색증(myocardial infraction), 국소빈혈(ischemia) 등과 같은 다수의 심장 병리(cardiac pathologies)를 검출하기 위해, 심근 수축력의 임상 평가는 심장학에서 결정적인 지주(stake)이다.

심근 수축력은 대개 심수축말기 압력-용적관계(ESPVR)를 판단하여 평가되는데, 이는 여러 심장주기(cardiac cycle) 동안 환자에 대한 상당수의 침습적 측정(invasive measurement)을 필요로 한다. ESPVR은 특히 그 기울기인 심수축말기 탄성율(E_max 또는 E_es)에 의해 특징지어지는 선형 관계이다.

ESPVR을 판단하는 비침습적(Non-invasive) 방법은 이러한 단점을 피하기 위해 설계되었다. 예를 들어, WO-A-98/19594는 압력, 심장 용적 및 심박의 측정(심지어 그 중 일부는 가령 침습적 압력 측정)이 수행된 후 통계 데이터에 기반하여 ESPVR을 평가하는데 사용되는 비침습적 단일 박동(beat) 측정방법을 기술한다.

그러나, 이러한 알려진 방법은 많은 측정장치의 동시 사용을 요구하기 때문에 여전히 복잡하다. 게다가, 이 방법은 여러 가정들을 기초로 한다:

- 검사 중인 심장은 이 방법에 의해 사용되는 통계 법칙을 따르며,

- 탄성율은 시간의 선형 함수이며,

- 심장주기 동안 압력-용적(P-V) 선도의 용적-축 절편은 일정하게 유지됨.

이 가정들은 어떤 경우에 잘못된 것으로 나타날 수 있으므로, ESPVR의 잘못된 평가를 가져올 수 있다.

본 발명의 목적은 적어도 상기 단점의 일부를 방지하는 심근 수축력 측정을 위한 새로운 방법을 제안하는 것이다.

이를 위하여, 본 발명에 따라, 트랜스듀서 어레이(transducer array)에 의해 적어도 하나의 집속형 초음파가 환자의 몸속으로 방사되도록 하여 환자의 심근에서 탄성 전단파(shear wave)가 생성되는 자극 단계(a), 비집속형 초음파의 시간 조절은 전단파가 관찰 필드를 전파하는 동안 적어도 비집속형 초음파의 일부가 관찰 필드를 통과하도록 형성되며, 트랜스 듀서 어레이가 환자의 심근으로 연속적인 비집속형 초음 압축파를 방사하도록 하는 서브 단계(b1) 및 환자의 심근에서 반사하는 파티클(particles)과 상호작용하는 비집속형 초음 압축파에 의해 생성되는 반향(echoes)을 포함하고 관찰 필드에서 수신된 사운드 신호가 트랜스듀서 어레이에 의해 실시간으로 검출되도록 하는 서브 단계(b2)를 포함하는 환자의 심근의 관찰 필드에서 전단파의 전파가 관찰되는 관찰 단계(b), 상기 반사하는 파티클의 운동 특성을 나타내는 적어도 하나의 운동 파라미터가 관찰 필드에서 결정되는 적어도 하나의 서브 단계(c2)를 포함하는 적어도 하나의 처리 단계(c) 및 시간에 대한 운동 파라미터의 변화에 기반하여, 심근 탄성도를 대표하는 전단파 전파 파라미터에 의해 얻어진 값의 함수인 적어도 하나의 심수축말기(end-systolic) 탄성도 파라미터가 관찰 필드의 적어도 한 지점에서 결정되는 심근 수축력 측정 단계(d)를 포함하는 환자의 심근 수축력 측정방법이 제공된다.

이러한 특성들로 인하여, 심근 수축력이 제한된 장치를 가지고 정확하고 빠르며 비침습적으로 결정될 수 있다. 게다가, 수축력이 국부적으로 결정될 수 있으므로, 적어도 심장의 일부를 통하여 수축력의 맵핑(mapping)을 수립하는 것이 가능하다.

본 발명의 방법의 다양한 실시예에서는 다음의 단계(하나만으로 또는 결합하여 사용될 수 있는) 중 하나 및/또는 다른 것을 부가하여 사용될 수 있다:

- 상기 처리 단계(c)는, 운동 파라미터를 결정하는 상기 서브 단계(c2) 전에, 전단파의 연속적인 전파 이미지를 결정하기 위해 서브 단계(b2) 동안 관찰 필드로부터 연속적으로 수신된 사운드 신호를 처리하는 단계(c1)를 더 포함하며;

- 심근 수축력 측정 단계(d)에서 계산되는 상기 전단파 전파 파라미터는 전단파 속도, 전단 탄성률(shear modulus), 영률(Young's modulus) 및 전단 탄성도 그리고 역(inverse) 국부변형률(local strain)로부터 선택되며;

- 심근 수축력 계산 단계(d)에서, 상기 심수축말기 탄성도 파라미터는 관찰 필드의 여러 지점에서 계산되고, 관찰 필드에서 상기 심수축말기 탄성도 파라미터 맵(map)이 결정되며;

- 상기 서브 단계(b1)에서, 상기 비집속형 초음 압축파는 적어도 초당 300 샷(shot)의 비율로 방사되며;

- 상기 심근 수축력 측정 단계(d)에서, 상기 전단파 전파 파라미터의 값이 여러 다른 순간, 즉 적어도 한 심장주기(cardiac cycle)를 커버하는 측정 기간 동안 초당 여러 회씩 반복적으로 결정되고, 상기 심수축말기 탄성도 파라미터는 상기 전단파 전파 파라미터의 상기 값을 기초로 결정되며;

- 상기 심수축말기 탄성도 파라미터는 상기 전단파 전파 파라미터의 상기 값의 최대값의 함수이며;

