JP2001519674A - Elastography measurement and imaging method and apparatus for implementing the method - Google Patents

Elastography measurement and imaging method and apparatus for implementing the method

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セスペデス，イグナシオ
ポンナカンティ，ハリー
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ボード、オブ、リージェンツ、ザ、ユニバーシティー、オブ、テキサス、システム
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Abstract

(57)【要約】 任意の後方散乱物質、特に有機組織中の正確な圧縮度測定に応用される改良型超音波パルス／エコー方法およびこの方法を実施する装置が提供される。この方法は標準型トランスデューサまたは軸方向に並進されるトランスデューサデバイスを使用し、ターゲット体の近位端区域を既知の小増分だけ圧縮または移動させる。各増分において、パルスが放出され、ターゲット中の音走行通路またはトランスデューサビームに沿った区域からエコー系列（Ａ−ライン）が検出される。ターゲット中のフィーチャに対応するエコーセグメント中の時間ずれが音通路にそって音速の変動する各区域について修正されて、圧縮によって生じた歪に関する相対的定量的情報を提供する。またトランスデューサおよびトランスデューサデバイスによって加えられる応力が音通路に沿った深さに対応して決定されまた修正される。適当な応力値を各通路に沿ったそれぞれの歪値によって分割して、ターゲットのエラストグラムまたは圧縮度値列を生じる。 (57) Abstract: An improved ultrasonic pulse / echo method and an apparatus for performing the method applied to accurate compression measurements in any backscattered material, especially organic tissue, are provided. This method uses a standard transducer or an axially translated transducer device to compress or move the proximal end area of the target body by a known small increment. At each increment, a pulse is emitted and an echo sequence (A-line) is detected from the sound travel path or area along the transducer beam in the target. The time lag in the echo segment corresponding to the feature in the target is corrected for each region of sound velocity variation along the sound path to provide relative quantitative information about distortion caused by compression. Also, the stress exerted by the transducer and transducer device is determined and modified corresponding to the depth along the sound path. The appropriate stress values are divided by the respective strain values along each path to produce a target elastogram or sequence of compressibility values.

Description

【発明の詳細な説明】 エラストグラフィー測定および撮像法および この方法を実施する装置 この特願は、１９９０年６月８日出願の同時係属特願第７／５３５，３１２号 、「組織の圧縮性または可撓性を測定しまた撮像する方法および装置」と、１１ ／１７／８９出願の特願第７／４３８，６９５号、「音速推定のための軸方向圧 縮技術」（特願第７／５３５，３１２号の原特許）との部分継続特願である。出 願人は前記特願第７／４３８，６９５号および第７／５３５，３１２号をここに 引例とし、また３７ Ｃ．Ｆ．Ｒ．§１．７８に関連するすべての目的のために 前記特願を請求する。 米国政府はこの特願、およびＮ．Ｉ．Ｈ．特許付与ＲＯ１−ＣＡ３８５１５お よびＲＯ１−ＣＡ４４３８９に関連して前記特願から発生する特許において権利 を保有するものとする。 本発明は一般にターゲット体のエラストグラフィー診断を実施する方法および 装置に関するものである。エラストグラフィーは、弾性組織中の弾性係数および 圧縮度分布を測定し撮像するシステムである。またエラストグラフィーは歪プロ フィル作成と改良型ソノグラフ測定および撮像とに応用される。このシステムは 代表的にはタ ーゲット体の外部圧縮に基づいており、コンプレッサとして作動しまたはコンプ レッサと共に作動する単数または複数のトランスデューサを利用して圧縮前後に 音パルスを発生し、またターゲット体内部からパルスによるエコー系列（Ａ−ラ イン）を受ける。圧縮前後のエコー系列対を公差相関しまたは整合させて音パル スの通路に沿った歪を決定し、好ましくはターゲット体の歪プロフィルを作成す る。圧縮装置によって加えられた応力を測定し、この応力と歪プロフィルに基づ いて弾性係数を計算する事により前記歪プロフィルを圧縮性プロフィルまたはエ ラストグラムに変換する。 エラストグラムはマルチトレース・ソノグラムの特殊な形とみなす事ができ、 この場合に各トレースはターゲット体の深さに対応するターゲット体の弾性係数 関数の記録または表示である。表示の目的に適した弾性係数関数は体積弾性率の 逆数であって、これが圧縮性の測定値を成す。下記に説明するように、体積弾性 率の代わりにヤング率の逆数が一般に使用される。これほど好ましくはないが、 ヤング率そのものも有用である。エラストグラムを作成し利用する方法は同詩係 属特願第７／５３５，３１２号に詳細に記載されている。 特願第７／５３５，３１２号に記載の方法は弾性組織の非常に改良された記録 を与えまたその構造の理解を助けるが、得られたエラストグラムにおいて若干の 不正確 さの生じる事が見られた。特に組織を圧縮し音捕捉するために使用されるトラン スデューサとコンプレッサがターゲット体の深さ（または厚さ）に対して比較的 小さいサイズを有する場合、コンプレッサからの距離が増大するに従ってターゲ ット体中の応力が減少する事が見られた。同様に、ターゲット体が音速に対して 比較的均一でなく各層を通して音パルスが相異なる速度で走行する場合に、エラ ストグラムとソノグラムにおいて不正確さが見られた。本発明により改良された エラストグラフィー法および装置は、一般にエラストグラムの精度を増進するが 、特にエラストグラムおよびソノグラム中のこの種の不正確さを低減するために 適用される。 一般に超音波診断は、超音波エネルギーをターゲット体の中に透過させて得ら れたエコー信号から画像を作成する事によって実施される。超音波エネルギーの 透過とエコー信号の受信とのために、１つのトランスデューサが使用される。透 過中にトランスデューサは電気エネルギーを機械的振動に変換する。得られたエ コー信号がトランスデューサの中に機械的振動を生じ、この振動が増幅および認 識のために再び電気信号に変換される。 電気信号振幅とエコー到着時間とのプロットまたは表示（例えばオシロスコー プ上の表示）が特定の超音波透過に対応する振幅ライン（Ａ−ライン）またはエ コー系列を生じる。Ａ−ラインが直接に無線周波数（”ＲＦ”） の変調された正弦パタンとして表示される時、これは代表的にはＲＦ信号または 「非検出」信号と呼ばれる。画像については、Ａ−ラインはしばしば非ＲＦ信号 または「検出」信号に変換される。 超音波技術は、診断医学分野でしばしば、生体組織（すなわち生きた組織）の 特性分析のための非侵略的手段として広く使用されている。人体または動物体は 非均質な超音波エネルギー伝播媒体を成す。このようなターゲット体中の密度お よび／または音速の変動する区域の境界においては、音インピーダンスが変化す る。このような境界においては、入射超音波ビームの一部が反射される。組織中 の非均質部分が低レベル散乱部位を成し、これらの部位が追加エコー信号を生じ る。ターゲット体中の対応点からのエコー系列セグメントの強さに対応してビデ オディスプレー上の画素の強さを変調する事により、前記の情報から画像を生じ る事ができる。 有機組織中の種々の疾患を評価するために通常の撮像技術が広く使用されてい る。撮像は、ターゲット中の音速が一定であるという仮説のもとに、柔らかな組 織のサイズ、形状および位置に関する情報を提供する。ソノグラムのグレイスケ ール外観の解釈によって組織の定性評価を実施する。定性的診断は多分に検査者 の技能と経験および組織の特性に依存している。しかし組織の相対的反射性にの み依存する画像は疾患状態の定量的評価のた めには用途が限定される。 疾患のより正確な診断のためには、組織の定量的評価技術が必要とされる。近 年、超音波組織診断の分野で多くの顕著な進歩が見られた。組織診断のため、あ る種の音パラメータ、例えば音速および減衰度が使用されている。 組織圧縮度は、拡張性疾患または局部的疾患の存在の検出に使用される重要な パラメータである。圧縮度の変化の測定は組織の病理学的状態の分析において重 要となっている。多くの腫瘍は周囲の正常組織よりも硬く、また多くの拡張性疾 患は硬いまたは柔らかい病理状態を生じる。その例は、拡張性肝疾患、前立腺癌 、子宮繊維腫、筋肉調整または疾患、胸部癌疾患およびその他多くの状態に見ら れる。 伝統的に医者は組織の硬さまたは柔らかさを印象を得るために患者の身体の各 部分を触診する。この技術は組織の柔軟性について進行している事を遠隔検出し ようとする１つの形である。例えば肝臓の場合、１つの区域の柔軟性が周囲の区 域の柔軟性と異なっている事が検知されれば、医者はその指の触感から、患者に ついて異常があると結論する。この場合医者の指が定性的測定を実施するために 使用されている。 この数年来、超音波を使用して柔らかな組織の柔軟性と組織運動とを測定し撮 像する種々の技術が多くの論文 の中に表れている。これらの技術は下記の手順のいずれかに基づいている。すな わちドップラー超音速測定、組織中の運動を定量化するための交差相関技術、お よびＭ−モードおよびＢ−モード画像の視感検査。さらにフーリエフィーチャ抽 出技術が提案されている。体内の機械的刺激（心臓の運動または脈動）あるいは 外部の振動源が検査されている組織の移動を生じる。それぞれの組織の運動量を これらの技術によって分析する。 脈動によって誘発される運動の振幅と速度はドップラー速度測定法によって評 価するには低すぎる。しかし多くの研究者は、組織の弾性特性を決定するために 機械的外部調和刺激と共に脈動ドップラーシステムおよびカラー・フロー・ドッ プラーシステムを使用してきた。低周波数外部刺激ソースを使用する場合に、機 械的波の伝播速度が測定され、組織の弾性率に関連づけられる。組織の相対圧縮 度を決定するために低周波数振動刺激のもとにおける組織の振動速度が利用され た。この技術は「音弾性」技術と呼ばれ、カラーコードを付けられた相対圧縮性 情報をもって「歪まされた」Ｂ−走査を生じる。非常に低い周波数刺激（１０Ｈ ｚ）によるドップラー異常を測定する事により筋肉の弾性を収縮状態の関数とし て決定するために変形ヤング率測定法が応用されている。生体中の動的筋肉弾性 を研究するために、１００−１，０００Ｈｚの範囲の振動を使用する類似のアプ ロー チが提案されている。 交差相関技術は、組織の微細な運動を定量化する事ができるので、機械的刺激 の内部発生源または外部発生源を使用する事を可能にする。一次元および二次元 相関によって柔らかな組織の運動を評価するために外部調和刺激が使用されてい る。また内部発生運動の移動または速度も一次元および二次元相関を使用して測 定されている。肝臓中の脈動および胎児の肺の中に伝達された心拍によって生じ る組織の歪が組織特性の評価のために提案されている。 肝臓、膵臓および胸部の中の良性および悪性腫瘍を研究しまた胎児の肺臓の弾 性を観察するために超音波Ｍ−モード波形の視感検査が使用されている。胎児の 肺臓を剛性、中間または可撓性と分離するため、胎児の胸部の拡大Ｂ−走査にお いて心臓付近の肺臓運動が測定されている。肺臓組織の成熟度の指標として圧縮 度を推定するために、胎児の肺臓のソノグラムの検査が実施されている。 しかしこれらの方法の主要な問題点の１つは駆動力の大きさと方向の定義がな い事である。心臓および／または大動脈の脈動によって内部的に発生する駆動力 、および外部から加えられる低周波数の限られた方向性の駆動力についてもこの ような問題点がある。さらに、内部駆動力の形状を測定する事が困難であり、従 って駆動力か ら生じる応力が駆動力からの距離の関数として減少する態様を決定する事が困難 である。このように駆動力の方向、大きさおよび形状を特定できないので、これ らの方法が調査される組織の弾性特性についての定量的情報を与える能力が制限 される。 これらの方法と異なり、エラストグラフィーは駆動力の大きさ、方向または形 状の特定不能によって制限されない。エラストグラフィーは、好ましくはコンプ レッサによるターゲット体の既知量または既知応力の圧縮など、既知量の外部刺 激を使用し、好ましくは同時に検査される組織の歪プロフィルを発生するために 交差相関技術または最小平均平方整合技術を使用する。これらの歪プロフィルお よびコンプレッサによって加えられた応力の測定値から、エラストグラム（また は逆弾性率プロフィルの画像）が決定される。エラストグラム上には弾性率プロ フィルの逆が表示される。これは歪測定がゼロとなって無限弾性率範囲を有する エラストグラムを生じるからである。 このようにエラストグラフィーはターゲット体中の圧縮度を推定し撮像するた めに特に利用されるパルス／エコーシステムを提供する。ターゲット体は、動物 または人間の組織とし、または圧縮性または可撓性の任意の有機または無機物質 とする事ができる。「動物組織」は「人間組織」を含む。ターゲット体に問い合 わせるため に超音波ソースが使用される。超音波ソースにおいてエコー系列の検出が成され る。このようにして、エラストグラフィーは、長い間、医学において定性的に使 用されていた重要なパラメータ、すなわち圧縮度を正確に局部的に決定し撮像す る事が可能である。 物質の圧縮度は原則として、その物質の体積弾性率の逆と定義される。１つの 体積の体積弾性率は下記の式（１）によって決定される。 ＢＭ＝Ｐ／（ΔＶ／Ｖ） （１） ここに、ＢＭ＝体積弾性率、 Ｐ＝検査される組織セグメントに対する圧力または応力、 （ΔＶ／Ｖ）＝検査される組織セグメントの体積歪、またここに、 ΔＶ＝セグメント体積の変動、 Ｖ＝セグメントの初体積。 ターゲット体を圧縮するために外部圧縮ソースが使用される好ましいエラスト グラフィー法において、圧縮軸線に沿った体積歪（または示差移動量）は下記式 によって決定される。 歪＝（ΔＬ／Ｌ） （２） ここに、 ΔＬ＝圧縮軸線に沿ったセグメントの長さの変化、 Ｌ＝セグメントの初めの長さ。 また一般に、外部圧縮ソースによって生じる組織セグメントに対する応力は下 記式によって決定される。 応力＝（Ｆ／ａ） （３） ここに Ｆ＝セグメントに加えられる圧縮力、 ａ＝圧縮力の加えられる面積。 従って、これらの仮定を式１に適用すれば、組織セグメントの弾性率（Ｅ）は ヤング率を決定するための下記式４によって推定される。 Ｅ＝（Ｆ／ａ）（ΔＬ／Ｌ） （４） さらに、Ｅの逆、圧縮度（Ｋ）は下記式によって推定される。 Ｋ＝（ΔＬ／Ｌ）／（Ｆ／ａ） （５） 従って物質中の与えられたセグメントまたは層の他のセグメントまたは層に対 する圧縮度は下記式によって推定される。 Ｋ1＝Ｋ2（ΔＬ1／Ｌ1）／（ΔＬ2／Ｌ2）（６） Ｋ1＝第１セグメントまたは層の圧縮度、 ΔＬ1＝与えられた圧縮力に対応する圧縮軸線に沿った第１セグメントまたは層 の長さの変化、 Ｌ1＝第１セグメントの初長、 ΔＬ2＝第２セグメントまたは層の長さの対応の変化、 Ｌ2＝第２セグメントの初長、また Ｋ2＝第２セグメントまたは層の圧縮度。 エラストグラフィーにおいては、ターゲット中のセグメントまたは層の中の距 離を計算するため、それぞれのセグメントまたは層の中の音速と時間測定値が使 用される。また超音波信号が正確な測定手段を成す。音速は特願第７／４３８， ６９５号に記載の装置および手順によって決定される。 しかし特願第７／４３８，６９５号および第７／５３５，３１２号に記載のエ ラストグラフィー技術においては、多層を有するターゲット中の圧縮度の推定法 はある程度の不正確さを生じる。このような不正確さはソノグラフィーにおいて も生じる。一般にこのような不正確さは２つの条件のいずれか一方または両方か ら生じる。すなわちこのような不正確さの第１グループは、各層における音速の 実質的な変動によって生じる。言い替えれば、これらの技術は音速の変動を考慮 する事なく、放射軸線にそった２つのエコー系列から各層の圧縮度を推定する。 検査されるターゲット体の中の一部の区域は実質的に相違する音速を有する多層 部分を含む。例えば人体の壁体は脂肪組織と筋肉組織が点々と配置された区域を 含み、脂肪区域においては音速は約１４５０ｍ／ｓ、筋肉組織においては１５８ ０ｍ／ｓである。各層を通る音速の変動は相異なる音通路を走行するパルスを生 じるが、これらのパルスはトランスデューサに対して同一距 離を通過して相異なる時間をとる。この時間差が歪を生じ、ターゲット体のエラ ストグラムおよびソノグラム中のシフトを生じる。 前述の公知のエラストグラフィー技術において大きな不正確さを生じる第２条 件は、検査される組織全体を通して応力が比較的均一であってこの応力がコンプ レッサ近くの測定に基づいてすべての層について計算されるという仮設にある。 しかし、組織を圧縮し音を発生するために使用されるトランスデューサとコンプ レッサがターゲット体の深さ（または厚さ）に対して比較的小さい面積を有して 、コンプレッサからの距離が増大するに従ってターゲット中の応力を低減させる 場合には不正確さが見られる。この応力の減少が大きくて考慮されない場合には 、圧縮度の低減レベルがコンプレッサからの距離の増大の関数としてエラストグ ラム上に表れる。 従って、本発明は１つのアスペクトにおいて、ターゲット体が相異なる音速を 有する多層を含むかいなかに係わらず、ターゲット体の歪と圧縮度とを決定する 方法または装置を提供する。他のアスペクトにおいて、コンプレッサの圧縮から 生じるターゲット体中の応力がコンプレッサからの距離と共に低減する場合でも ターゲット体の圧縮度を決定する事のできる方法および装置を提供するにある。 さらに他のアスペクトにおいて、本発明は一般的に弾性組織中の歪と弾性率の分 布とを正確に測定し 撮像する超音波的方法および装置を提供するにある。本発明は局限された区域の 組織の圧縮度または可撓性を定量的に測定する事ができるので、（１）一般に使 用される症候を客観的に定量化し、（２）これらの測定値を局所化し、（３）簡 単な装置によって組織深部の測定を実施し、（４）他の公知手段によっては見る 事のできない病理に関連した新規な組織特性を観察し、また（５）単独でまたは 通常のソノグラムと共に使用できる生体中の圧縮度または可撓性パラメータの画 像を作成するのに役立つ。腫瘍などの疾患を有する組織は正常組織よりも硬くま たは柔らかく、従って相異なる圧縮量を有する可能性がある。この意味でエラス トグラフィーは、胸部癌および前立腺癌などの疾病の正確な検出と初期段階の腫 瘍を局限する点で先行技術の方法より優れた結果を与える。エラストグラフィー の他の利点は、その感度がソノグラフィーより高い事である。これは、単にエコ ー振幅のみならず圧縮度を測定し撮像して、ターゲット体を可視化できるからで ある。エラストグラフィーの他の利点はＸ線からのイオン化放射線を使用する事 なく体内組織を正確に撮像するにある。 またここに注意しなければならないのは、エラストグラフィーは医学以外の大 きな用途を持つと考えられる事である。このような用途は例えば牛肉の品質格付 けである。エラストグラフィーは屠殺の前後に牛肉の柔らかさ と脂肪含有量（マーベリング）とを定量するために使用する事ができる。このよ うな能力は、肉牛をいつ屠殺するかを決定する際に経済的に重要である。他の応 用面は、例えばトランスデューサの運動によって物理的に移動させられるチーズ または原油のような物質および製品の検査にある。エラストグラフィーの他の目 的および利点は下記の説明から明らかとなろう。 広い意味において本発明は、弾性ターゲット体、特に動物および人間の組織の 改良されたエラストグラムとソノグラムとを作成する超音波システムを含む。１ つのアスペクトにおいて、本発明のエラストグラフィーはターゲット体の圧縮性 を決定するために音装置をターゲット体に音的に接続する段階を含む。この音装 置は、超音波信号を発生しまたターゲット体中の音通路にそって戻るエコー系列 を受けるために使用される。次にこの音装置は音通路の軸線にそって既知量だけ 移動させられ、再び音通路にそってターゲット体に問い合わせる。相異なる音信 号から得られるエコー系列中の合同セグメントを好ましくは交差相関しまたは整 合させ、また時間ずれを利用して音通路にそった歪を計算する。この手順を複数 の音通路について、順次にまたは音列によって繰り返して、ターゲット体の歪プ ロフィルを作成する。 圧縮度プロフィルを得るため既知の好ましくは均一な弾性率を有する第２ター ゲット体をまず前記ターゲット 体と音装置との間に音的に接続する。次に前記の段階を使用して両方のターゲッ ト体の歪プロフィルを決定する。次に音装置の運動によって生じた応力を、第２ ターゲット体の歪プロフィルと弾性率とから決定する。ターゲット体の圧縮度プ ロフィルは、このターゲット体の歪プロフィルを前記応力によって割る事によっ て得られる。このよにして得られた圧縮度は、さらに１つの組織または他のター ゲット体の相対圧縮度値のエラストグラム、位置多次元プロットまたは画像とし て処理する事ができる。 他の実施態様において本発明は前記のエラストグラフィー法を使用するがさら に音通路そった応力変動を修正する段階を含む。このような応力変動は、ターゲ ット体を圧縮し応力を加えるために使用される音装置がターゲット体の深さまた は厚さに対して小さい断面積を有する場合に生じる。この場合、まず第２ターゲ ット体と接触する音装置（コンプレッサと組合わされたトランスデューサを含む ）の表面積を測定する。次にこれらの表面積サイズを使用して、ターゲット本体 内部の音装置に対する位置の関数として応力変動を分析的に誘導する。その結果 実際上、応力プロフィルが得られる。これらの応力変動値が誘導されると、前記 の手順に従ってさきに決定されたターゲット体の応力プロフィルおよびその結果 としての圧縮度プロフィルおよびエラストグラムの値を修正する。 他のアスペクトにおいては、前記の応力変動を実験的に誘導する事ができる。 すなわち、既知の弾性を有するターゲット体を音装置によって圧縮し、このター ゲット体中の変動音通路にそった歪を測定する事ができる。次にこの音装置に対 する位置の関数として応力変動を計算する事ができる。これら既知の応力変動か ら、応力および圧縮度のプロフィルとエラストグラムの修正値を決定する事がで きる。 本発明のさらに他のアスペクトにおいて相異なる音速を有するターゲット体の 各区域を通してのエコー系列走行時間の変動を修正するために必要な時間遅れを 決定して各エコー系列に適用する事ができる。このようにして各エコー系列の中 に時間ずれを生じて、ターゲット体中に相異なる音速を有する複数の区域が存在 する場合、例えば脂肪組織と筋肉組織が存在する場合に生じうる歪を修正する。 以下、本発明を図面に示す実施例について説明するが本発明はこれらの実施例 に限定されるものではない。 第１ａ図は、ターゲット体中の遠位端区域に問合わせるようにトランスデュー サとコンプレッサがターゲット体に対して音的に接続されたエラストグラフィー 装置の実施態様を示す断面図、 第１ｂ図は第１ａ図において問合わされる組織の遠位端区域から発生するＲＦ エコー信号のプロット、 第２ａ図はターゲット体の近位端区域に対して小圧縮を加える第１ａ図のトラ ンスデューサとコンプレッサの断面図、 第２ｂ図は第１ａ図において問い合わされる組織の遠位端区域から発生する代 表的な圧縮前後のＲＦエコー信号のプロット、 第２ｃ図は第２ｂ図に図示のエコー信号対の交差相関プロット、 第３ａ図は１２７ｍｍ円形コンプレッサを使用してフォームの深さの関数とし て表れる軸方向歪を示すプロット、 第３ｂ図は種々のサイズの円形コンプレッサを使用してフォーム中の深さの関 数として得られた正規化応力のプロット、 第３ｃ図は深さを円形コンプレッサの面積によって割ったｚ／ａ関数として示 されたｄＢプロット、 第４ａ図は加えられたコンプレッサの下方の応力分布を決定する装置の断面図 、 第４ｂ図はコンプレッサ下方の応力分布をコンプレッサに対する位置の関数と して示す断面図、 第５ａ図は対角線継目によって接合され２つの三角形たフォーム片からなるフ ァントムの写真、 第５ｂ図は第５ａ図において写されたファントムのＢ−走査、 第５ｃ図は第５ｂ図のＢ−走査に対応するエラストグラム、 第５ｄ図は第５ｂ図のＢ−走査に対応する深さ修正エラストグラム、 第６図はターゲット体中の深さに対応する応力変動を実験的に決定するために コンプレッサがターゲット体に接続された装置の実施態様を示すブロックダイヤ グラムである。 第１ａ図はターゲット体１５に対して音的に接続されたトランスデューサ１０ とコンプレッサ１０ａとを示す。ビーム軸線１２上のエコーソース２５に向かっ て音ビーム２０中を伝播する超音波パルス１８が図示されている。パルス１８が ターゲット１５を通して伝播する際に、対応のエコーが発生されて、到着時間が トランスデューサアパチュア１１に記録される。ビーム２０中の反射から生じる すべてのエコーの組合わせがエコー系列またはパルス１８に対応するＡ−ライン である。 パルス１８から得られたＡ−ラインの無線周波数（”ＲＦ”）信号プロットを 第１ｂ図に示す。信号のボルト振幅をマイクロ秒（μｓ）のエコー到着時間に対 してプロットする。後の到着時間ほど、ターゲット体１５中の段階的に深い区域 に対応する。選定された到着時間ウインド中のエコーセグメントまたはエコーウ エーブレット３０が基準として選ばれる。この時間ウインドは超音波 画像から得られた解剖学的データに基づいて選定され、または任意に、例えばｘ マイクロ秒ごとに選定される。エコーセグメントまたはウエーブレット３０はエ コーソース２５から得られる。 第２ａ図は、組織に対して小圧縮（Δｙ１）を与えるために軸線１２にそって 並進させられるトランスデューサ１０およびコンプレッサ１０ａとを示す。トラ ンスデューサ１０とコンプレッサ１０ａがターゲット体１５を圧縮した後に、第 ２パルス２２が発生され、組織中の所望の深さから対応のＡ−ラインセグメント が得られる。 第２ｂ図は、パルス１８に対応する代表的圧縮前Ａ−ラインと、パルス２２に 対応する圧縮後Ａ−ラインとを組合わせたＲＦプロットである。与えられたエコ ーソースおよびパルス２２に対応するエコーセグメントまたはウエーブレット３ ２は、同一のエコーソースおよび圧縮前パルス１８に対応する同一のセグメント またはウエーブレット３０に対して時間的にずれている。時間的にずれたウエー ブレット３２は標準的パタン整合技術を使用して、選ばれた時間ウインドの中で 追跡する事ができる。選ばれるウインドは、そのウエーブレットがウインド外部 に移動しないように選定されなければならない。このような選定はウインドのサ イズとその配置を含む。選ばれたウインドは両方のウエーブレットまたはエコー セグメントを示さなければならない。