- 상기 측정 기간은 1초와 180초 사이에 포함되며;

- 상기 심근 수축력 측정 단계(d)는 상기 전단파 전파 파라미터의 값이 적어도 초당 5회의 비율로 반복적으로 결정되며;

- 상기 심근 수축력 측정 단계(d)에서, 심수축말기는 심전도에 의해 검출되며, 심수축말기 탄성도 파라미터는 상기 검출된 심수축말기에서 결정되며;

- 상기 심근 수축력 측정 단계(d)에서, 상기 전단파 전파 파라미터의 값이 여러 심장주기를 커버하는 측정 기간 동안 여러 무작위(random) 순간에 반복적으로 결정되고, 심수축말기 탄성도 파라미터는 상기 전단파 전파 파라미터의 상기 값의 최대값의 함수로서 결정되며;

- 심확장기에서 상기 전단파 전파 파라미터에 의해 얻어진 값의 함수인 심확장기 탄성도 파라미터가 결정되는 심확장기 탄성도 측정 단계(e)를 더 포함하며;

- 상기 심확장기 탄성도 측정 단계(e)에서, 상기 전단파 전파 파라미터의 값이 여러 다른 순간, 즉 적어도 한 심장주기(cardiac cycle)를 커버하는 측정 기간 동안 초당 여러 회씩 반복적으로 결정되고, 상기 심확장기 탄성도 파라미터는 상기 전단파 전파 파라미터의 상기 값을 기초로 결정되며;

- 심확장기 탄성도 파라미터는 상기 전단파 전파 파라미터의 상기 값의 최소값의 함수이며;

- 상기 심근 수축력 측정 단계(d)에서, 심확장기는 심전도에 의해 검출되고, 심확장기 탄성도 파라미터는 상기 검출된 심확장기에서 상기 전단파 전파 파라미터에 의해 얻어진 값의 함수이며;

- 상기 서브 단계(c2)에서, 상기 운동 파라미터는 상기 트랜스듀서 어레이에 속한 하나의 대응하는 트랜스듀서에 의해 관찰 필드의 적어도 하나의 기결정된 측정 영역에서 결정되며;

- 전단파 전파 파라미터의 측정이 심근 내 동일한 위치에서 행해지도록 하기 위해, 심근의 변형(deformation)을 추적하는 추적 단계를 더 포함한다.

본 발명의 또 다른 목적은 트랜스듀서 어레이에 의해 적어도 하나의 집속형 초음파가 환자의 몸속으로 방사되도록 하여 환자의 심근에서 탄성 전단파(shear wave)를 생성하고(a); 비집속형 초음파의 시간 조절은 전단파가 관찰 필드를 전파하는 동안 적어도 비집속형 초음파의 일부가 관찰 필드를 통과하도록 형성되며, 트랜스 듀서 어레이가 환자의 심근으로 연속적인 비집속형 초음 압축파를 방사하도록 하고(b1), 환자의 심근에서 반사하는 파티클과 상호작용하는 비집속형 초음 압축파에 의해 생성되는 반향(echoes)을 포함하고 관찰 필드에서 수신된 사운드 신호가 트랜스듀서 어레이에 의해 실시간으로 검출되도록 하는(b2) 것에 의해 환자의 심근의 관찰 필드에서 전단파의 전파를 관찰하며(b); 관찰 필드로부터 연속적으로 수신된 사운드 신호를 처리하여, 그것에 의해 상기 반사하는 파티클의 운동 특성을 나타내는 적어도 하나의 운동 파라미터를 관찰 필드에서 결정하고(c); 시간에 대한 운동 파라미터의 변화에 기반하여, 심근 탄성도를 대표하는 전단파 전파 파라미터에 의해 얻어진 값의 함수인 적어도 하나의 심수축말기(end-systolic) 탄성도 파라미터를 관찰 필드의 적어도 한 지점에서 결정하도록(d); 형성된 적어도 하나의 전자 제어 시스템에 의해 서로 독립적으로 제어되는 트랜스듀서 어레이를 포함하는 환자의 심근 수축력 측정장치를 제공하는 것이다.

본 발명의 장치의 다양한 실시예에서는 다음의 수단(하나만으로 또는 결합하여 사용될 수 있는) 중 하나 및/또는 다른 것을 부가하여 사용될 수 있다:

- 상기 전자 제어 시스템은 전단파의 연속적인 전파 이미지를 결정하고, 그것으로부터 상기 운동 파라미터를 결정하도록 형성되며;

- 상기 제어 시스템에 의해 계산되는 상기 전단파 전파 파라미터는 전단파 속도, 전단 탄성률(shear modulus), 영률(Young's modulus), 전단 탄성도 그리고 역(inverse) 국부변형률(local strain)로부터 선택되며;

- 상기 제어 시스템은 관찰 필드의 여러 지점에서 상기 심수축말기 탄성도 파라미터를 계산하고, 관찰 필드에서 상기 심수축말기 탄성도 파라미터 맵(map)을 결정하도록 형성되며;

- 상기 제어 시스템은 상기 비집속형 초음 압축파가 적어도 초당 300 샷(shot)의 비율로 방사되게 하도록 형성되며;

- 상기 제어 시스템은 상기 전단파 전파 파라미터의 값을 여러 다른 순간, 즉 적어도 한 심장주기(cardiac cycle)를 커버하는 측정 기간 동안 초당 여러 회씩 반복적으로 결정하도록 형성되며, 상기 센트롤 유닛은 상기 전단파 전파 파라미터의 상기 값을 기초로 심수축말기 탄성도 파라미터를 결정하도록 형성되며;

- 상기 제어 시스템은 상기 전단파 전파 파라미터의 상기 값의 최대값의 함수로서 심수축말기 탄성도 파라미터를 결정하도록 형성되며;

- 상기 측정 기간은 1초와 180초 사이에 포함되며;

- 상기 제어 시스템은 상기 전단파 전파 파라미터를 적어도 초당 5회 결정하도록 형성되며;

- 심전도를 통해 심수축말기를 검출하고 상기 검출된 심수축말기에서 심수축말기 탄성도 파라미터를 결정하도록 형성된 상기 제어 시스템에 연결된 심전도를 더 포함하며;

- 상기 제어 시스템은 여러 심장주기를 커버하는 측정 기간 동안 여러 무작위(random) 순간에 반복적으로 상기 전단파 전파 파라미터의 값을 결정하고, 상기 전단파 전파 파라미터의 상기 값의 최대값의 함수로서 상기 심수축말기 탄성도 파라미터를 결정하도록 형성되며;

- 상기 제어 시스템은 심확장기에서 상기 전단파 전파 파라미터에 의해 얻어진 값의 함수인 심확장기 탄성도 파라미터를 결정하도록 형성되며;

- 상기 제어 시스템은 여러 다른 순간, 즉 적어도 한 심장주기(cardiac cycle)를 커버하는 측정 기간 동안 초당 여러 회씩 상기 전단파 전파 파라미터의 반복된 값을 결정하고, 상기 센트롤 유닛은 상기 전단파 전파 파라미터의 상기 값을 기초로 심확장기 탄성도 파라미터를 결정하도록 형성되며;

- 상기 제어 시스템은 상기 전단파 전파 파라미터의 상기 값의 최소값의 함수로서 심확장기 탄성도 파라미터를 결정하도록 형성되며;

- 장치는 심전도를 통해 심확장기를 검출하고 상기 검출된 심확장기에서 심확장기 탄성도 파라미터를 결정하도록 형성된 상기 제어 시스템에 연결된 심전도를 더 포함하며;

- 장치는 심장주기의 정확한 시간에서, 전단파 전파의 관찰 및 전단파 전파 파라미터의 결정을 유발하는 상기 제어 시스템에 연결된 심전도를 더 포함하며;

- 상기 제어 시스템은 트랜스듀서 어레이에 속한 하나의 대응하는 트랜스듀서로부터 온 데이터에 기초하여, 관찰 필드의 적어도 하나의 기결정된 측정 영역에서 상기 운동 파라미터를 결정하도록 형성되며;

- 상기 제어 시스템은 심근의 변형을 추적하고 심근 내 동일한 위치에서 상기 전단파 전파 파라미터를 결정하도록 형성되며;

- 수축력 평가는 시스템에 의해 실시간으로 제공되는 종래의 초음파 이미징과 연결된다.

본 발명의 내용 중에 포함되어 있다.

본 발명의 다른 특징 및 이점은 수반되는 도면을 참조하여, 국한되지 않은 예로서 주어진 본 발명의 일실시예의 하기 상세한 설명으로부터 나타난다.
도 1은 본 발명의 한 실시예에서 전단파 이미징 장치의 개략도이다.
도 2는 도 1의 장치를 통해 측정된 환자 심장의 좌심실에서의 심근의 전단 탄성률(실선) 및 좌심실에서의 혈압(점선)을 도시한 도표이다.

도 1에 도시된 장치(1)는 살아 있는 환자(2)의 심장(3)의 전부 또는 일부, 더 상세하게는 심근을 포함하는 관찰 필드에서 수축력을 측정하기 위해 형성된다. 더 자세하게는, 장치(1)는 환자 심장의 심근(3a)(예를 들어, 좌심실의 심근)의 수축력을 측정하는데 사용되며, 상기 심근은 심막(3b)에 의해 외부적으로 덮여진다. 이러한 측정은:

- 기계적 전단파가 심장(3), 상세하게는 심근(3a)을 통하여 전파되게 하는 단계;

- 초음 압축파에 대해 반사하고 자연히 생물학적 조직에 포함되는 확산 파티클(3c)에서 비집속형 초음 압축파의 반사를 통해 심장에서의(특히, 심근에서) 상기 전단파의 전파를 관찰하는 단계(파티클(3c)은 매질(3a)의 어떤 불균일물질, 특히 콜라겐 파티클로 구성될 수 있다);

- 전단파 전파의 관찰에 기반하여, 심장의(특히 심근의) 탄성도를 대표하므로 그 수축력을 대표하는 전단파 전파 파라미터를 결정하는 단계에 의해 수행된다.

장치(1)의 구조와 일반적인 작동 방법은 이미 문헌 US-B2-7 252 004에 자세히 기술되어 있으며, 이하 내용에서 다시 언급된다.

예를 들어, 장치(1)는:

- 트랜스듀서의 수(n)는 하나 이상, 예를 들어 수십 이상(예, 100 내지 300)이고, 트랜스듀서(T₁-T_n)는 초음파진단(echography)에서 흔히 사용되는 형태의 초음 압축파 펄스, 예를 들어 0.5MHz 내지 100MHz의 범위에, 바람직하게는 0.5MHz 내지 15MHz의 범위(예, 약 2.5MHz인)에 있는 주파수를 가진 펄스를 가하며, 일반 초음파 검사기(echographic probes)에서 이미 알려진 대로, 축을 따라 병렬된 n개의 초음파 트랜스듀서(T₁-T_n)을 포함하는 일반적인 선형 어레이(array)(그 다음에, 어레이(4)는 관찰 필드의 2차원(2D) 이미징을 수행하도록 형성되나, 관찰 필드의 3D 이미징을 수행하도록 형성된 2차원 어레이가 될 수도 있다)인 초음파 트랜스듀서 어레이(4);

- 트랜스듀서 어레이(4)를 제어하고 트랜스듀서 어레이로부터 신호를 얻는 전자식 베이(bay)(5); 및

- 예를 들어, 스크린(6a) 및 키보드(6b) 또는 다른 사용자 인터페이스를 포함하고, 전자식 베이(5)를 제어하며 전자식 베이로부터 얻어진 초음파 이미지를 보여주는 마이크로컴퓨터(6)를 포함할 수 있다.