エコーセグメントまた はウエーブレット３２の到着時間は前記のエコーセグメントまたはウエーブレッ ト３０の到着時間より前である。これはアパチュア１１とエコーソース２５との 間隔が圧縮距離Δｙ１だけ短縮されるからである。 第２ｃ図は第２ｂ図に図示の圧縮前後のＡラインの間の交差相関関数を示す。 好ましいエラストグラフィー法においてはトランスデューサとコンプレッサが ターゲット組織の上に配置されまたはその他の方法で接続されて、ターゲットの 方に軸方向に前進させられてターゲットを圧縮する。あるいは予め圧縮された位 置からトランスデューサとコンプレッサを引き出す事によってエラストグラフィ ーを実施する事ができる。さらにいずれの方法においてもトランスデューサが単 独でコンプレッサとして使用される事ができる。コンプレッサのサイズが比較的 大きいので組織に侵入する事ができないから、このようにすれば小組織を移動す る事ができる。移動に先だってトランスデューサから１つのパルスが発生され、 またこのパルスに対応して受けられた第１エコー系列が記録される。移動に続い て第２パルスが発生され、その透過に対応して第２エコー系列が記録される。次 にこれらの波形を比較すれば深さに伴う組織の移動の減少が示される。この減少 は一般に漸近線である。 下記の方法においては、均質ターゲット体の単一圧縮 について説明した。しかしこれ以外の条件を使用できる事は明らかである。すな わち多回圧縮、反復圧縮またはリアルタイム圧縮、変動波形またはアレイトラン スデューサなどの他の信号ソースを使用する事ができる。これらの信号ソースは 例えば非反復性信号とし、またスパイク状信号を発生する事ができる。 さらに外部コンプレッサと共にまたは単独で内部圧縮ソースを使用する事がで きる。心臓または動脈などの内部圧縮ソースの場合、この内部圧縮ソースから生 じる応力が時間と共に変動するものであってもその組織を通して実質的に均一と なるように、研究される組織は内部圧縮ソースから十分に離間配置される事が好 ましい。次にトランスデューサをターゲット体に音的に接続する事ができる。こ の場合、好ましくは既知の均一弾性を有する弾性体がトランスデューサとターゲ ット体との間に音的に接続されて、トランスデューサに隣接した組織が内部圧縮 源によって圧縮される際に前記の弾性体とトランスデューサとを圧縮し、この内 部圧縮源によって組織の中に発生される応力が減少するに従ってトランスデュー サおよび弾性体に対する応力が低下するようにする。次に本発明の方法を使用し て弾性体と組織の中の歪を音的方法によって測定し、次に弾性体の弾性値および 歪測定値から弾性体に対する応力を決定する。最後にこの応力がその組織中の応 力レベルとみなされ、測定された歪値と 共に使用されて組織中の圧縮プロフィルを決定する。 均質でない組織の中においては、それぞれのセグメントの歪が相違する。例え ば組織の１つのセグメントがこのセグメントを含む組織全体より圧縮性が低けれ ば、このセグメントは組織全体と同一の圧縮性を有する場合よりも圧縮度または 歪度が低い。あるいは、１つのセグメントが組織全体より高い圧縮性を有する場 合、このセグメントは他のセグメントと同一の圧縮性を持つ場合よりも圧縮度ま たは歪度が高い。ターゲット体の圧縮軸線にそって歪「欠陥」が存在し、または 相異なる圧縮性のセグメントが存在すれば、この軸線に沿った他のすべての歪度 に影響し、軸線に沿った深さと共に比例的な歪変動を増減させる。このようにし て歪「欠陥」は軸線にそって「不鮮明」と呼ばれる。この理由から、歪プロフィ ルを弾性率プロフィルに変換する事が望ましい。弾性率は基本的な組織特性であ るから、これは最終的に最も信頼できるパラメータである。いずれにせよ、歪ま たは弾性率データから有用な画像を得る事が可能である。 これらの原理を説明するため、単一の一次元カスケード型バネシステムを考え て見よう。このバネシステムにおいて、各バネの定数が組織各部の弾性率を示す ものとする。これら３個のバネは同等であって長さｌを有し、各バネが均一断面 積の円筒形組織要素の挙動を示すものとする。もしシステムの全体長さが（２Δ ｙ）だけ減少 するように第１の組織要素が軸方向下方に圧縮されれば、簡単な計算から、各バ ネはΔｌ＝２Δｙ／３だけ収縮する事は明らかである。各バネの歪＝Δｌ／ｌと すれば、バネ全部についての歪度は一定であって２Δｙ／３ｌに等しい事は明か である。 中心バネの代わりに無限剛性バネを使用すれば、すなわちＥ＝∞とすれば、移 動量全体は外側の２つのバネのみによって引き受けられる。従って外側の２つの バネの中の歪度はΔｙ／ｌに増大するであろう。 この例から明らかなように、歪プロフィルは最初の圧縮度と、全部のバネの数 と剛性とに依存している。与えられた局所的歪値は圧縮軸線に沿った他の要素の 弾性特性によって影響される。従って、歪プロフィルは画像のために有効ではあ るが、局所的組織弾性の定量的推定のために使用するには限度がある。 既知の移動を生じる代わりに既知の応力を加えれば、この単一サイズのバネシ ステムにおいては応力が深さとと共に一定であるのでこのシステム中の各成分の 弾性率を推定する事ができる。この場合、各バネ中において測定される歪値と各 バネに対する既知の応力とを使用して圧縮軸線に沿った弾性率プロフィルを構築 する事ができよう。このようなプロフィルは初圧縮とは無関係であって、バネ成 分間の相互依存関係がなくなる。 さらに、既知のＥ値を有し超音波を自由に通過させる 事のできる前置き弾性スタンドオフ層を介在させる事により、ターゲット体に加 えられる応力を超音波的に測定する事ができる。この層は、ゴム、スポンジ、ゲ ルなどの圧縮性または弾性物質とする事ができる。この物質は圧縮性であって組 織まで超音波透過路を生じるものでなければならない。またこの物質はエコーを 発生する事ができるが、これは必ずしも必要でない。 さらに現実的な三次元の場合、加えられた応力が圧縮軸線にそって一定でない と考えられる。その理由は、横方向バネに沿った応力が大きくなるからであり、 またこれらの横方向バネの垂直力成分が深さの関数としての移動の関数であるの で、圧縮軸線に沿った合成力が深さと共に変動する。他方において、コンプレッ サの面積を増大すれば、実際に引き延ばされて深さに依存する応力界に寄与する 横方向バネの重要性が低くなり、加えられた応力界が均一となる。実験によれば コンプレッサの面積が大きいほど均一な軸方向応力界を生じる。 しかしエラストグラフィーにおいては、相異なるセグメントまたは層中の音速 度を測定時間と共に使用して、ターゲット体中の距離を計算する。さらに詳しく は、エラストグラムは、超音波Ａ−ラインの各セグメント間の時間ずれ差に依存 し、好ましくは約６４以上のデータ点に基づく場合、交差相関計算に依存してい る。時間ずれ推定のために交差相関分析を使用する方法はフーリエ理 論から派生し、業界公知である。近年、多くの工業的および医学的応用分野で時 間ずれ測定のための交差相関分析が使用されている。石炭スラリの流速の測定の ために超音波相関技術を応用する方法は記載されている。同様にパルプ懸濁液の 超音波相関流量計も提案されている。医学分野では一次元および二次元相関計を 使用した血液流速プロフィルの種々の測定法が記載され、また前記のような組織 運動推定のための交差相関測定の実施法が開示されている。 エラストグラムの形成はＡ−ライン対の中の合同セグメント間の時間ずれを好 ましくは交差相関技術によって対推定するにある。セグメント対の交差相関はＦ ＦＴ（急速フーリエ変換）を使用して計算する事ができる。２つのセグメントの データ間の時間ずれを推定するために交差相関関数の極大ピークの時間的位置を 使用する事ができる。 しかしながら、超音波Ａ−ラインのセグメント間の時間ずれ差は最小平均平方 整合分析を使用して推定する事ができる。この方法も業界公知である。または交 差相関法を使用せずにディスプレーまたは画像上のＡ−ライン間の差異を手で測 定する事によって推定する事ができる。分析されるデータ点が約６４以下である 場合、時間ずれを測定するために、最小平均平方整合分析などの時間領域計算は フーリエ領域交差相関法よりも時間がかからな い。さらに近似的時間ずれが知られている限られた数の時間遅れの場合には最小 平均平方整合分析を実施する事ができ、この場合ＦＦＴ計算を使用した交差相関 分析はデータ系列全体を分析しなければならない。このようにして、近似的時間 ずれが知られていて、エコー系列の一部のみを整合させる事によって時間ずれを 決定する事のできる場合には、交差相関法よりも最小平均平方整合法が迅速であ る。 さらに説明すれば、エラストグラフィーの１つのアプローチは、対間において トランスデューサの１−２ｍｍの横方向並進によって得られた４０−６０のＡ− ライン対から得られた歪画像からエラストグラムを誘導するにある。このＡライ ン対は良好な接触状態を得るためにトランスデューサがターゲットを少し予備圧 縮して得られた第１Ａ−ラインと、ターゲットをさらにΔｚだけ軸方向に圧縮し た後に得られた第２Ａ−ラインとから成る。圧縮された第２Ａ−ラインは第１Ａ −ラインより２Δｚ／ｃだけ短くなる。ここにｃはターゲット中の音速である。 Ａ−ライン対の長さは第１Ａ−ラインの長さとし、第２Ａ−ラインに対してゼロ を付ける。これらのＡ−ラインはターゲット中の合計１２ｃｍの深さから得られ 、１または２ｍｍごとの４０−６０の重なり合った４ｍｍセグメントに分割され る。 データの取得および時間スケールはトランスデューサ の表面積に関連する。従って、Ａ−ライン対の初期の信号の相対ずれは非常に小 さいが、末期において大きくなる事が見られる。一般に非圧縮Ａ−ラインに対し て、圧縮Ａ−ラインの時間ずれは０から最大２Δｚ／Ｃまで増大する。 一般に、時間ずれの推定精度はセグメントサイズの増大と共に改良される。し かし、一般には、推定の軸方向解像を改良するためにセグメントサイズを小さく 保持する事が望ましい。さらにセグメント対の中のデータの相対圧縮と漸進的歪 の故に、公差相関推定はセグメントサイズの増大と共に劣化する可能性がある。 またこれは推定精度を低下させる。従って、セグメントサイズの関数として時間 ずれ推定精度に影響する２つの競合的メカニズムが存在する。このような相殺現 象は深く研究されてはいないが、セグメント間の約３ｍｍの重なり合いを有する 約４ｍｍのセグメントサイズは約１ｍｍの軸方向解像を示す適当な画像を生じる 事が観察された。 測定された時間ずれの解像力は、データをデジタル化するサンプリング時間に よって限定される。解像力を改良するするために、ある種の補間アルゴリズムが 提案された。例えば平方補間アルゴリズムが有効である事が示され、これは容易 に実施する事ができる。フォスターほかの、”Flow Vlocity Profile Via Time- Domain Corre-lation"IEEE Trans，Ultrason．Feroel．Freq. Control，Vol.37，No.2，164-174（1990）参照。またバウチャーほかの、"A Met hod of Discrete Implementation of Generalzed Cross-Correlator"，IEEEE Tr ansactions:Acoustic，Speech and Signal Processing，Vol.ASSP-29，No.3（Ju ne 1981）参照。このアルゴリズムはまずラグランジュ多項式を使用して公差相 関のピーク試料値とその２つの隣接値とを通る二階多項式を適合させる。次に適 合された多項式のピークを位置ぎめし、その時間値を改良された時間ずれ推定値 に割当てる。 本発明の説明に戻れば、１つのＡ−ライン対を処理した後に、１セットの時間 ずれ、ｔ１乃至ｔ６０が得られる。そこで対応の歪プロフィルが下記式によって 定義される。 ここに、ｓｉはセグメント対ｉの歪推定値、またΔｘは軸方向増分である。 このプロセスをすべてのＡ−ライン対について繰り返し、歪データの列が得ら れる。次にこれらの値を目盛りづけし、表示のための強さ、例えば２５６グレイ スケールレベルの範囲内を変動する強さに割当てる。一部の歪データの大きな動 的範囲の故に、決定歪範囲における変動を観察するためコントラスト・ストレッ チング法を適 用する事ができる。例えば２５６グレイスケールレベルをユーザの決定歪範囲に 割当てる事ができ、このようにしてコントラストをこの範囲内にストレッチング する。 一般に、エラストグラフィーは、超音波ソースとターゲット体に音的に結合し 、超音波ソースを生かして、ソースから軸線にそってターゲット体の中に超音波 エネルギーの第１信号またはパルスを発生し、伝送された前記第１信号から生じ る複数のエコーセグメントを含む第１エコー系列をターゲット体中の１区域から 検出し、超音波ソースとターゲット体の間の接続を保持しながらターゲット体を 軸線にそって移動させ、超音波ソースを生かして軸線にそってターゲット体の中 に第２超音波信号を放出し、前記第２信号から生じる複数のエコーセグメントを 含む第２エコー系列をターゲット体中の前記区域から検出し、エコーセグメント の差分移動量を測定するにある。ターゲット体を圧縮する前に、複数の第１超音 波信号またはパルスを発生し複数の第１エコー系列を検出する事ができる。次に 複数の第２信号とパルスを複数の平行通路にそって発生し、複数の第２エコー系 列を検出する事ができる。 エラストグラフィーの第１実施態様において、トランスデューサが超音波ソー スであって、超音波エネルギーの超音波信号またはパルスを放射軸線にそって組 織の中に指向するように接続され、前記軸線にそったトランス デューサの運動が組織の圧縮度の変化を生じるように成す。 エラストグラフィーの好ましい実施態様において、超音波ソースはその組織に 音的に接続されたトランスデューサである。超音波エネルギーの第１パルスが１ つの通路にターゲット体の中に放出され、前記組織中の複数区域から前記通路に そって到着する前記パルスから生じた単数または複数のエコーセグメントを含む 第１エコー系列（Ａ−ライン）が検出される。その後、前記通路にそって組織内 部の圧縮度が変更される。この圧縮度の変化は通路にそってトランスデューサを 軸方向に移動させる事によって実施され、組織の近位区域を圧縮しまたは移動さ せる。第２パルスを放出し、第１エコー系列と共通の単数または複数のエコーセ グメントを含む第２エコー系列の到着が第２パルスに対応して検出される。少な くとも１つのエコーセグメントの差分移動量が測定される。検出されたエコー系 列は組織内部の共通区域からくる。 圧縮を介在させた第１エコー系列と第２エコー系列または波形を比較すれば、 一般に深さと共に組織の移動の減少を示す。均質媒質の中において、この減少率 は漸近線となる傾向を示す。この場合、単位長あたりの差分移動量、すなわち歪 が特に興味あるものである。均質圧縮性媒質の中においては、歪は圧縮軸線にそ って一定となる傾向がある。非均質媒質の中においては、歪は圧縮軸 線にそって変動する。 組織の歪は、ターゲット体すなわち組織中の近位端と遠位端からの第１および 第２エコー系列の到着時間を使用して下記式により算出される。 ここに、 ｔ１Ａ＝近位端フィーチャからの第１エコー系列の到着時間： ｔ１Ｂ＝遠位端フィーチャからの第１エコー系列の到着時間： ｔ２Ａ＝近位端フィーチャからの第２エコー系列の到着時間： ｔ２Ｂ＝遠位端フィーチャからの第２エコー系列の到着時間： 超音波エネルギーの第１パルスおよび第２パルスに対応して検出された共通点 からのエコー系列の到着時間を比較する。共通点はエコー系列中に発生するフィ ーチャの中に見いだされる。２つのエコー系列の時間ずれを利用して圧縮性を決 定する。 従って、圧縮力の介在による到着時間の変更が生じなかった場合、エコーセグ メントのソースに達する走行路にそってターゲット体は圧縮されなかった。他方 、第２ エコーセグメントの到着時間が第１エコーセグメントの到着時間より小であれば 、圧縮が生じた事は明かであり、ターゲット体は圧縮性である。さらに到着時間 の差分とその他の入手可能のデータとから、ターゲット体の圧縮性を定量化する 事ができる。 エラストグラフィーの他の実施態様においては、超音波パルスの透過路にそっ て延在するターゲット体セグメントがこのターゲット体内部に選定され、各ター ゲット体セグメントの中から検出される第１および第２エコーセグメントを分離 する。このようにして、問い合わせのために選定されたターゲット体セグメント について、一連の第１および第２エコーセグメントが検出される。好ましくはエ コーセグメントは超音波ソースに対してターゲット体セグメントの近位端および 遠位端から検出される。次に各ターゲット体セグメントの近位端と遠位端に対応 する第１および第２エコー系列中のエコーセグメントの時間ずれの測定が実施さ れる。これらの時間ずれを研究する事により、ターゲット体の中において超音波 ビームにそって圧縮性変動が生じたがいなかを確認する事ができる。 エラストグラフィーの好ましい実施態様は、（１）既知の弾性率と音速とを有 する物質をターゲット体表面に音的に接続する段階と、（２）前記物質を通る通 路にそってターゲット体の中に超音波エネルギーの第１パルス を放出する段階と、（３）ターゲット体の中から前記第１パルスの結果として生 じる複数のエコーセグメントを含む第１エコー系列を検出する段階と、（４）前 記物質とターゲット体の間の音的接続を保持しながらターゲット体を移動させる 程度に前記物質をターゲット体に対して押しつける段階と、（５）前記物質を通 る通路にそってターゲット体の中に超音波エネルギーの第２パルスを放出する段 階と、（６）前記第２パルスの結果として発生し、前記第１エコー系列と共通の 複数のエコーセグメントを含む第２エコー系列を検出する段階とを含む。既知の ヤング率と音速とを有する物質が存在するので、ターゲット体のヤング率を決定 する事ができる。ターゲット体そのものが複数層を有する場合、各層のヤング率 を決定する事ができる。これらの問題にヤング率を応用する事については、下記 にさらに詳細に説明する。 この時点において、エラストグラフィーは物理的に圧縮可能のまたは移動性の 物質の音特性を利用する事を注意しなければならない。これらの物質、例えば動 物または人の組織はしばしば多数の音「散乱体」を含む。これらの散乱体は、使 用される音波長と比較して小さいので、入射音エネルギーをあらゆる方向に反射 する傾向がある。例えば、均質組織区域において、散乱体はほとんど同一の複数 の網状セルの集合体を含む。散乱体の決定の配列がトランスデューサからの軸方 向力に対応して偏位して、 これらの散乱体配列がエコーを受ける時間を変動させる。各散乱体配列から受け られたエコーがエコー系列を形成する。反射されたＲＦ信号の決定のエコーセグ メントまたはウエーブレットが組織内部のトランスデューサ軸線に沿った特定の エコーソースに対応する。このエコーセグメントまたはウエーブレットの中の時 間ずれを調べて、各組織区域の圧縮性を測定する。圧縮の結果としてウエーブレ ットの同定が不可能となりまた信号が許容範囲を超えて脱相関する程度にエコー セグメントまたはウエーブレットの形状が大きく変動しないようにする事が重要 である。時間ずれはコンピュータ中のデータを分析する事により、または視覚調 査によって決定できるが、コンピュータによる分析の方が一般に容易である。 人体の内部区域の研究は、その区域の中に軸線にそって超音波信号を放出しま た前記軸線にそった前記区域に対するトランスデューサの運動がこのトランスデ ューサと前記区域との間において人体部分の圧縮度を変更するように超音波トラ ンスデューサを人体に音的に接続し、前記トランスデューサを生かして第１信号 を前記軸線にそって人体および前記区域の中に放出し、前記第１信号の結果とし て前記区域から生じる複数の相互に離間されたエコーセグメントのトランスデュ ーサへの到着を検出し、前記の音的接続を保持しながらトランスデューサと前記 区域との間の人体部分の圧縮度を変更する程度に軸 線にそって前記区域に対してトランスデューサを移動させ、トランスデューサを 生かして第２信号を軸線にそって人体および前記区域の中まで放出し、前記第２ 信号の結果として生じる各エコーセグメントのトランスデューサへの到着を検出 し、また前記区域のセグメントの中に発生した歪をエコーセグメント対の間に決 定する事によって実施される。 エラストグラフィーは有機物組織、特に人体およびその他の動物の組織を研究 する際に特に興味がある。すなわちトランスデューサがこのような研究対象に対 して押し当てられるに従って、この研究対象中の１つの区域中の散乱体が１つの 位置から他の位置へと移動させられる。弾性材料の場合、圧力を解除すれば散乱 体がその初位置に戻る。このような研究の主目的は異常の存在を明らかにする歪 研究に際して組織からのエコー信号を使用するにある。一般に生体の中に信号を 透過するためにトランスデューサを使用する場合、このトランスデューサの音信 号を自然発生運動に対して調整するように注意しなければならない。すなわち人 体においては、心臓のポンプ作用または動脈の脈動などの組織運動との干渉を最 小限にするような時点にトランスデューサを生かさなければならない。しかし、 このような人体内部の運動から生じる応力および歪が決定される場合には、本発 明のエラストグラフィーの実施に際して外部圧縮ソースの代わりに またはこれと協働してこのような人体内部運動を使用できる事を注意しなければ ならない。 またエラストグラフィーに使用されるトランスデューサはその施用される材料 と直接接触する必要のない事を注意しよう。しかし、トランスデューサの運動が 研究対象の移動を生じるようにトランスデューサを研究対象に対して音的に接続 する必要がある。このような音接続法およびその資材は業界公知である。 また、エラストグラフィーにおいて研究対象を移動させるためには、（ａ）圧 縮性の弾性物質に対してトランスデューサを前進させて圧縮力を増大し、あるい は（ｂ）研究対象の圧縮された位置からトランスデューサを引き戻す。圧縮の変 更とはターゲット体の圧縮または解除を意味する。 前述のように、１つの組織またはその他の圧縮性物質中の個々のフィーチャか らのエコーを使用する必要はない。透過信号から生じるエコー信号の中に認識可 能のエコーセグメントが存在すれば十分である。特定のエコーセグメントに対応 する物質中の決定のフィーチャが明らかでなくても、そのエコーセグメントがエ ラストグラフィーの目的から十分なリファレンスとなり得る。すなわちある物質 の圧縮度およびこのような圧縮の前後に測定された信号走行時間はエコーセグメ ント中の時間ずれを比較する事によって求められる。同様に弾性物質の圧縮 された状態からの回復およびこのような回復または圧縮解除の前後の信号走行時 間はエコーセグメント中の時間ずれの比較に基づいて求められる。 またエラストグラフィーは、複数層有するターゲット中の圧縮性または可撓性 を推定するために使用する事ができる。この場合の「圧縮性」および「可撓性」 とは一般に同一の意味を有する。いずれにせよだんだんに深くなる各層の圧縮性 は前記のような同一技術を使用して推定される。例えば放射軸線にそった２つの エコー系列のみから各層の圧縮性を推定する事ができる。エコー系列は、各層に 対応するエコーセグメントに分割される。従って１つのターゲット体の１つの面 または容積中の圧縮性パラメータの画像はトランスデューサを適当に横方向に並 進させる事によって実施する事ができる。 第３ａ図と第３ｂ図にはエラストグラフィーの他の実施態様を示す。この実施 態様においては、深さに対応する応力の変動を、深さおよびコンプレッサの半径 など他の既知量の関数として応力を表す適当な式を用いて決定する。 ある種のコンプレッサの圧力を受ける軸方向応力の挙動を分析的に推定できる 事は公知である。円形コンプレッサの下の軸方向応力の解は、サアダの”Elasti city，Theory and Applications，Ch．14（Pergamon Press，NY，1974）に記載 されたブシネスク問題に対す る解を拡大する事によって分析的に誘導された。すなわち、 ここにσ（ｚ）は軸方向応力（不値は上向き応力を示す）、σ（０）は均一に分 布された応力（全荷重はπａ2σ（０））、ａは円形コンプレッサの半径、また ｚは軸方向距離とする。 式９は下記のように書く事ができる。 前記の式１０は、ストレスプロフィルが無次元比率（ｚ／ａ）のみに依存する事 を示している。 第３ａ図は軸方向応力の減少を示す。フォーム・ファントムの中に見られる歪 （ライン１）は、１２７ｍｍの円形コンプレッサを使用した場合の深さの関数と しての減少率を示す。この歪は、弾性率を分析的に決定された歪変動に分割する 事によって誘導された推定歪（ライン２）によく対応した。弾性率はフォーム・ ファントム全体を通して近似的に同一であるから、ライン１と２にそ った値は距離の関数としての対応の歪値に近似的に正比例している。 第３ｂ図はそれぞれサイズの異なる円形コンプレッサについて分析的に誘導さ れたストレスプロフィルのプロットである。正規化された応力（｜σ（ｚ）／σ （０）｜）は小さいコンプレッサほど急速に減少し、浅い箇所では比較的一定の 小さな値をとる。これに対して大きなコンプレッサの応力プロフィルははるかに ゆっくりと徐々に低下する。第３ｃ図は、量（ｚ／ａ）、すなわちコンプレッサ から軸方向距離と円形コンプレッサの半径との比率の関数として正規化された応 力をｄＢで示す。１または１より小さい（ｚ／ａ）の値については非常に緩やか な歪減少のみが見られる。 円形コンプレッサについてサアダによって誘導されたような式をさらに複雑な 形状について誘導する事ができる（その一部は前記のサアダ論文、第１４章に誘 導されている）。また１つのコンプレッサの応力分布を軸上および軸外において 実験的に誘導する事ができる。この応力分布を誘導するための好ましい実験的方 法を第４ａ図に示す。アパチュア３０３を備えたトランスデューサ３０１が公知 弾性の、好ましくはコンプレッサを施用する型の組織と類似の弾性を有するター ゲット体３００に対して、コンプレッサ３０５と反対側面に音的に接続する。音 通路３０７にそってターゲット体のＡ−走査を実 施する。次にコンプレッサ３０５を既知距離Δｙだけ圧縮し第２Ａ−走査を実施 し、弾性およびＡ−走査にそって測定された歪から応力プロフィルを決定する。 １つのＡ−走査軸線にそって応力分布を測定した後、コンプレッサをターゲット 体３００から持ち上げ、横方向に既知距離だけ移動させ、再びターゲット体３０ ０と接触させる。次に、第１音通路と同様の方法で、コンプレッサに対して移動 された第２音通路にそって応力分布を測定する。所望数の応力分布が得られるま でこのプロセスを繰り返す。このように測定された応力分布に基づいて、コンプ レッサ３０５に対する三次元応力分布が最後に推定される。第４ｂ図はこのよう な推定応力分布の断面プロットがターゲット体の中においてとる状態を示す。曲 線は応力分布等圧線を示し、これら等圧線の値はコンプレッサ３０５に隣接する ターゲット体区域の応力σ（０）に対してとられる。 他の実施態様においては、ターゲット体３００がトランスデューサ３０１およ びコンプレッサ３０５に対して既知量だけ移動させられる。このようにターゲッ ト体３００を移動させる事により、ある種の歪を最小限にする事ができる。例え ば音通路にそって固定散乱体が存在する場所で歪を反復的に測定する事から生じ る歪を最小限にする事ができる。さらに他の実施態様においては、トランスデュ ーサ列が相互に問い合わせするコンプレッ サおよびトランスデューサとして使用され、このトランスデューサ列が圧縮の前 後において生かされて、相異なる音通路にそって歪（従って応力）の分布の測定 値を出す。 本発明のエラストグラフィー好ましい実施態様によれば、前記の方法のいずれ かによって応力分布が決定された後に、この応力分布が後で呼び出すために電子 媒体または磁気媒体またはコンピュータのメモリーなどの通常手段によって記憶 される。コンプレッサ３０５を使用して所望のターゲット体のエラストグラフィ ー測定を実施した後に、この応力分布が呼び出される。次にコンプレッサに対す るエコー系列のセグメントの既知の位置を応力分布の同一の相対位置における応 力値と一致させる事によって、そのエコー系列セグメントの応力の適当量を確定 する。次に、セグメントの歪に対して前記の適当な応力値を適用する事によって 、各セグメントの圧縮度を測定する事ができる。この場合歪値は、前記のエラス トグラフィーによるエコー系列中の測定された時間ずれから測定され、また加え られた応力はトランスデューサ３０１の正面の可撓性層から測定する事ができる 。 この好ましい実施態様をさらに説明するため第５ａ図について説明すれば、こ の図は対角線継目によって相互に接合された２つの三角形フォーム片からなるフ ァントムを示す。このファントムは、約２０ｐｐｉの多孔度を 有する正方形フォームブロックを対角線にそって切断し、切断されたフォーム片 を強く接合する事によって得られる。しかし第５ｂ図に図示のように、Ｂ−走査 を使用した場合には対角線継目は見えない（ついでながら、これはエラストグラ ムと比較した場合の先行技術のＢ−走査法の限度を示す）。 第５ｃ図は第５ｂ図のＢ−走査に対応するが深さ相関を有しないエラストグラ ムである。一般にエラストグラムの明るい部分は高い圧縮度区域を示し、暗い部 分は低圧縮度区域を示す。このエラストグラムを通して対角線方向に走る継目が 明瞭に見られる。さらにこの継目は高い圧縮度区域を正確に示している。これは 継目にそった面は、加工されない閉鎖面よりも圧縮性の開いたフォーム網状セル を多数含むからである。このエラストグラムは第５ｂ図のＢ−走査と比べて大き な差異を示すが、この図は暗い影（圧縮性の減少を示す影）によって限定されて いる。このような影はコンプレッサおよびトランスデューサから離間したセグメ ントについて生じる。このような効果は前述のように、エラストグラフィー法に おける均一応力分布の仮設によるものである。 第５ｄ図は前記の深さ相関法を使用した第５ｂ図および第５ｃ図に対応するエ ラストグラムを示す。この方法は測定された歪と共に、深さの関数としての応力 の変動を考慮するのであるから、第５ｃ図に見られた圧縮度の 減少はもはや第５ｄ図には見られない。むしろ第５ｄ図のエラストグラムは同一 物質から成るターゲット体について予想されるようにすべての深さにおいて比較 的均一な圧縮度値を示している。 また本発明の好ましい実施態様においては、ターゲット体中の収差によるアー チファクツおよび画像劣化を修正する方法が開示される。ほとんどすべての超音 波画像はターゲット体の壁体における収差によりアーチファクツと画像劣化の影 響を受ける。相異なる音速を有する脂肪と筋肉の介在層が超音波ビームの集束お よび適正な整合と干渉する可能性がある。 このような好ましい歪修正法に先だって、ターゲット体中の問題の各セグメン トの圧縮度を前記のエラストグラフィー法によって最初に測定する。次にこれら の圧縮度プロフィルを使用して、相異なる音速を有する区域を識別する。この識 別は好ましくは圧縮度プロフィルから計算されるが、エラストグラムから手作業 で実施され、あるいはこれらの区域の境界を識別する場合には、標準Ｂ−走査を 実施する。例えば人体を処理する場合には、脂肪が筋肉よりもはるかに柔らかい 事は公知である。このような差異はエラストグラムの圧縮度プロフィルの上に明 瞭に表われ、脂肪区域と筋肉区域とを識別するためにはそのいずれをも使用する 事ができる。 区域が識別されると、識別された区域に対して適当な 音速を割当てる事によって、問題の区域の音「スピードマップ」を計算する。例 えば、脂肪区域に対して約１４５０ｍ／ｓの音速を割当て、筋肉に対して約１５ ８０ｍ／ｓの音速を割当てられる事は公知である。どの区域が脂肪でありまたは 筋肉であるかを識別しまた問題のエコー系列にそったこれらの区域の境界を識別 した後に、ビーム列中の各音ビームに沿った変動音速マップを作成する事ができ る。速度マップが決定されると、各音ビームにそってセグメントを横断するため に必要な時間を計算し積算して各エコー系列がターゲット体の壁体を横断する時 間を求める事ができる。次に、それぞれの音ビームにそって同一距離エコー系列 の中を走行する時間の変動を修正するために必要な適当な時間遅れを決定する。 最後に、各エコー系列の修正のためにこれらの時間遅れを適用してターゲット体 の圧縮度プロフィルとエラストグラムを誘導する。 この方法は特にターゲット体の壁体における収差によって生じる歪と時間ずれ を修正する事に関して応用されるが、この方法はターゲット体の他の区域につい ても、特に音速の変動区域が初期圧縮度プロフィルまたはエラストグラムによっ て容易に識別できる場合に応用される。この方法はエラストグラムとソノグラム の双方を明かにするために使用する事ができる。 第６図について述べれば、ターゲット体２０４の圧縮 度を決定するための装置が略示されている。この装置は、剛性フレーム１９９と 、前記フレーム１９９に取付けられたモータ２００と、第１端と第２端とを有す る軸方向部材２０１であって、前記第１端は前記剛性フレーム１９９に連結され 前記第２端はモータ２００に連結されて軸方向部材２０１と剛性フレーム１９９ の軸方向位置がモータ２００を作動する事によって変動されるように成された軸 方向部材２０１と、前記剛性フレーム１９９上に取付けられた超音波ソース２０ ２とを含む。超音波ソース２０２は、ターゲット体２０４に音的に接続される面 ２１２を有する。ターゲット体２０４は支持体２１５上に載置される。 超音波ソース２０２は単一トランスデューサとし、またはトランスデューサ列 とする事ができる。軸方向部材２０１はウォームギヤとする事ができる。 既知の弾性率と音速とを有する層２０３の上側面は超音波ソース２０２の下側 面２１２に接続されている。層２０３の下側面はターゲット体２０４に接続され ている。 またこの装置は、トランスデューサからの信号を記憶するためにトランスデュ ーサに接続されたデータ記憶媒体を含む。軸方向部材２０１の運動はモータ２０ ０に接続されたモータコントローラ２０５を使用して精密に制御されるので、モ ータ２００の運動は軸方向部材２０１を精密に移動させる。 超音波ソース２０２を生かすために、この超音波ソースに対してトランスミッ ター２０６が接続されている。また超音波ソース２０２に対してレシーバ２０７ が接続され、エコー系列に対応して超音波ソース２０２によって発生された信号 がレシーバ２０８に伝送される。ディジタイザー２０９がレシーバ２０７に接続 されて、アナログ信号をデジタルデータに変換する。さらにディジタイザー２０ ９に対して公差相関器２１０を接続する事ができる。コンピュータ２０８がトラ ンスミッター２０６をトリガリングするようにトランスミッターに対して接続さ れている。また公差相関器２１０はコンピュータ２０８からデータを受けるよう にこのコンピュータに対して接続される。好ましい実施態様においては、公差相 関はハードウェア公差相関器２１０を使用するのでなく、ソフトウェアプログラ ムを使用して実施する事ができ、従って公知のプログラミング技術によって前記 の公差相関アルゴリズムを使用する事ができる。コンピュータ２０８は、エコー 系列を代表するデジタルデータを歪または圧縮度データあるいは歪または圧縮度 プロフィルに変換するようにプログラミングされる。歪プロフィルおよび圧縮度 プロフィルの画像がコンピュータ２０８に接続されたモニタ２１１上に表示され る。 モータコントローラ２０５とモータ２００は追加構造に対して剛性的に連結す る事ができ、この場合、超音波 ソース２０２は軸方向部材２０１または追加構造が運動させられる場合にのみ運 動させられる事を注意しよう。またモータコントローラ２０５、モータ２００、 軸方向部材２０１、剛性フレーム１９９および超音波ソース２０２から成る装置 部分を手で保持し、この場合に前記部分が手によってターゲット体２０４に当接 するように保持されている間にモータ２００が軸方向部材２０１と超音波ソース ２０２をを軸方向に移動させる事ができる。 さらに超音波ソース２０２は手動装置の中に配置されるのでなく、ターゲット 体の中に挿入するためにバルーンなどの任意適当な手段の中に封入する事ができ る。この後者の構造は、特に通常のソノグラムには明瞭に表われない前立腺など の疾患の検査のために使用されよう。このような用途においては、超音波ソース ２０２は可撓性制御ケーブルに取付けてバルーンによって包囲する事ができる。 この場合、可撓性制御ケーブルが超音波ソースを体外の装置部分に接続した状態 で、バルーンおよび超音波ソース２０２を直腸の中に挿入する事ができる。次に 直腸中でバルーンを膨張させるために流体を使用し、さらにバルーンを膨張させ て腸管の壁体にバルーンを圧着する。前立腺など体内の特定組織を音捕捉するよ うに超音波ソースを配置するため、バルーン内部で超音波ソースを回転させる手 段を使用する事ができる。圧縮前および圧縮後のエコー系列をとり、コンピュー タによって 分析して問題の組織の歪プロフィルを決定する。さらに、既知弾性の可撓性体を バルーンと腸壁体との間に圧縮されるように配置して、圧縮から生じる応力を推 定し圧縮性プロフィルを決定する事ができる。 以上においてエラストグラフィーを医療診断に関連して説明したが、これはエ ラストグラフィーの用途を制限するものではない。例えばエラストグラフィーは 法医学、組織特性の研究、獣医学、実験および工業用に使用する事ができる。ま たこの技術は、物理的に圧縮または移動される任意材料、すなわち圧力に対応し て内部を移動する材料に対して使用する事ができる。 以下、本発明を図面に示す実施例について詳細に説明するが本発明はこれに限 定されるものではない。これらの実施例は基本的エラストグラフィーを確証する ために実施される実験に基づく。すべての実験は１２０ガロンの水タンクの中で 、剛性フォームブロックとインビトロ組織とについて実施された。実験セットア ップはコンパック３８６コンピュータによってＩＥＥＥ４８８バスを介して制御 されるシステムを含んでいた。ステッパーモータコントローラ（スーペリア・エ レクトリック社）によって２．５ミクロンステップのトランスデューサ運動を生 じた。トランスミッター（メトロティック社）はトランスデューサをショックエ キサイトするために使用された。受信された信号を入力保護されたＴＧＣ可制御 増 幅器によって増幅し、５０ＭＨｚで作動する８ビットディジタイザー（ルクロイ 社）の中に装入した。通常のプログラム技術を使用して書かれたプログラムを使 用してデジタル化データを処理するためコンパックコンピュータを使用した。こ のプログラムは、前記のバウチャーほかに記載された公差相関アルゴリズムを実 行するルーチンを含んでいた。Ａ−ライン、Ｂ−ラインおよびエラストグラムを 表示するために、２５６グレイスケール表示を有するＮＥＣモニタが使用された 。すべての実験は、７−１９ｃｍから集束される２．２５ＭＨｚ、１９ｍｍ直径 のトランスデューサを使用して実施された。 実施例 １：フォームブロックの弾性率の測定 ３種類の網状解放セルポリエステルフォームの試料を１４×１４×５ｃｍブロ ックに切断した。型Ｉは約８０ｐｐｉ（インチあたり細孔）の多孔度を有する黒 色フォームであった。型IIは約３０ｐｐｉの多孔度を有する黄色フォームであっ た。型IIIは約２０ｐｐｉの多孔度を有する粗い黒色フォームであった。蒸留水 と小量の界面活性剤（Bath-kleer，Instrumentation Labora-tories，レキシン トン、ＭＡ製造）とを含有するビーカの中にこれらのフォームブロックを浸漬し た。次にフォームブロックを実験室真空（−０．５バール）のもとに約３０分間 脱ガスし、次に２１±１℃に保持された大型水タンクに移した。それぞれ５０、 １００、１５０、 ２００、２５０および３００グラムの質量を有する６個の予測定された鉛の重り を各フォーム上に均一に配置する事により、各フォームブロックの弾性率を決定 した。加重の前後に超音波パルスの基準面までのまた基準面からの飛行時間の差 異から、フォームの圧縮度を測定した。前記の加重について得られた各フォーム ブロックのそれぞれの応力／歪データの平均から各フォームブロックの弾性率を 計算した。 膨張ではなく圧縮についてのみ弾性率値を計算した。弾性率の平均値は、型Ｉ については約２３ｋＰａ、型IIについては約３８ｋＰａ、型IIIについては約２ １ｋＰａであった。これらの測定における標準偏差は±２９％のオーダであった 。これらの３型のフォームブロックの逆弾性率値はそれぞれ０．０４３、０．０ ２６および０．０４８ｋＰａ-1であった。 実施例 ２：軸方向応力均一度の測定 型IIIフォームのブロックを脱ガスし、常温の水タンク中に浸漬した。トラン スデューサに対して、環状プレキシガラスプレートを取付けた。トランスデュー サのアパチュアの平坦面がコンプレッサの一部を成し、相異なるサイズのアナラ スを使用する事によってそのサイズを変更する事ができた。外径がそれぞれ４４ 、４９および１２７ｍｍのアナラスを作った。各アナラスについて、１ｍｍの圧 縮に対応するフォーム中の歪プロフィルを測定 した。 前述のように、三次元の場合への一次元モデルの拡大は均一軸方向応力場の仮 説を前提とする。しかし厳密にはこの仮説は無限大コンプレッサについてのみ有 効である。量（ｚ／ａ）、すなわちコンプレッサアパチュアからの軸方向距離と 円形コンプレッサの半径との比率の関数としての軸方向応力の理論的挙動につい ては前述した。この挙動は（ｚ／ａ）の大きな値に対しては大きくなるようであ る。しかし、比率（ｚ／ａ）≦１の場合、軸方向応力の比較的穏やかな漸進的傾 斜が生じ、これを必要に応じて無視しまたは修正する事ができる。 直接の局所的応力測定を実施する事ができないので、その代わりに歪の軸方向 分布を測定し、これが応力に比例すると仮定した。１２７ｍｍコンプレッサにつ いて、型IIIフォームの軸方向歪の測定結果を第３ａ図に示した。４４ｍｍおよ び８９ｍｍのコンプレッサについても類似の軸方向歪のグラフをとった。これら のテストから、歪の一般挙動は理論的予測に非常によく従う事が明かとなった。 実施例 ３：ファントム中のエラストグラフィー エラストグラフィーの能力を実証するために３個のフォームファントムを使用 した。第１ファントムは、１１度、１４０ｍｍ長のＩ型フォームのクサビをII型 フォームのブロックで包囲した構造を有する。ファントムの底 部は型Ｉのフォームから成っていた。第２ファントムは、型IIIの正方形フォー ムブロックを対角線方向に切断して得られた２つのほとんど同型の三角形フォー ム片を相互に強く接合する事によって得られた。第３フォームは型Ｉフォームの 厚さ３８ｍｍの水平層を型IIの２層のフォームブロックの間に埋め込む事によっ て得られた。 外径１２７ｍｍのアナラスを使用してエラストグラフィー実験を実施した。コ ンプレッサをファントムと接触させ、１つのＡ−ラインをとった。次にコンプレ ッサを軸方向下方に１．００ｍｍ移動させ、第２Ａ−ラインをとった。次にコン プレッサを数ミリメートル持ち上げてファントムから離し、横方向に１ｍｍまた は２ｍｍ移動させた。このようにして４０−１２０ｍｍ幅の区域から４０−６０ Ａ−ライン対を集めるまでこのプロセスを繰り返した。 次にＡ−ライン対を交差相関させ、クサビ状ファントムの歪画像を作り、この 場合クサビは明瞭に可視化された。また同一の素材データから「Ｂ−走査」を実 施したが、このＢ−走査はスペックルを生じクサビの可視性が悪かった。次に歪 画像からクサビのエラストグラムを遊動した。エラストグラム中のグレイレベル をＫＰａ-1ユニットに校正し、既知の先行フォーム材料の最初の５ｍｍ中の平均 歪を推定する事によって、前記歪画像から誘導した。この歪に第１層の既知の弾 性率を乗じ、得ら れた応力をシステムに加えられた応力と仮定した。 同様に、第５ａ図に図示のような２つの三角形フォーム片から成る第２ファン トムの歪画像を作った。これらのフォーム片の継目は明瞭に見る事ができる。同 一データから第５ｂ図に示すように誘導された「Ｂ−走査」はフォーム中の継目 が全く見えない画像を生じた。第５ｃ図は対応のエラストグラムを示し、また第 ５ｄ図は深さに依存する応力について修正を実施した後に得られたエラストグラ ムを示す。 ファントム画像はエラストグラフィーの二、三の興味ある有用な特性を示して いる。第２ファントム歪画像は画像の背景組織がスペックルの明瞭な欠損または 減少の故に「Ｂ−走査」よりもはるかに均一になる事を示した。スペックルはす べての超音波Ｂ−走査において存在し画像の品質を制限する既知のアーチファク ツである。この歪画像はエラストグラフィーの感度を示し、この場合、２つのフ ォームブロックの切断面にそった薄い区域が背景に対して明瞭に見られる。明ら かにフォームの切断の結果、フォーム網状組織の切断と乱れを生じている。その 結果、切断面近くの区域は、開放網状構造の割合が増大し、この構造は閉鎖構造 よりも圧縮性であると予想される。これに対して第５ｂ図に図示の同様構造の「 Ｂ−走査」画像はスペックルによって支配され、フォームブロックの中の継目を 示さない。これはシームの後方散乱 特性が不変だからである。もう１つの結果は、継目画像を表示する比較的均一な 細い線によって示されるように、トランスデューサの面から全範囲にそって優れ た見掛け横方向解像が見られる事である。トランスデューサの焦点区域は７−１ ９ｃｍ延在するので、ファントムの一部はトランスデューサに近い区域にあり、 従って近い範囲では継目画像の大きな拡大が期待されたものと思われる。第５ｃ 図は定量的エラストグラムを示し、この場合細い垂直の線は近位５ｍｍフォーム 層の中の歪推定の不確定さによるアーチファクツである。この第５ｄ図は前記の サアダ誘導に基づく円形コンプレッサの理論的修正効果を示している。 クサビ状ファントムの歪画像は、クサビ中の圧縮度が周囲物質の圧縮度より高 い事を示した。またフォーム片のクサビにそつた圧縮度の増大はクサビの断面の 増大として示された。対応の「Ｂ−走査」は、スペックルによって支配されたク サビのまだら外観を示した。一般に、第２ファントム中の対角線継目の場合に見 られるように、クサビは優れたエラストグラムを生じるために「Ｂ−走査」上に 見られる必要はない。クサビ物質からのバックスキャッターが周囲のバックスキ ャッターより高い事は好運であった。クサビの対応のエラストグラムは、この技 術がターゲット中の弾性率分布の定量的画像を生じ得る事を示した。人体の拡散 性病気について特に有効であ って、これらの疾患の場合全部の器官の硬化または軟化の結果、画像の全体的定 量的明るさ変動が生じる。第３ファントムの歪画像は、明瞭な非線形化と、柔ら かな中間層の弾性率の６ｄＢ変化、スペックルの減少および切断縁の軟化効果を 見せる優れた能力を示した。対応の「Ｂ−走査」はスペックルと層の可視性の劣 化を示した。 実施例 ４：ベーコン切片中のエラストグラフィー 市販の真空パックされたベーコン切片を３０±０．５℃の水タンクの中でテス トした。トランスデューサを８９ｍｍアナラスと共に使用した。コンプレッサと 切片の上面との正確な接触を得るように、軽い与圧を用いた。続いて、相互に横 方向に１ｍｍ離間した４０本の平行軸方向にそって０．５ｍｍの圧縮力を加えた 。生じたエコー系列をデジタルデータに変換し、コンピュータによって処理し、 ＮＥＣモニター上に、標準Ｂ−モード画像および歪画像として表示した。比較的 小さいｚ／ａ比（≦１）の故に、深さ依存応力分布に対する修正を加えなかった 。 ベーコン切片の画像は、エラストグラフィー原理を生理学組織についても適用 できる事を示した。ベーコンはその脂肪が筋肉より一般に柔らかい事が知られて いるので、優れたサンプルである。歪画像はそのほぼ中央に少なくとも２本の暗 い（堅い）層を示したが、それはおそらく試料中の筋肉層に対応するものであろ う。画像の遠 位側の半分は柔らかい脂肪構造を示す。しかし、切片中のそれぞれの脂肪層は相 異なる可撓性度を有すると思われた。対応のＢ−モード画像は全く解釈困難であ った。 これらの実験は本発明の装置およびエラストグラフィー方法を説明するための ものであってこれを限定しない。従って例えば８ビット以下または以上の信号を 使用する事ができるので、８ビットデジタイザーには限定されない。同様にデジ タイザーは５０ＭＨｚ以外の周波数で、２００ＭＨｚもの周波数で作動する事が でき、公知のように周波数が増大するに従って、データ精度とサンプルデータサ イズとをトレードオフする。さらに前記の実験において２．２５ＭＨｚトランス デューサが使用されたが、これ以外のトランスデューサ、特に３．５ＭＨｚおよ び５ＭＨｚのトランスデューサを使用して、一層精密なデータを生じる事が見ら れた。 また本発明のエラストグラフィーは種々に変更実施できる。例えば単一ヘッド の中に複数の相互整合されたトランスデューサを並列した超音波トランスデュー サセットが市販されている。このような多重チャンネル列を動物の組織またはそ の他の圧縮性固体物質に接続する事ができ、複数の放射軸線にそって同時にこの 物質の中に複数の超音波信号を透過する事ができる。このようにしてその物質の 全断面を検査する事ができる。このようにして歪および／または弾性率の複数画 像が得られる。 また１つのトランスデューサをトランスミッターとして使用し、１つまたは複 数のトランスデューサをこのトランスミッターから離間してレシーバとして使用 する事ができる。 本発明は前記の説明のみに限定されるものでなく、その主旨の範囲内において 任意に変更実施できる。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION                 Elastography measurement and imaging methods and                 Apparatus for implementing this method   This patent application is filed on Jun. 8, 1990 as co-pending Japanese Patent Application No. 7 / 535,312. , "Methods and apparatus for measuring and imaging tissue compressibility or flexibility", 11 Patent Application No. 7 / 438,695, filed on Sep. 17, 17/89, entitled "Axial pressure for sound velocity estimation" This is a partial continuation patent application with the "shrinking technology" (the original patent of Japanese Patent Application No. 7 / 535,312). Out The applicant hereby discloses the aforementioned Japanese Patent Application Nos. 7 / 438,695 and 7 / 535,312. As a reference, 37 C.I. F. R. §1. For all purposes related to 78 Claim the above-mentioned special application.   The U.S. Government has issued this application and I. H. Patent granted RO1-CA38515 and And patents arising from said patent application in connection with RO1-CA44389 Shall be held.   The present invention generally relates to a method for performing elastographic diagnosis of a target body and It concerns the device. Elastography is Elastic modulus in elastic tissue and This is a system that measures the compression degree distribution and takes an image. Elastography is a distortion professional Applied to fill creation and improved sonographic measurement and imaging. This system Typically, Based on external compression of the target body, Works as a compressor or compressor Before and after compression using one or more transducers that work with the Generate sound pulses, In addition, an echo sequence (A-La In). Tone pallets are obtained by tolerance-correlating or matching echo sequence pairs before and after compression. Determine the distortion along the path of the Preferably, create a strain profile for the target body. You. Measuring the stress applied by the compression device, Based on this stress and strain profile By calculating the elastic modulus, the strain profile can be converted to a compressible profile or an air profile. Convert to lastgram.   Elastograms can be considered a special form of multitrace sonograms, In this case, each trace is the elastic modulus of the target body corresponding to the depth of the target body A record or display of a function. An elastic modulus function suitable for the purpose of labeling is Reciprocal, This provides a measure of compressibility. As explained below, Bulk elasticity Instead of the modulus, the inverse of the Young's modulus is commonly used. Although not as desirable, Young's modulus itself is also useful. How to create and use elastograms Genus Patent Application No. 7/535 No. 312 is described in detail.   Japanese Patent Application No. 7/535 No. 312 describes a very improved recording of elastic tissue. And help to understand its structure, In the elastogram obtained, some Incorrect Was seen. Transformers used specifically to compress tissue and capture sound The transducer and compressor are relatively insensitive to the depth (or thickness) of the target body If you have a small size, As the distance from the compressor increases, the target It was found that the stress in the cut body was reduced. Similarly, The target body is If the sound pulse travels at different speeds through each layer without being relatively uniform, Ella Inaccuracies were seen in the stogram and sonogram. Improved by the present invention Elastography methods and equipment Generally increases the accuracy of the elastogram, , To reduce this type of inaccuracy, especially in elastograms and sonograms Applied.   