본 명세서에서 전자식 베이(5) 및 마이크로컴퓨터(6)는 장치(1)의 제어 시스템으로 언급된다. 이와 같은 제어 시스템은 2 이상의 장치로 구성되거나 또는 단일의 전자 장치로 전자식 베이(5) 및 마이크로컴퓨터(6)의 모든 기능을 수행할 수 있다.

예를 들어, 전자식 베이(5)는:

- 트랜스듀서 어레이(4)의 n개의 트랜스듀서(T₁-T_n)와 개별적으로 연결된 n개의 아날로그/디지털 컨버터(7)(E₁-E_n);

- n개의 아날로그/디지털 컨버터(7)와 각각 연결된 n개의 버퍼 메모리(8)(M₁-M_n);

- 버퍼 메모리(8) 및 마이크로컴퓨터(6)와 통신하는 중앙처리장치(9)(CPU);

- 중앙처리장치(9)와 연결된 디지털 신호 프로세서(11)(DSP) 및

- 중앙처리장치(9)와 연결된 메모리(10)(MEM)를 포함할 수 있다.

게다가, 본 발명의 어느 실시예에서는, 중앙처리장치(9)(또는 컴퓨터(6))가 환자의 심전도(electrocardiogram)를 측정하고 중앙처리장치(9)로 심전도 신호를 전송하는 심전계(electrocardiograph)와 연결될 수 있다.

트랜스듀서(T₁-T_n)는 중앙처리장치(9)에 의해 서로 독립적으로 제어된다. 따라서, 트랜스듀서(T₁-T_n)는 선택적으로:

- 비집속형 초음 압축파;

- 또는 그 밖의 심장(3)의 하나 이상의 지점에 집속된 초음 압축파를 방사할 수 있다.

본 명세서에서 "비집속형 초음 압축파"란 용어는 심장(3)의 전체 관찰 필드에 방사하는 어떠한 비집속형 파(wave), 예를 들어:

- "평면"인(예, 파면이 X, Y 평면에 직선인) 초음 압축파 또는 다른 종류의 비집속형 파;

- 무작위(random) 사운드 신호가 다양한 트랜스듀서(T₁-T_n)에 의해 방사되도록 하여 생성되는 파;

- 또는 심장(3)의 하나 이상의 지점에 집속되는 초음 압축파;

- 또는 약한 집속형 파(초점거리/개구(Aperture) 비 ＞ 2.5인 "패트(fat)" 전파 집속형으로 알려진);

- 또는 가령 구면파와 같은 발산파(diverging wave);

- 또는 여러 초점에 동시에 집속되는 파;

- 또는 단일초점위치 및 초점거리/개구(Aperture) ＜ 2.5인 비율을 사용하는 종래의 집속형에 해당하지 않는 더 일반적인 어떤 종류의 전송파(transmit waves);를 의미한다.

장치(1)가 작동하는 동안, 트랜스듀서 어레이(4)는 환자(2)의 피부(2a), 예를 들어 환자의 흉부에 접촉하여 배치된다.

장치(1)의 작동 방법은 제어 시스템, 즉 이러한 작동 방법에 대해 프로그램된 중앙처리장치(9) 및/또는 컴퓨터(6)에 의해 제어된다. 이하에서 상기 두 장치는 장치(1)의 제어 시스템이라 한다(물론, 제어 시스템은 본 명세서에 설명된 특별한 예와 다를 수 있으며, 특히 상기 언급된 대로 단일 전자 장치 또는 2 이상의 전자 장치로 구성될 수 있다).

심장(3)에서 전단파의 전파를 관찰하기 위해, 장치(1)의 제어 시스템(6, 9)은 연속하여 하기의 여러 단계를 수행하도록 프로그램된다:

a) 환자의 몸에 집속된 적어도 하나의 초음파가 어레이(4)에 의해 방사되도록 하여 제어 시스템(6, 9)이 탄성 전단파가 심장(3)에서 생성되게 하는 자극 단계(이 집속형 파는 트랜스듀서(T₁-T_n)의 전부 또는 일부에 의해 방사될 수 있다);

b) 제어 시스템(6, 9)이 어레이(4)로 하여금 점탄성(viscoelastic) 매질로 비집속형 초음 압축파(이 비집속형 파는 트랜스듀서(T₁-T_n)의 전부 또는 일부에 의해 방사될 수 있다)를 적어도 초당 300 샷(shot)의 비율, 예를 들어 적어도 500 샷/초 (단계(a)에서 방사된 집속형 초음파의 집속 및 시간 조절)로 방사하게 하고, 상기 비집속형 초음파의 시간 조절은 전단파가 관찰 필드를 통해 전파하는 동안 적어도 상기 비집속형 초음파의 일부가 관찰 필드에 도달하도록 형성되는 서브 단계(b1);및 제어 시스템(6, 9)이 어레이(4)로 하여금 환자의 몸(2)으로부터 수신되고, 반사하는 파티클과 상호작용하는 비집속형 초음 압축파에 의해 생성되는 반향(echoes)을 포함하는 사운드 신호를 검출(이러한 검출은 어레이(4)의 트랜스듀서의 전부 또는 일부에 의해 수행될 수 있다)하게 하며, 상기 반향은 환자의 심장 및 특히 환자의 심근을 구성하는 점탄성 매질의 변위에 대한 연속적 이미지와 (직접적 또는 간접적으로) 대응하고, 상기 검출된 신호는 버퍼 메모리(8)(M₁-M_n)에서 실시간으로 기록되는 서브 단계(b2)를 포함하는 전단파의 전파가 심장(3)(특히 심근(3a))의 관찰 필드에 다수의 지점에서 동시에 관찰되는 관찰 단계;

c) 제어 시스템(6, 9)이 연속적인 전파 이미지를 결정하기 위해 서브 단계(b2) 동안 환자의 몸(2)으로부터 수신된 연속적인 사운드 신호를 처리하며(c1), 제어 시스템(6, 9)이 관찰 필드의 다양한 지점에서 환자의 심장(3)(그리고 특히 심근(3a))을 구성하는 점탄성 매질에 대한 적어도 하나의 운동 파라미터를 결정하는(c2) 적어도 하나의 처리 단계.