Generally, ultrasound diagnosis By transmitting ultrasonic energy through the target body. This is done by creating an image from the echo signals obtained. Of ultrasonic energy For transmission and reception of echo signals, One transducer is used. Transparent During the time the transducer converts electrical energy into mechanical vibration. Obtained d The co-signal causes mechanical vibration in the transducer, This vibration is amplified and recognized. It is converted into an electrical signal again for insight.   Plot or display of electrical signal amplitude versus echo arrival time (eg, oscilloscope Line (A-line) or an amplitude line (A-line) corresponding to a particular ultrasonic transmission. Produces a kor sequence. A-line directly to radio frequency ("RF") When displayed as a modulated sine pattern of This is typically an RF signal or Called the "not detected" signal. For images, A-line is often a non-RF signal Or converted to a "detect" signal.   Ultrasonic technology Often in the field of diagnostic medicine, Of living tissue (ie living tissue) Widely used as a non-invasive means for characterization. The human or animal body It forms an inhomogeneous ultrasonic energy propagation medium. The density in such a target body And / or at the boundaries of areas with varying sound speeds, Sound impedance changes You. At such a boundary, A portion of the incident ultrasonic beam is reflected. In the organization Non-homogeneous parts form low-level scattering sites, These sites produce additional echo signals You. The video corresponding to the strength of the echo sequence segment from the corresponding point in the target body By modulating the intensity of the pixels on the display, From the above information yields an image I can do it.   Conventional imaging techniques are widely used to evaluate various diseases in organic tissues. You. The imaging is Under the hypothesis that the speed of sound in the target is constant, Soft set Weave size, Provides information about shape and location. Grayscale Sonogram Perform a qualitative assessment of the organization by interpreting the tool appearance. Qualitative diagnosis is probably the tester Depends on the skills and experience of the organization and the characteristics of the organization. But the relative reflectivity of the tissue Dependent images provide a quantitative assessment of disease status For this purpose, applications are limited.   For a more accurate diagnosis of the disease, Techniques for quantitative evaluation of the organization are needed. Nearby Year, Many significant advances have been made in the field of ultrasound histology. For tissue diagnosis, Ah Certain sound parameters, For example, sound speed and attenuation are used.   The degree of tissue compression is Important for use in detecting the presence of dilated or localized disease Parameter. Measuring changes in compression is important in the analysis of tissue pathological conditions. It is important. Many tumors are harder than the surrounding normal tissue, Many scalable diseases The disease results in a hard or soft pathological condition. An example is Dilated liver disease, Prostate cancer , Uterine fibroids, Muscle adjustment or disease, Found in breast cancer disease and many other conditions It is.   Traditionally, doctors use each part of the patient's body to impress the stiffness or softness of Palpate the part. This technology remotely detects what is going on about the organization's flexibility. This is one form that we try. For example, in the case of the liver, The flexibility of one area is the surrounding area If it is detected that it is different from the flexibility of the area, The doctor said, To the patient And conclude that there is something abnormal. In this case, the doctor's finger performs a qualitative measurement It is used.   Over the past few years, Measure and capture soft tissue flexibility and tissue motion using ultrasound Many papers on various techniques to image Appears in These techniques are based on any of the following procedures. sand Doppler supersonic measurement, A cross-correlation technique to quantify movement in tissue, You And visual inspection of M-mode and B-mode images. Further Fourier feature extraction A technology has been proposed. Mechanical stimulation in the body (heart movement or pulsation) or External vibration sources cause movement of the tissue being examined. The momentum of each tissue Analyze by these techniques.   The amplitude and velocity of the pulsation-induced movement is assessed by Doppler velocimetry. Too low to value. But many researchers, To determine the elastic properties of tissue Pulsating Doppler system and color flow dock with mechanical external harmonic stimulation I have used a puller system. When using a low frequency external stimulus source, Machine The propagation speed of the mechanical wave is measured, It is related to the modulus of the tissue. Relative compression of tissue The tissue vibration velocity under low frequency vibrational stimuli is used to determine the degree Was. This technology is called "sound elasticity" technology, Color-coded relative compressibility The information produces a "distorted" B-scan. Very low frequency stimulation (10H By measuring the Doppler anomaly due to z), the elasticity of the muscle is made a function A modified Young's modulus measurement method has been applied to determine this. Dynamic muscle elasticity in the body To study 100-1, A similar app using vibrations in the range of Low Ji has been proposed.   Cross-correlation technology Because it can quantify the fine movement of the tissue, Mechanical stimulation Allows the use of internal or external sources. One-dimensional and two-dimensional External Harmonic Stimuli Are Used to Assess Soft Tissue Movement by Correlation You. The movement or velocity of the internally generated movement is also measured using one- and two-dimensional correlations. Is defined. Caused by pulsations in the liver and heartbeats transmitted into the fetal lung Tissue distortions have been proposed for the evaluation of tissue properties.   liver, To study benign and malignant tumors in the pancreas and breast and to examine fetal lung bullets Visual inspection of the ultrasonic M-mode waveform has been used to observe the nature. Fetal Rigidity of the lungs, To separate from the middle or flexible, Enlarged B-scan of fetal chest And lung movement near the heart has been measured. Compression as an indicator of lung tissue maturity To estimate the degree, Examination of fetal lung sonograms has been performed.   However, one of the major problems with these methods is that the magnitude and direction of the driving force cannot be defined. It is a thing. Driving force generated internally by pulsation of the heart and / or aorta , And low-frequency directional driving force applied externally. There is such a problem. further, It is difficult to measure the shape of the internal driving force, Obedience What is the driving force Difficult to determine how the resulting stress decreases as a function of distance from driving force It is. Thus the direction of the driving force, Since the size and shape cannot be specified, this Limited the ability of these methods to provide quantitative information about the elastic properties of the tissue being investigated Is done.   Unlike these methods, Elastography is a driving force, Direction or shape Not limited by the inability to identify the status. Elastography is Preferably comp Such as compression of a known amount or known stress of the target body by the Known amount of external sting Use geki, Preferably to generate a strain profile of the tissue to be examined at the same time Use cross-correlation or least mean square matching techniques. These distortion profiles and And measurements of the stress applied by the compressor, Elastogram (also Is the inverse elastic modulus profile image). The elastic modulus professional is displayed on the elastogram. The reverse of the fill is displayed. This has an infinite modulus range with zero strain measurement This is because an elastogram is generated.   In this way, elastography estimates the degree of compression in the target body and takes images. A pulse / echo system is provided which is particularly utilized for: The target body is animal Or a human organization, Or any organic or inorganic substance that is compressible or flexible It can be. “Animal tissue” includes “human tissue”. Query target body To make An ultrasonic source is used. Echo sequence detection is performed at the ultrasound source You. In this way, Elastography is a long time, Qualitative use in medicine Important parameters used, In other words, the degree of compression is accurately determined locally for imaging. Is possible.   The degree of compression of the substance is, in principle, It is defined as the inverse of the bulk modulus of the substance. One The bulk modulus of volume is determined by the following equation (1).     BM = P / (ΔV / V) (1) here, BM = bulk modulus,         P = pressure or stress on the examined tissue segment;         (ΔV / V) = volume strain of the examined tissue segment, Also here,         ΔV = variation in segment volume,         V = initial volume of the segment.   Preferred elastography where an external compression source is used to compress the target body In the photographic method, The volumetric strain (or differential displacement) along the compression axis is Is determined by     Strain = (ΔL / L) (2) here,           ΔL = change in segment length along the compression axis,           L = Length of the beginning of the segment.   Also, in general, Stress on tissue segments caused by external compression sources is lower Determined by the notation.     Stress = (F / a) (3) here             F = compression force applied to the segment,             a = Area to which compressive force is applied.   Therefore, Applying these assumptions to equation 1, The elastic modulus (E) of a tissue segment is It is estimated by the following equation 4 for determining the Young's modulus.     E = (F / a) (ΔL / L) (4)   further, The opposite of E, The degree of compression (K) is estimated by the following equation.     K = (ΔL / L) / (F / a) (5)   Therefore, a given segment or layer in a substance can The degree of compression to be performed is estimated by the following equation. K1 = K2 (ΔL1 / L1) / (ΔL2 / L2) (6) K1 = degree of compression of the first segment or layer; ΔL1 = first segment or layer along the compression axis corresponding to the given compression force Changes in the length of the L1 = first length of the first segment, ΔL2 = corresponding change in the length of the second segment or layer, L2 = initial length of the second segment, Also K2 = degree of compression of the second segment or layer.   In elastography, Distance in segment or layer in target To calculate the separation, The speed of sound and time measurements in each segment or layer are used. Used. Also, the ultrasonic signal forms an accurate measuring means. The speed of sound is Japanese Patent Application No. 7/438, No. 695.   However, Japanese Patent Application No. 7/438, No. 695 and No. 7/535, 312 In the lastography technology, A method for estimating the degree of compression in targets with multiple layers. Causes some inaccuracies. Such inaccuracies in sonography Also occurs. In general, is such inaccuracy one or both of two conditions? Arise. That is, the first group of such inaccuracies is Of sound velocity in each layer Caused by substantial fluctuations. In other words, These technologies take into account fluctuations in sound speed Without doing The compression degree of each layer is estimated from two echo sequences along the radiation axis. Some areas in the inspected target body have multiple layers with substantially different sound speeds Including parts. For example, the wall of the human body defines an area where fatty tissue and muscle tissue are Including In the fat area, the sound speed is about 1450 m / s, 158 in muscle tissue 0 m / s. Fluctuations in the speed of sound through each layer generate pulses traveling through different sound paths. But These pulses are the same distance to the transducer Take different times through the separation. This time difference causes distortion, Target body gills This produces a shift in the stogram and sonogram.   Article 2 which causes great inaccuracies in the aforementioned known elastography techniques The case is The stress is relatively uniform throughout the tissue being examined and this There is a hypothesis that it is calculated for all layers based on measurements near Lesa. But, Transducers and compressors used to compress tissue and generate sound The dresser has a relatively small area relative to the depth (or thickness) of the target body , Reduce stress in target as distance from compressor increases In some cases, inaccuracies are seen. If this reduction in stress is too large to be considered , The level of compression reduction is a function of the distance from the compressor as a function of elastography. Appears on the ram.   Therefore, The invention provides in one aspect, Target body has different sound speed Regardless of whether or not it has multiple layers Determine the distortion and compression of the target body A method or apparatus is provided. In other aspects, From compressor compression Even if the resulting stress in the target body decreases with distance from the compressor It is an object of the present invention to provide a method and an apparatus capable of determining the degree of compression of a target body. In still other aspects, The present invention generally relates to the analysis of strain and elastic modulus in elastic tissue. Measure accurately with the cloth It is to provide an ultrasonic method and apparatus for imaging. The invention is intended for limited areas Since the compressibility or flexibility of the tissue can be measured quantitatively, (1) Generally used Objectively quantify the symptoms used (2) localize these measurements, (3) Simple Perform deep tissue measurements with a single device, (4) View by other known means Observing new tissue properties related to pathology that cannot be done, (5) alone or An image of the degree of compression or flexibility parameter in the living body that can be used with the normal sonogram Help create a statue. Tissues with diseases such as tumors are harder than normal tissues. Or soft, Therefore, they may have different compression amounts. Eras in this sense The toography is Precise detection and early stage tumors for diseases such as breast and prostate cancer It gives better results than prior art methods in localizing the tumor. Elastography Other advantages of Its sensitivity is higher than sonography. this is, Simply eco -Measure and image not only the amplitude but also the degree of compression, Because you can visualize the target body is there. Another advantage of elastography is the use of ionizing radiation from X-rays. The goal is to accurately image tissue in the body.   Another thing to keep in mind here is that Elastography is a non-medical It is thought that it has a useful use. Such applications include, for example, beef quality ratings It is. Elastography is the tenderness of beef before and after slaughter And fat content (marveling). This Una ability It is economically important in deciding when to slaughter beef. Other responders The surface is For example, cheese that is physically moved by the motion of a transducer Or in the inspection of substances and products such as crude oil. Other eyes of elastography The objectives and advantages will be apparent from the description below.   In a broad sense, the present invention Elastic target body, Especially in animal and human tissues Includes an ultrasound system that produces improved elastograms and sonograms. 1 In one aspect, The elastography of the present invention provides for compressibility of the target body Sonically connecting the sound device to the target body to determine This sound dress The installation is An echo sequence that generates an ultrasonic signal and returns along a sound path in the target body Used to receive The sound device is then moved by a known amount along the axis of the sound path. Moved, Ask the target body again along the sound path. Different messages The congruent segments in the echo sequence obtained from the signal are preferably cross-correlated or aligned. And Also, the distortion along the sound path is calculated using the time lag. Repeat this step multiple times About the sound passage of In sequence or repeated by a sequence of notes, Target body distortion Create a profile.   A second tar having a known and preferably uniform modulus of elasticity to obtain a compressibility profile Get the body first with the target A sound connection between the body and the sound device. Then use both steps to make both targets Determine the strain profile of the body. Next, the stress caused by the movement of the sound device is Second It is determined from the strain profile and elastic modulus of the target body. Target body compression Lophile By dividing the strain profile of this target body by the stress Obtained. The degree of compression obtained in this way is And one organization or another An elastogram of the relative compressibility value of the get body, Position as a multidimensional plot or image Can be processed.   In another embodiment, the present invention uses the elastography method described above, but further comprises Correcting stress fluctuations along the sound path. Such stress fluctuations Target The sound device used to compress and apply stress to the Occurs when it has a small cross-sectional area with respect to its thickness. in this case, First, the second target Sound devices in contact with the cutting body (including transducers combined with compressors) ) Is measured. Then, using these surface area sizes, Target body Analytically derive stress variations as a function of position for internal sound equipment. as a result In practice, A stress profile is obtained. When these stress variations are derived, Said Profile of the target body determined in accordance with the procedure described above and its results Modify the compression profile and elastogram values as.   In other aspects, The above-mentioned stress fluctuation can be experimentally induced. That is, Compressing a target body having a known elasticity by a sound device, This tar The distortion along the fluctuating sound path in the get body can be measured. Next, The stress variation can be calculated as a function of the position at which it occurs. These known stress fluctuations Et al., Modification of stress and compression profiles and elastograms can be determined. Wear.   In still another aspect of the present invention, a target body having a different sound speed is provided. The time delay required to correct the variation of the echo sequence transit time through each area It can be determined and applied to each echo sequence. Thus, in each echo sequence Time lag, Multiple zones with different sound speeds in the target body If you do For example, the distortion that may occur when fat tissue and muscle tissue are present is corrected.   Less than, The present invention will be described with reference to the embodiments shown in the drawings. However, the present invention is not limited to this.   FIG. 1a shows Transduced to query distal end area in target body Elastography where the compressor and compressor are acoustically connected to the target body Sectional view showing an embodiment of the device,   FIG. 1b shows the RF arising from the distal end area of the tissue queried in FIG. 1a. Plot of the echo signal,   FIG. 2a shows the tiger of FIG. 1a applying a small compression to the proximal end area of the target body. Sectional view of the transducer and compressor,   FIG. 2b shows the displacement arising from the distal end area of the tissue queried in FIG. 1a. Plots of RF echo signals before and after compression,   FIG. 2c is a cross-correlation plot of the echo signal pair shown in FIG. 2b,   FIG. 3a illustrates the use of a 127 mm circular compressor as a function of foam depth. Plot showing the axial strain that appears,   FIG. 3b shows the depth relationship in the foam using circular compressors of various sizes. Plot of normalized stress obtained as a number,   FIG. 3c shows the depth as a function of z / a divided by the area of the circular compressor. DB plot,   FIG. 4a is a cross-sectional view of an apparatus for determining the stress distribution below an applied compressor. ,   FIG. 4b shows the stress distribution below the compressor as a function of position with respect to the compressor. Sectional view shown as   FIG. 5a shows a foam consisting of two triangular foam pieces joined by a diagonal seam. Pictures of phantom,   FIG. 5b shows a B-scan of the phantom taken in FIG. 5a,   FIG. 5c is an elastogram corresponding to the B-scan of FIG. 5b,   FIG. 5d is a depth corrected elastogram corresponding to the B-scan of FIG. 5b;   FIG. 6 is a diagram for experimentally determining the stress fluctuation corresponding to the depth in the target body. FIG. 4 is a block diagram illustrating an embodiment of an apparatus in which a compressor is connected to a target body. Gram.   FIG. 1a shows a transducer 10 acoustically connected to a target body 15. And the compressor 10a. Towards the echo source 25 on the beam axis 12 An ultrasonic pulse 18 propagating through a sound beam 20 is shown. Pulse 18 When propagating through target 15, A corresponding echo is generated, Arrival time It is recorded on the transducer aperture 11. Arising from reflections in beam 20 A-line where every combination of echoes corresponds to an echo sequence or pulse 18 It is.   A-line radio frequency ("RF") signal plot obtained from pulse 18 As shown in FIG. 1b. The volt amplitude of the signal is compared to the echo arrival time in microseconds (μs). And plot. Later arrival time, Stepwise deep area in target body 15 Corresponding to Echo segment or echo window in selected arrival time window The avelet 30 is chosen as a criterion. This time window is ultrasonic Selected based on anatomical data obtained from the image, Or optionally, For example x Selected every microsecond. The echo segment or wavelet 30 is Obtained from co-source 25.   FIG. 2a Along axis 12 to give the tissue a small compression (Δy1) 1 shows a transducer 10 and a compressor 10a being translated. Tiger After the transducer 10 and the compressor 10a compress the target body 15, No. Two pulses 22 are generated, A-line segment corresponding to desired depth in tissue Is obtained.   FIG. A representative pre-compression A-line corresponding to pulse 18; On pulse 22 7 is an RF plot in combination with the corresponding post-compression A-line. Eco given -Echo segment or wavelet 3 corresponding to source and pulse 22 2 is The same segment corresponding to the same echo source and pre-compression pulse 18 Or, it is shifted in time with respect to the wavelet 30. Ways shifted in time Bullet 32 uses standard pattern matching techniques, In the chosen time window Can be tracked. The selected window is The wavelet is outside the window Must be chosen not to move to. This kind of selection is Including the size and placement. The selected window is both wavelets or echoes Segment must be indicated. Echo segment or Is the arrival time of the wavelet 32 is the echo segment or wavelet Before the arrival time of G30. This is the difference between aperture 11 and echo source 25 This is because the interval is shortened by the compression distance Δy1.   FIG. 2c shows the cross-correlation function between the A lines before and after compression shown in FIG. 2b.   In a preferred elastography method, the transducer and compressor are Placed above or otherwise connected to the target organization, Target It is advanced axially toward and compresses the target. Or the pre-compressed Elastography by extracting the transducer and compressor from the device -Can be implemented. Furthermore, the transducer is simple in either method. It can be used as a compressor by itself. Compressor size is relatively Because it ’s so big that it ca n’t penetrate the organization, This will move the small tissue I can do it. Before the movement, a pulse is generated from the transducer, The first echo sequence received corresponding to this pulse is recorded. Following the move A second pulse is generated A second echo sequence is recorded corresponding to the transmission. Next A comparison of these waveforms shows a decrease in tissue movement with depth. This decrease Is generally an asymptote.   