상기 서브 단계(c2)는 생략될 수 있음에 주의해야 한다: 더 일반적으로, 본 발명의 방법은 전파 이미지를 결정하는 것을 필요로 하지 않으며, 제어 시스템(6, 9)이 어떤 다른 수단을 통해 상기 운동 파라미터를 결정할 수 있다.

자극 단계(a) 동안 방사되는 집속형 초음파는 0.5MHz 내지 15MHz의 범위에 있는, 예를 들어 약 2.5MHz와 동일한 주파수(f)의 단색파(monochromatic wave)일 수 있으며, k/f초의 시간 동안 방사되는데, k는 50 내지 5000(예, 약 500)에 있는 정수이며 f는 Hz로 표현된다. 이와 같은 파는 휴지 기간에 의해 분리되며 초당 5 내지 1000 방사의 범위의 비율로 서로 이어지는 연속적인 방사 기간 동안 방사될 수 있다.

다른 예로서, 자극 단계(a) 동안 방사된 집속형 초음파는 20Hz ≤ |f1 - f2| ≤ 1000Hz에 있는 각각의 주파수(f1 및 f2)인 두 개의 단색 신호의 선형 결합(특히 총합)이므로, 변조 주파수 |f1 - f2|를 갖는 진폭변조파를 만들어낸다.

게다가, 자극 단계(a) 동안 방사되는 집속형 초음파는, 생성되는 전단파가 원하는 파형을 나타내고(예를 들어, 이와 같이 평면 전단파 또는 반대로 집속된 전단파를 생성할 수 있다) 매질(2)의 원하는 영역에 방사하기 위해 복수의 지점에 동시에 또는 그와 다르게 선택적으로 집속될 수 있다.

예를 들어 0.1 내지 180초(예, 1 내지 30초), 바람직하게는 1 내지 4초 동안 지속될 수 있는 단계(b1) 동안, 초당 500 내지 10,000 샷의 범위, 그리고 바람직하게는 초당 1000 내지 5000 샷의 범위의 비율로 비집속형 초음 압축파를 방사하는 것이 가능하다(환자의 몸(2)을 통해 압축파에 대한 왕복 이동시간에 의해 제한된 비율로, 압축파에 의해 생성된 모든 반향이 새로운 압축파가 보내지기 전에 검사기(6)에 의해 수신되어야 할 필요가 있다).

각 비집속형 초음 압축파는 전단파의 전파 속도(예, 인체에서 약 1500m/s)보다 훨씬 더 큰 전파 속도로 환자의 몸(2)을 통해 전파하며, 반사하는 파티클(3c)과 상호작용하여 초음파진단 분야에서 "스페클 잡음(speckle noise)"이란 이름으로 알려진 신호에서의 반향이나 다른 아날로그 교란을 발생시킨다.

스페클 잡음은 서브 단계(b2) 동안 비집속형 초음 압축파의 각 샷(shot) 이후에 트랜스듀서(T₁-T_n)에 의해 선별된다. 샷 No. j 후에 각 트랜스듀서(T_i)에 의해 이러한 방법으로 선별된 신호 s_ij(t)는 초기에 고주파수(예, 30MHz 내지 100MHz)로 샘플되고, 트랜스듀서(T_i)에 대응하는 아날로그/디지털 컨버터(E_i)에 의해 실시간으로 디지털화(예, 12 비트로)된다.

그 다음에, 이러한 방법으로 샘플되고 디지털화된 신호 s_ij(t)는 마찬가지로 트랜스듀서(T_i)에 대응하는 버퍼 메모리(M_i)에 실시간으로 저장된다.

예를 통해, 각 메모리(M_i)는 약 128 메가바이트(MB)의 용량을 나타내며, 샷 j = 1 내지 p 에 대해 연속하여 수신된 모든 신호 s_ij(t)를 포함한다.

지연된 시간에서, 전단파의 동일한 전파에 대응하는 모든 신호 s_ij(t)가 저장된 후에, 중앙장치(9)는 서브 단계(c1)에 대응하는 종래의 경로 형성(path-forming) 단계를 사용하여 상기 신호를 처리한다(또는 합산회로와 같은 또 다른 회로에 의해 신호를 처리하게 하거나, 컴퓨터(6)가 신호 자체를 처리할 수 있다).

이것은 샷 No. j 후에 관찰 필드의 이미지에 각각 대응하는 신호 S_j(x, y)를 발생시킨다.

예를 들어, 다음의 공식에 의해 신호 S_j(t)를 결정하는 것이 가능하다:

여기서:

- s_ij 는 초음 압축파 샷 No. j 후에 트랜스듀서 No. i 에 의해 감지되는 원신호(raw signal)이며;

- t(x, y)는 샷 No. j 의 초기에 t=0이고 좌표(x, y)를 갖는 관찰 필드의 지점에 도달하는 초음 압축파에 의해 얻어진 시간이며;

- d_i(x, y)는 좌표(x, y)를 갖는 관찰 필드의 지점과 트랜스듀서 No. i 사이의 거리 또는 상기 거리의 근사치이며;

- V는 관찰 하에 점탄성 매질에서 초음 압축파의 평균 전파 속도이며;

- α_i(x, y)는 어포디제이션(apodization) 관계를 고려한 가중 계수이다(특히, 많은 경우 α_i(x, y)=1로 가정하는 것이 가능하다).