In the following method, Single compression of homogeneous target body Was explained. However, it is clear that other conditions can be used. sand Multi-time compression, Iterative or real-time compression, Fluctuating waveform or array Other signal sources, such as a transducer, can be used. These signal sources For example, a non-repetitive signal, Further, a spike-like signal can be generated.   You can also use the internal compression source with or without an external compressor. Wear. For internal compression sources such as the heart or arteries, Raw from this internal compression source Even if the oscillating stress varies with time, it is substantially uniform throughout the tissue. So that The tissue under study should be well spaced from the internal compression source. Good. The transducer can then be acoustically connected to the target body. This in the case of, Preferably, an elastic body having a known uniform elasticity Soundly connected to the body Internal compression of tissue adjacent to transducer Compressing the elastic body and the transducer when compressed by a source, Of these Transduced as the stress generated in the tissue by the compression source decreases. The stress on the elastic body and the elastic body is reduced. Then, using the method of the present invention, Measuring the strain in the elastic body and tissue by an acoustic method, Next, the elasticity of the elastic body and The stress on the elastic body is determined from the measured strain. Finally, this stress Power level, The measured strain value and Used together to determine the compression profile in the tissue.   In heterogeneous tissues, The distortion of each segment is different. example If one segment of the tissue is less compressible than the entire tissue containing this segment If This segment is more compressible or less compressible than the entire tissue Low skewness. Or, If one segment has higher compressibility than the whole tissue If This segment has better compression than other segments. Or the skewness is high. There is a strain "defect" along the compression axis of the target body, Or If there are different compressible segments, All other skewness along this axis Affect Increases or decreases proportional strain variation with depth along the axis. Like this Thus, the strain "defect" is called "unclear" along the axis. For this reason, Strain profile It is desirable to convert the modulus into a modulus profile. Elastic modulus is a fundamental tissue property Because This is ultimately the most reliable parameter. In any case, Distorted Alternatively, a useful image can be obtained from the elastic modulus data.   To explain these principles, Consider a single one-dimensional cascaded spring system Let's see. In this spring system, The constant of each spring indicates the elastic modulus of each part of the tissue Shall be. These three springs are equivalent and have a length l, Each spring has a uniform cross section The behavior of the cylindrical tissue element of the product shall be indicated. If the total length of the system is (2Δ reduced by y) If the first tissue element is compressed axially downward to From simple calculations, Each bus It is clear that the material shrinks by Δl = 2Δy / 3. The strain of each spring = Δl / l if, Clearly the skewness of all springs is constant and equal to 2Δy / 3l It is.   If you use an infinite rigid spring instead of the center spring, That is, if E = ∞, Transfer The entire momentum is undertaken only by the two outer springs. So the outer two The skewness in the spring will increase to Δy / l.   As is clear from this example, The distortion profile is based on the initial compression, Number of all springs And stiffness. The given local strain value is the value of other elements along the compression axis. Affected by elastic properties. Therefore, Distortion profiles are not useful for images But There are limitations to use for quantitative estimation of local tissue elasticity.   If you apply a known stress instead of causing a known movement, This single size spring In the stem, the stress is constant with depth, so each component in the system The elastic modulus can be estimated. in this case, The strain value measured in each spring and each Build modulus profile along compression axis using known stress on spring I can do it. Such a profile has nothing to do with initial compression, Spring formation Elimination of minute interdependencies.   further, Has a known E value and allows ultrasound to pass freely By interposing a pre-set elastic stand-off layer that can Add to target body The resulting stress can be measured ultrasonically. This layer Rubber, sponge, Get It can be a compressible or elastic material such as metal. This material is compressible and It must provide an ultrasonic transmission path to the weave. This substance also echoes Can occur, This is not necessary.   In a more realistic three-dimensional case, The applied stress is not constant along the compression axis it is conceivable that. The reason is, This is because the stress along the lateral spring increases. Also, the vertical force component of these transverse springs is a function of displacement as a function of depth. so, The resultant force along the compression axis varies with depth. On the other hand, Compression If you increase the area of the Actually stretched to contribute to depth-dependent stress fields Lateral springs become less important, The applied stress field becomes uniform. According to the experiment A larger compressor area produces a more uniform axial stress field.   But in elastography, Speed of sound in different segments or layers Using degree with measurement time, Calculate the distance in the target body. Learn more Is The elastogram is Depends on the time difference between each segment of the ultrasonic A-line And Preferably based on more than about 64 data points, Relies on cross-correlation calculations You. The method of using cross-correlation analysis for time lag estimation is Fourier Derived from the theory Known in the art. recent years, Time in many industrial and medical applications Cross-correlation analysis has been used for deviation measurement. Measurement of coal slurry velocity For this purpose, a method of applying the ultrasonic correlation technique has been described. Similarly for pulp suspensions Ultrasonic correlation flow meters have also been proposed. In the medical field, one-dimensional and two-dimensional Various methods of measuring the blood flow profile used are described, Also the organization as mentioned above A method of performing a cross-correlation measurement for motion estimation is disclosed.   Elastogram formation favors the time lag between congruent segments in the A-line pair. More preferably, it is estimated by a cross-correlation technique. The cross-correlation of a segment pair is F It can be calculated using FT (Fast Fourier Transform). Two segments In order to estimate the time lag between data, the temporal position of the maximum peak of the cross-correlation function Can be used.   However, The time lag difference between segments of the ultrasound A-line is the minimum mean square It can be estimated using a matching analysis. This method is also known in the art. Or exchange Measure differences between A-lines on a display or image manually without using the difference correlation method. Can be estimated. Less than about 64 data points to be analyzed If To measure the time lag, Time domain calculations such as least mean squared matching analysis It takes more time than Fourier domain cross correlation No. Minimum for a limited number of time delays with known approximate time lag Can perform a mean-square matching analysis, Cross-correlation using FFT calculation in this case The analysis must analyze the entire data series. In this way, Approximate time The gap is known, Time lag by matching only part of the echo sequence If you can decide, Least-mean-square matching is faster than cross-correlation You.   To explain further, One approach to elastography is In pairs 40-60 A- obtained by 1-2 mm lateral translation of the transducer It is to derive an elastogram from the strain image obtained from the line pair. This A-rai The transducer pre-presses the target slightly to obtain good contact. A first A-line obtained by shrinking; Further compress the target axially by Δz 2A-line obtained after The compressed second A-line is the first A -2Δz / c shorter than the line. Where c is the speed of sound in the target. The length of the A-line pair is the length of the first A-line, Zero for line 2A- Attached. These A-lines are obtained from a total depth of 12 cm in the target. , Divided into 40-60 overlapping 4mm segments every 1 or 2mm You.   Data acquisition and time scale are transducers Related to the surface area of Therefore, The relative deviation of the initial signal of the A-line pair is very small. In the end, It can be seen that it will increase in the late period. Generally for uncompressed A-lines hand, The time lag of the compressed A-line increases from 0 to a maximum of 2Δz / C.   In general, The accuracy of the time lag estimation improves with increasing segment size. I Scarecrow, Generally, Reduce segment size to improve estimated axial resolution It is desirable to keep. Furthermore, relative compression and gradual distortion of data in segment pairs Therefore, Tolerance correlation estimation can degrade with increasing segment size. This also reduces the estimation accuracy. Therefore, Time as a function of segment size There are two competitive mechanisms that affect the accuracy of the displacement estimation. Such offset Elephants have not been studied deeply, With about 3 mm overlap between segments A segment size of about 4 mm yields a suitable image showing an axial resolution of about 1 mm Things were observed.   The measured time lag resolution is For sampling time to digitize data Therefore, it is limited. In order to improve the resolution, Some interpolation algorithms was suggested. For example, it shows that the square interpolation algorithm is effective, This is easy Can be implemented. Foster and others ”Flow Vlocity Profile Via Time- Domain Corre-lation "IEEE Trans, Ultrason. Feroel. Freq. Control, Vol. 37, No. 2, 164-174 (1990). Vouchers and other "A Met hod of Discrete Implementation of Generalized Cross-Correlator ", IEEEE Tr ansactions: Acoustic, Speech and Signal Processing, Vol. ASSP-29, No. 3 (Ju ne 1981). This algorithm first uses the Lagrange polynomial to Fit a second order polynomial through the peak sample value of Seki and its two neighbors. Next Locate the peak of the combined polynomial and use its time value as an improved time lag estimate. Assign to   Returning to the description of the invention, after processing one A-line pair, one set of time The shifts, t1 to t60, are obtained. So the corresponding distortion profile is Defined. Where si is the strain estimate for segment pair i and Δx is the axial increment.   This process is repeated for all A-line pairs to obtain a sequence of strain data. It is. These values are then calibrated and the intensity for display, for example 256 gray Assign to varying strengths within a range of scale levels. Large dynamics of some distortion data The contrast stress to observe the variation in the deterministic distortion range. Chining method Can be used. For example, 256 gray scale levels can be determined by the user Can be assigned, thus stretching the contrast within this range I do.   Generally, elastography is acoustically coupled to the ultrasound source and target body. Utilizing an ultrasonic source, ultrasonic waves are introduced into the target body along the axis from the source. Generating a first signal or pulse of energy, resulting from the transmitted first signal; A first echo sequence containing a plurality of echo segments Detects and moves the target body while maintaining the connection between the ultrasound source and the target body Move along the axis and use the ultrasonic source inside the target body along the axis And emits a second ultrasonic signal, and generates a plurality of echo segments resulting from the second signal. Detecting a second echo sequence from the zone in the target body, the echo segment comprising: Is to measure the amount of difference movement of. Before compressing the target body, multiple first supersonic A plurality of first echo sequences can be detected by generating a wave signal or pulse. next A plurality of second signals and pulses are generated along a plurality of parallel paths, and a plurality of second echo systems are generated. Columns can be detected.   