상기 공식은 관찰 필드가 (x, y, z)에 의해 대체되는 공간좌표(x, y)를 갖는 3차원인 경우(2차원 트랜스듀서 어레이를 갖는)에는 필요한 부분만 변경하여 적용된다.

선택적인 경로 형성 단계 후에, 중앙장치(9)는 각 샷 No. j 에 대응하는 이미지 신호 S_j(x, y)(또는 이미지가 단지 1차원에 있다면 S_j(x), 3D 이미지의 경우에는 S_j(x, y, z))를 중앙 메모리(M)에 저장한다. 또한, 이 신호는 컴퓨터 자체가 이미지 처리를 수행한다면 컴퓨터(6)에 저장될 수 있다.

그 다음에, 이 이미지는 상관(correlation)에 의해, 유리하게는 한 쌍을 이뤄 교차상관(cross-correlation)에 의해, 또는 바람직하게는 US-B2-7 252 004에 설명된 것처럼 참조 이미지(reference image)로 서브 단계(c2)에서 지연된 시간에 처리된다.

상기 언급된 교차상관은, 예를 들어 디지털 신호 프로세서(11)에서 수행될 수 있거나, 중앙장치(9) 또는 컴퓨터(6)에서 프로그램될 수 있다.

상기 교차상관 처리 동안, 초음파 반향을 발생시킨 각 파티클(3c)이 종속하는 변위를 결정하기 위해, 교차상관함수 <S_j(x, y), S_{j +1}(x, y)>는 최대화된다.

이와 같은 교차상관 계산의 예는 US-B2-7 252 004에 제시된다.

이것은 전단파의 영향하에 심장(3)(그리고 특히 심근(3a))의 각 위치

에서 전단파에 의해 생성된 한 세트의 변위 벡터

를 산출한다(이러한 변위 벡터는 선택적으로 본 명세서의 예에서 단일 성분으로 감소될 수 있다).

이러한 한 세트의 변위 벡터는 메모리(M) 또는 컴퓨터(6)에 저장되며, 예를 들어, 특히 컴퓨터의 스크린(4a)에 의해, 변위의 값이 가령 그레이(gray) 레벨 또는 컬러 레벨과 같은 광학 파라미터에 의해 도시되는 느린 영상(slow motion picture)의 형태로 디스플레이될 수 있다.

따라서, 매질(2)에서 서로 다른 특성을 갖는 영역 사이의 전단파 전파의 차이는 명확하게 나타날 수 있다.

또한, 전단파 전파의 영상은 종래의 초음파 이미지 상에 겹쳐질 수 있으며, 상기 기술된 장치(1)에 의해 생성될 수도 있다.

게다가, 변위 대신에 관찰 필드에 각 지점, 즉 공간변수(설명된 예에서는 x 및 y 좌표) 각각에 관한 변위 벡터의 도함수인 벡터 성분에 대한 심장(3)(그리고 특히 심근(3a))의 변형(deformation)을 계산하는 것도 가능하다. 이러한 변형 벡터는 영상의 형태로 전단파의 전파를 명확히 보여주는 변위 벡터처럼 사용될 수 있으며, 또한 관찰하에 환자의 몸(2)에 관한 트랜스듀서 어레이(4)의 변위를 제거하는 이점을 제공한다.

그 다음으로, 변위 또는 변형 필드로부터, 컴퓨터(6)(또는 더 일반적으로 제어 시스템(6, 9))는, 운동 파라미터(변위 또는 변형)가 관찰 필드(x, y)(또는 2차원 트랜스듀서 어레이를 갖는 (x, y, z))에서 시간에 따라 변화하는 방식에 기초하여, 컴퓨터(6)를 작동하는 사용자에 의해 선택된 관찰 필드의 어떤 지점(적어도 1 지점)에서 또는 그 밖의 관찰 필드 전체에 걸쳐 적어도 하나의 전단파 전파 파라미터를 계산하는 맵(map)-제작 단계를 유리하게 진행할 수 있다.

맵-제작 단계 동안 계산되는 전단파 전파 파라미터는, 예를 들어: 전단 탄성률(shear modulus)(μ), 또는 영률(Young's modulus) E=3μ, 또는 전단파의 전파 속도(ｃ_ｓ)(

, ρ는 조직의 밀도), 또는 US-B2-7 252 004에 자세히 설명된 것처럼 전단 탄성도(μ1), 또는 역(inverse) 국부변형률(local strain)로부터 선택된다. 이와 같은 전파 파라미터는, 예를 들어 심근(3a)과 같은 관찰 필드를 구성하는 매질의 탄성도를 대표한다.

이러한 전파 파라미터는 예를 들어 컴퓨터(6)에 의해 여러 다른 순간, 즉 적어도 한 심장주기(cardiac cycle)를 커버하는 측정 기간 동안 초당 여러 회씩(예, 초당 적어도 5회 또는 10회의 비율로) 반복적으로 계산될 수 있다. 이와 같은 측정 기간은 0.1 내지 180초, 예를 들어 1초와 30초 사이, 바람직하게는 1초와 4초 사이에 포함된다.

예를 들어, 도 2에 도시된 것처럼, 컴퓨터(6)는 시간에 따른 심근의 전단 탄성률(μ)(도 2의 실선 13)을 계산할 수 있다. 도 2는 전단 탄성률(μ)이 또한 좌심실의 압력(도 2의 점선 14)과 상관되므로 심장주기와도 상관된다는 것을 보여준다: 전단 탄성률의 최대값은 심수축말기와 대응한다.

그 다음에, 전파 파라미터의 연속적인 값에 기반하여, 컴퓨터(6)는 심수축말기에 전파 파라미터의 값의 함수인 심수축말기 탄성도 파라미터를 결정할 수 있다. 예를 들어, 심수축말기 탄성도 파라미터는 심수축말기에 전파 파라미터의 값과 동일할 수 있다.

특히, 본 발명의 발명자는 E_max는 심수축말기 탄성도이고 V_es는 심수축말기 용적인 경우 전단 탄성률의 심수축말기의 값은 μ_es = E_max * V_es 라는 것을 증명하였다. 그러므로, μ_es는 심근 수축력의 지표이고, E_max와 등가이며, 심실 용적과 관계가 없기 때문에 심지어 E_max보다 더 좋다. 동일한 내용이 μ_es와 밀접하게 관계가 있는 상기 언급된 다른 전파 파라미터에 적용된다.

심수축말기에 전파 파라미터의 값은 측정 기간에 대한 그 전파 파라미터의 최대값으로서 컴퓨터(6)에 의해 결정될 수 있다.

다른 예로서, 중앙장치(9)가 외부 심전도(12)와 연결되는 경우 심수축말기는 심전도에 의해 검출되고 전파 파라미터의 심수축말기의 값은 상기 검출된 심수축말기에 상기 전파 파라미터에 의해 얻어진 값으로서 결정된다.

또 다른 예로서, 상기 전단파 전파 파라미터의 값은 여러 심장주기를 커버하는 측정 기간(예를 들어, 적어도 2 또는 3 사이클, 또는 5 사이클 이상) 동안 여러 무작위 순간(가능한 한 초당 5 측정 미만의 비율로)에 반복적으로 결정된 후, 전파 파라미터의 심수축말기의 값은 컴퓨터(6)에 의해 상기 전단파 전파 파라미터의 상기 값의 최대값으로서 결정된다.

물론, 상기 언급된 것처럼, 심수축말기 탄성도 파라미터가 오직 한 지점에서 또는 관찰 필드의 여러 지점에서 계산될 수 있고, 그 다음에 관찰 필드에서 상기 심수축말기 탄성도 파라미터의 맵이 컴퓨터(6)의 스크린(6a)상에 나타날 수 있다.

게다가, 심확장기(diastole)에 상기 전단파 전파 파라미터에 의해 얻어진 값의 함수인 심확장기 탄성도 파라미터가 또한 결정될 수 있다. 예를 들어, 심확장기 탄성도 파라미터는 심확장기에 상기 전단파 전파 파라미터에 의해 얻어진 값과 동일할 수 있다. 전파 파라미터의 심확장기의 값(심수축말기의 측정의 경우처럼, 심확장기의 측정은 적어도 한 심장주기에 대해 초당 전단파 전파 파라미터의 적어도 5회 측정의 비율인 고속 측정 또는 적어도 하나 이상의 심장주기에 대해 초당 전단파 전파 파라미터의 5회 이하 측정의 비율인 무작위 측정 중 하나를 의미할 수 있음)은 관찰 기간 동안 상기 전단파 전파 파라미터의 값의 최소값으로서 결정될 수 있거나, 또는 심전도(12)가 중앙장치(9)와 연결된 경우, 심확장기는 심전도에 의해 검출될 수 있고 전파 파라미터의 심확장기의 값은 상기 검출된 심확장기에서 상기 전단파 전파 파라미터에 의해 얻어진 값으로서 결정된다.

본 발명의 방법은 전단파 전파 파라미터의 측정(심수축말기 또는 심확장기 측정을 위한)이 심근 내에 동일한 위치에서 행해지도록 하기 위해 심근의 변형(심장의 운동에 기인한)을 추적하는 추적 단계를 더 포함할 수 있음을 유념해야 한다.

또한, 상기 설명된 바와 같은 수축력 측정은 동일한 장치에 의해 실시간으로 제공되는 종래의 초음파 이미징과 결합될 수 있다.

최종적으로, 서브 단계(c2)에서 운동 파라미터를 결정하기 위한 서브 단계(c1)에서의 심근의 이미지를 계산하는 대신에, 트랜스듀서 어레이의 어느 한 대응하는 트랜스듀서에 의해 관찰 필드의 하나 또는 여러 기결정된 측정 영역에서 국부적으로 상기 운동 파라미터를 결정하기 위해 문헌 WO-A-2008/139245에 기재된 방법 및 장치를 사용하는 것이 가능하다.

Claims (35)