In a first embodiment of elastography, the transducer is an ultrasonic saw. The ultrasonic signal or pulse of ultrasonic energy along the radiation axis. Transformer connected to the weave and oriented along the axis The movement of the inducer causes a change in the degree of compression of the tissue.   In a preferred embodiment of elastography, an ultrasound source is applied to the tissue. An acoustically connected transducer. The first pulse of ultrasonic energy is 1 Released into the target body in one passage and from multiple areas in the tissue to the passage Including one or more echo segments resulting from said arriving pulse A first echo sequence (A-line) is detected. Then in the tissue along the passage The degree of compression of the part is changed. This change in degree of compression forces the transducer along the path. It is performed by axial movement to compress or move the proximal area of tissue. Let Emit a second pulse and one or more echo cells common to the first The arrival of the second echo sequence including the segment is detected corresponding to the second pulse. Few The difference movement amount of at least one echo segment is measured. Echo system detected The rows come from common areas within the organization.   By comparing the first echo sequence and the second echo sequence or waveform with compression interposed, It generally shows a decrease in tissue movement with depth. In a homogeneous medium, this reduction rate Indicates an asymptote. In this case, the difference movement amount per unit length, that is, the distortion Are of particular interest. In homogeneously compressible media, strain is applied to the compression axis. Tend to be constant. In a heterogeneous medium, the strain is the compression axis It fluctuates along the line.   Tissue distortion is caused by the first and the first and second ends from the proximal and distal ends in the target body or tissue. It is calculated by the following equation using the arrival time of the second echo sequence. here,   t1A = arrival time of the first echo sequence from the proximal end feature:   t1B = time of arrival of the first echo sequence from the distal end feature:   t2A = arrival time of the second echo sequence from the proximal end feature:   t2B = time of arrival of the second echo sequence from the distal end feature:   Common points detected corresponding to first and second pulses of ultrasonic energy Compare the arrival times of the echo sequences from. The common point is the field that occurs in the echo sequence. Found in the media. Compressibility is determined using the time lag between two echo sequences Set.   Therefore, if the arrival time does not change due to the intervening compression force, The target body was not compressed along the path leading to the source of the ment. The other , Second If the arrival time of the echo segment is smaller than the arrival time of the first echo segment It is clear that compression has occurred, and the target body is compressible. Further arrival time Quantification of target body compressibility from differential data and other available data Can do things.   In another embodiment of elastography, the ultrasound pulse is transmitted along the transmission path. A target body segment extending within the target body is selected inside each target body. Separating first and second echo segments detected from get body segments I do. In this way, the target body segment selected for the query , A series of first and second echo segments are detected. Preferably d The co-segment is positioned at the proximal end of the target body segment with respect to the ultrasound source and Detected from the distal end. Next corresponds to the proximal and distal ends of each target body segment Measurement of the time lag of the echo segments in the first and second echo sequences It is. By studying these time lags, ultrasound It is possible to confirm whether or not the compressive fluctuation has occurred along the beam.   A preferred embodiment of elastography has (1) a known elastic modulus and sound velocity. Sonically connecting the material to the target body surface; and (2) passing through the material. The first pulse of ultrasonic energy into the target body along the road And (3) generating from the target body as a result of the first pulse. Detecting a first echo sequence including a plurality of echo segments. Move the target body while maintaining the sound connection between the substance and the target body Pressing the substance against the target body to an extent; Emitting a second pulse of ultrasonic energy into a target body along a path (6) generated as a result of the second pulse and common with the first echo sequence. Detecting a second echo sequence including a plurality of echo segments. well-known Since there is a substance having a Young's modulus and a sound velocity, the Young's modulus of the target body is determined. You can do it. When the target itself has multiple layers, the Young's modulus of each layer Can be determined. See below for applying Young's modulus to these issues. This will be described in more detail.   At this point, the elastography is physically compressible or mobile. Care must be taken to take advantage of the sound properties of matter. These substances, for example dynamic An object or human tissue often contains a large number of sound "scatterers". These scatterers are used Reflects incident sound energy in all directions since it is small compared to the sound wavelength used Tend to. For example, in homogeneous tissue areas, scatterers are almost identical Of the reticulated cells. The array of scatterer determinations is the axis from the transducer Deviate according to the heading force, The time at which these scatterer arrays receive echoes varies. Receive from each scatterer array The resulting echoes form an echo sequence. Echo seg for determination of reflected RF signal A particular element or wavelet along the transducer axis inside tissue Corresponds to the echo source. When in this echo segment or wavelet Examine the slippage to determine the compressibility of each tissue area. Wavering as a result of compression Echo to the extent that it becomes impossible to identify the It is important that the shape of the segment or wavelet does not fluctuate significantly It is. The time lag can be determined by analyzing the data in the computer or Analytics, but computer analysis is generally easier.   Studies of internal areas of the human body emit ultrasonic signals along the axis within that area. The motion of the transducer with respect to the area along the axis is Between the transducer and the area to change the degree of compression of the body part A transducer is acoustically connected to the human body, and the first signal is Along the axis into the human body and the area, and as a result of the first signal Transducing a plurality of mutually spaced echo segments originating from said area The arrival at the transducer and maintain the sonic connection while maintaining the transducer and the Axis to the extent that changes the degree of compression of the body part between the area Moving the transducer along said line relative to said area, Utilizing and releasing the second signal along the axis into the human body and into the area, Detects the arrival of each echo segment resulting from the signal at the transducer And the distortion occurring in the segments of the area is determined between the echo segment pairs. It is implemented by setting.   Elastography studies organic tissue, especially human and other animal tissues I am particularly interested in doing it. In other words, transducers are Scatterers in one area of this study Moved from one position to another. For elastic materials, scatter when pressure is released The body returns to its original position. The main purpose of such studies is distortion, which reveals the presence of anomalies. The use of echo signals from tissue for research. In general, a signal If a transducer is used for transmission, the sound of this transducer Care must be taken to adjust the signal for spontaneous movement. Ie people The body minimizes interference with tissue movements such as the heart pumping or arterial pulsations. The transducer has to be alive at such times as to minimize it. But, If stresses and strains arising from such internal movements of the human body are determined, Instead of an external compression source when performing light elastography Or be aware that you can use such internal body movements in conjunction with this No.   The transducer used for elastography is the material to which it is applied Note that you do not need to be in direct contact with However, the motion of the transducer Transducer is acoustically connected to the subject to cause the subject to move There is a need to. Such sound connection methods and materials are well known in the art.   In order to move the research object in elastography, (a) pressure Advancing the transducer against a compressible elastic material to increase the compressive force or (B) pulls the transducer back from the compressed location under study. Compression Updating means compressing or decompressing the target body.   As described above, individual features in one tissue or other compressible material There is no need to use these echoes. Recognizable in echo signal generated from transmitted signal It is sufficient to have a Noh echo segment. Supports specific echo segments Even if the features of the decision in the material to be It can be a sufficient reference for the purpose of lastography. That is, a certain substance The degree of compression of the signal and the signal transit times measured before and after such compression It is obtained by comparing the time lag during the client. Compression of elastic material as well Recovery from an injured condition and at traffic lights before and after such recovery or decompression The interval is determined based on a comparison of the time lags in the echo segments.   Elastography is also useful for compressible or flexible in targets with multiple layers. Can be used to estimate "Compressible" and "flexible" in this case Has generally the same meaning. In any case, the compressibility of each layer that gradually becomes deeper Is estimated using the same technique as described above. For example, two along the radiation axis The compressibility of each layer can be estimated from only the echo sequence. The echo sequence is Divided into corresponding echo segments. Therefore one surface of one target body Or an image of the compressibility parameter in the volume can be used to properly align the transducer in the lateral direction. It can be implemented by proceeding.   3a and 3b show another embodiment of elastography. This implementation In an embodiment, the variation of the stress corresponding to the depth is the depth and the radius of the compressor. For example, the stress is determined as a function of another known quantity using an appropriate equation.   Analytically estimate the behavior of axial stress under certain compressor pressures Things are known. The solution of the axial stress under the circular compressor is Saada's "Elasti city, Theory and Applications, Ch. 14 (Pergamon Press, NY, 1974) The business problem Was analytically derived by expanding the solution. That is, Here, σ (z) is the axial stress (an insignificant value indicates upward stress) and σ (0) is the uniform stress. Stress applied (total load is πa2σ (0)), a is the radius of the circular compressor, and z is the axial distance.   Equation 9 can be written as: Equation 10 indicates that the stress profile depends only on the dimensionless ratio (z / a). Is shown.   FIG. 3a shows the decrease in axial stress. Distortion seen in foam phantoms (Line 1) is a function of depth when using a 127 mm circular compressor. The rate of decrease is shown. This strain divides the modulus into analytically determined strain variations It responded well to the estimated distortion (line 2) induced by the event. The elastic modulus is foam Lines 1 and 2 are approximately the same throughout the phantom, so These values are approximately directly proportional to the corresponding distortion values as a function of distance.   