1. 트랜스듀서 어레이에 의해 적어도 하나의 집속형 초음파가 환자의 몸속으로 방사되도록 하여 환자의 심근에서 탄성 전단파(shear wave)가 생성되는 자극 단계(a);
   비집속형 초음파의 시간 조절은 전단파가 관찰 필드를 전파하는 동안 적어도 비집속형 초음파의 일부가 관찰 필드를 통과하도록 형성되며, 트랜스 듀서 어레이가 환자의 심근으로 연속적인 비집속형 초음 압축파를 방사하도록 하는 서브 단계(b1) 및 환자의 심근에서 반사하는 파티클(particles)과 상호작용하는 비집속형 초음 압축파에 의해 생성되는 반향(echoes)을 포함하고 관찰 필드에서 수신된 사운드 신호가 트랜스듀서 어레이에 의해 실시간으로 검출되도록 하는 서브 단계(b2)를 포함하는 환자의 심근의 관찰 필드에서 전단파의 전파가 관찰되는 관찰 단계(b);
   상기 반사하는 파티클의 운동 특성을 나타내는 적어도 하나의 운동 파라미터가 관찰 필드에서 결정되는 적어도 하나의 서브 단계(c2)를 포함하는 적어도 하나의 처리 단계(c); 및
   시간에 걸쳐 운동 파라미터의 변화에 기반하여, 전단파 전파 파라미터의 값이 여러 다른 순간에서 적어도 한 심장주기(cardiac cycle)를 커버하는 측정 기간 동안 초당 여러 회씩 반복적으로 결정되고 적어도 심수축말기(end-systolic) 탄성도 파라미터가 상기 전단파 전파 파라미터의 상기 값을 기초로 관찰 필드의 적어도 한 지점에서 결정되며, 상기 전단파 전파 파라미터는 심근 탄성도를 대표하고, 상기 전단파 전파 파라미터의 상기 값의 최대값이 결정되며 상기 심수축말기 탄성도 파라미터가 상기 최대값의 함수로서 결정되고, 상기 심수축말기 탄성도 파라미터가 심근 수축력에 해당하는 것인 심근 수축력 측정 단계(d)를 적어도 포함하는 환자의 심근 수축력 측정방법.
2. 제 1 항에 있어서,
   상기 처리 단계(c)는, 운동 파라미터를 결정하는 상기 서브 단계(c2) 전에, 전단파의 연속적인 전파 이미지를 결정하기 위해 서브 단계(b2) 동안 관찰 필드로부터 연속적으로 수신된 사운드 신호를 처리하는 서브 단계(c1)를 더 포함하는 환자의 심근 수축력 측정방법.
3. 제 1 항에 있어서,
   심근 수축력 측정 단계(d)에서 계산되는 상기 전단파 전파 파라미터는 전단파 속도, 전단 탄성률(shear modulus), 영률(Young's modulus) 및 전단 탄성도 그리고 역(inverse) 국부변형률(local strain)로부터 선택되는 환자의 심근 수축력 측정방법.
4. 제 1 항에 있어서,
   심근 수축력 측정 단계(d)에서, 상기 심수축말기 탄성도 파라미터는 관찰 필드의 여러 지점에서 계산되고, 관찰 필드에서 상기 심수축말기 탄성도 파라미터 맵(map)이 결정되는 환자의 심근 수축력 측정방법.
5. 제 1 항에 있어서,
   상기 서브 단계(b1)에서, 상기 비집속형 초음 압축파는 적어도 초당 300 샷(shot)의 비율로 방사되는 환자의 심근 수축력 측정방법.
6. 삭제
7. 삭제
8. 제 1 항에 있어서,
   상기 측정 기간은 1초 내지 180초 사이에 포함되는 환자의 심근 수축력 측정방법.
9. 제 1 항에 있어서,
   상기 심근 수축력 측정 단계(d)는 상기 전단파 전파 파라미터의 값이 적어도 초당 5회의 비율로 반복적으로 결정되는 환자의 심근 수축력 측정방법.
10. 제 1 항에 있어서,
    상기 심근 수축력 측정 단계(d)에서, 심수축말기는 심전도에 의해 검출되며, 심수축말기 탄성도 파라미터는 상기 검출된 심수축말기에서 결정되는 환자의 심근 수축력 측정방법.
11. 제 1 항에 있어서,
    상기 심근 수축력 측정 단계(d)에서, 상기 전단파 전파 파라미터의 값이 여러 심장주기를 커버하는 측정 기간 동안 여러 무작위(random) 순간에 반복적으로 결정되고, 심수축말기 탄성도 파라미터는 상기 전단파 전파 파라미터의 상기 값의 최대값의 함수로서 결정되는 환자의 심근 수축력 측정방법.
12. 제 1 항에 있어서,
    심확장기에서 상기 전단파 전파 파라미터에 의해 얻어진 값의 함수인 심확장기 탄성도 파라미터가 결정되는 심확장기 탄성도 측정 단계(e)를 더 포함하는 환자의 심근 수축력 측정방법.
13. 제 12 항에 있어서,
    상기 심확장기 탄성도 측정 단계(e)에서, 상기 전단파 전파 파라미터의 값이 여러 다른 순간에서 적어도 한 심장주기(cardiac cycle)를 커버하는 측정 기간 동안 초당 여러 회씩 반복적으로 결정되고, 상기 심확장기 탄성도 파라미터는 상기 전단파 전파 파라미터의 상기 값을 기초로 결정되는 환자의 심근 수축력 측정방법.
14. 제 13 항에 있어서,
    심확장기 탄성도 파라미터는 상기 전단파 전파 파라미터의 상기 값의 최소값의 함수인 환자의 심근 수축력 측정방법.
15. 제 13 항에 있어서,
    상기 심근 수축력 측정 단계(d)에서, 심확장기는 심전도에 의해 검출되고, 심확장기 탄성도 파라미터는 상기 검출된 심확장기에서 상기 전단파 전파 파라미터에 의해 얻어진 값의 함수인 환자의 심근 수축력 측정방법.
16. 제 1 항에 있어서,
    상기 서브 단계(c2)에서, 상기 운동 파라미터는 상기 트랜스듀서 어레이에 속한 하나의 대응하는 트랜스듀서에 의해 관찰 필드의 적어도 하나의 기결정된 측정 영역에서 결정되는 환자의 심근 수축력 측정방법.
17. 제 1 항에 있어서,
    전단파 전파 파라미터의 측정이 심근 내 동일한 위치에서 행해지도록 하기 위해, 심근의 변형(deformation)을 추적하는 추적 단계를 더 포함하는 환자의 심근 수축력 측정방법.
18. 삭제
19. 삭제
20. 삭제
21. 삭제
22. 삭제
23. 삭제
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35. 삭제

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