FIG. 3b shows analytically derived circular compressors of different sizes. 3 is a plot of the stress profile obtained. Normalized stress (| σ (z) / σ (0) |) decreases rapidly with smaller compressors, and is relatively constant at shallow locations. Take a small value. On the other hand, the stress profile of a large compressor is much Declines slowly and gradually. FIG. 3c shows the quantity (z / a), ie the compressor Normalized as a function of the ratio of the axial distance from The force is indicated in dB. Very slow for values of 1 or less (z / a) Only a significant distortion reduction is seen.   Formulas such as those induced by Saada for circular compressors are more complex Shapes can be guided (partly in the above-mentioned Saada paper, Chapter 14). Has been led). In addition, the stress distribution of one compressor is on-axis and off-axis. It can be derived experimentally. Preferred experimental method for inducing this stress distribution The method is shown in FIG. 4a. Transducer 301 with aperture 303 is known An elastic, preferably elastic, similar to the type of tissue to which the compressor is applied The get body 300 is acoustically connected to the side opposite to the compressor 305. sound A-scan of the target body is performed along the path 307. Give. Next, the compressor 305 is compressed by the known distance Δy and the second A-scan is performed. The stress profile is then determined from the elasticity and the strain measured along the A-scan. After measuring the stress distribution along one A-scan axis, target the compressor The target body 30 is lifted from the body 300, moved laterally by a known distance, and Contact with 0. Next, it moves with respect to the compressor in the same manner as the first sound path. The stress distribution is measured along the second sound path. Until the desired number of stress distributions is obtained Repeat this process with. Based on the stress distribution measured in this way, the comp The three-dimensional stress distribution on the dresser 305 is finally estimated. Figure 4b shows this The cross section plot of the estimated stress distribution shows the state taken in the target body. Song The lines show the stress distribution isobars, the values of these isobars being adjacent to the compressor 305 It is taken for the stress σ (0) in the target body area.   In another embodiment, target body 300 includes transducer 301 and And the compressor 305 by a known amount. Like this By moving the body 300, certain types of distortion can be minimized. example Arising from the repeated measurement of strain where a fixed scatterer exists along the sound path Distortion can be minimized. In yet another embodiment, the transdu Compressors that query each other Used before the compression Measurement of the distribution of strain (and hence stress) along different sound paths, which can be exploited later Give a value.   According to a preferred embodiment of the elastography of the present invention, any of the above methods After the stress distribution has been determined by the Stored by conventional means such as media or magnetic media or computer memory Is done. Elastography of the desired target body using compressor 305 After performing the measurement, this stress distribution is called up. Next, the compressor The known positions of the segments of the echo sequence are measured at the same relative position in the stress distribution. Determine the appropriate amount of stress for that echo sequence segment by matching the force value I do. Next, by applying the above-mentioned appropriate stress value to the strain of the segment, The degree of compression of each segment can be measured. In this case, the distortion value is Measured from the measured time lag in the The applied stress can be measured from the flexible layer in front of the transducer 301 .   Referring to FIG. 5a to further illustrate this preferred embodiment, FIG. The figure shows a foam consisting of two triangular foam pieces joined together by a diagonal seam. Indicates phantom. This phantom has a porosity of about 20 ppi Dicing a square foam block having diagonal lines, and the cut foam pieces Can be obtained by strongly joining However, as shown in FIG. Diagonal seams are not visible when using The limits of the prior art B-scan method when compared to the system).   FIG. 5c corresponds to the B-scan of FIG. 5b but has no depth correlation. It is. In general, the lighter part of the elastogram indicates a higher compression area and the darker part Minutes indicate areas of low compression. Seams running diagonally through this elastogram Seen clearly. In addition, this seam pinpoints high compression areas. this is Open foam reticulated cells along seams are more compressible than unprocessed closed surfaces Is included. This elastogram is larger than the B-scan in FIG. 5b. This figure is limited by dark shadows (shades indicating reduced compressibility). I have. Such shadows can be seen in seg Event. As described above, this effect can be obtained by elastography. This is due to the provisional provision of a uniform stress distribution.   FIG. 5d is an illustration corresponding to FIGS. 5b and 5c using the depth correlation method described above. 3 shows a lastgram. This method works with the measured strain as well as the stress as a function of depth. Of the compression degree shown in FIG. 5c. The reduction is no longer seen in FIG. 5d. Rather, the elastogram in FIG. 5d is the same. Comparison at all depths as expected for a target body of material It shows a uniform degree of compression value.   Further, in a preferred embodiment of the present invention, an arc due to aberration in the target body is provided. A method for correcting artifacts and image degradation is disclosed. Almost every supersonic Wave image is a shadow of artifacts and image degradation due to aberrations in the target body wall Be affected. Intermediate layers of fat and muscle with different sound velocities are used to focus and And may interfere with proper alignment.   Prior to such a preferred distortion correction method, each segment of the problem in the target body The degree of compression is first determined by the elastography method described above. Then these Are used to identify areas having different speeds of sound. This knowledge Another is preferably calculated from the compression profile, but manually from the elastogram Or a standard B-scan when identifying the boundaries of these areas. carry out. For example, when processing the human body, fat is much softer than muscle Things are known. Such differences are evident in the compression profile of the elastogram. Appears clearly and uses both to distinguish fat and muscle areas Can do things.   Once the area is identified, the appropriate Calculate the sound "speed map" for the area in question by assigning the speed of sound. An example For example, assign a sound speed of about 1450 m / s to the fat area, and It is known that a sound speed of 80 m / s can be assigned. Which areas are fat or Identify muscles and boundaries of these areas along the echo sequence in question After that, a fluctuating sound velocity map can be created along each sound beam in the beam train. You. Once the velocity map has been determined, it will traverse the segment along each sound beam. When the time required for the calculation is calculated and integrated, and each echo sequence crosses the wall of the target body You can ask for a pause. Next, the same distance echo sequence along each sound beam To determine the appropriate time delay required to correct for variations in time traveling through the vehicle. Finally, apply these time delays for correction of each echo sequence and target body To derive the compressibility profile and elastogram.   This method is especially useful for distortions and time shifts caused by aberrations in the target body wall. This method is applied for modifying the However, especially where the speed of sound fluctuates, the initial compression profile or elastogram It is applied when it can be easily identified. This method is elastogram and sonogram Can be used to reveal both.   Referring to FIG. 6, compression of the target body 204 A device for determining the degree is schematically illustrated. This device has a rigid frame 199 and , Having a motor 200 mounted on the frame 199, a first end and a second end. An axial member 201, wherein the first end is connected to the rigid frame 199. The second end is connected to the motor 200 so that the axial member 201 and the rigid frame 199 are connected. The axial position of which is varied by operating the motor 200 The directional member 201 and the ultrasonic source 20 mounted on the rigid frame 199 2 is included. The ultrasound source 202 has a surface that is acoustically connected to the target body 204. 212. The target body 204 is mounted on the support 215.   The ultrasound source 202 may be a single transducer, or a row of transducers. It can be. The axial member 201 can be a worm gear.   The upper surface of the layer 203 having a known elastic modulus and sound velocity is under the ultrasonic source 202. Connected to surface 212. The lower surface of layer 203 is connected to target body 204 ing.   The device also uses a transducer to store the signal from the transducer. A data storage medium connected to the server. The movement of the axial member 201 is controlled by the motor 20. 0 is precisely controlled using the motor controller 205 connected to the The movement of the motor 200 moves the axial member 201 precisely.   In order to utilize the ultrasonic source 202, a transmission The monitor 206 is connected. Also, the receiver 207 with respect to the ultrasonic source 202 Is connected, and the signal generated by the ultrasonic source 202 corresponding to the echo sequence Is transmitted to the receiver 208. Digitizer 209 connects to receiver 207 Then, the analog signal is converted into digital data. Digitizer 20 9, a tolerance correlator 210 can be connected. Computer 208 Connected to the transmitter to trigger transmitter 206 Have been. Tolerance correlator 210 also receives data from computer 208. Connected to this computer. In a preferred embodiment, the tolerance phase Instead of using the hardware tolerance correlator 210, the And can therefore be implemented using known programming techniques. Can be used. Computer 208 echo Distortion or compression degree data or distortion or compression degree representing digital data representing the series It is programmed to convert to a profile. Strain profile and compression The image of the profile is displayed on a monitor 211 connected to the computer 208. You.   Motor controller 205 and motor 200 are rigidly connected to the additional structure. In this case, ultrasonic Source 202 operates only when axial member 201 or additional structure is moved. Note that you can be moved. Also, the motor controller 205, the motor 200, Apparatus comprising axial member 201, rigid frame 199 and ultrasonic source 202 Holding the part by hand, in which case said part abuts against the target body 204 by hand The motor 200 is moved between the axial member 201 and the ultrasonic source while being held. 202 can be moved in the axial direction.   Further, the ultrasound source 202 is not located in a manual Can be enclosed in any suitable means such as a balloon for insertion into the body You. This latter structure is especially true for prostates, which are not clearly visible in normal sonograms. Would be used for the examination of the disease. In such applications, the ultrasonic source 202 can be attached to a flexible control cable and surrounded by a balloon. In this case, the flexible control cable connects the ultrasound source to the extracorporeal device Thus, the balloon and ultrasound source 202 can be inserted into the rectum. next Use the fluid to inflate the balloon in the rectum and further inflate the balloon The balloon to the wall of the intestinal tract. Sound capture of specific tissues in the body such as the prostate Hand to rotate the ultrasound source inside the balloon to position the ultrasound source Steps can be used. The pre-compression and post-compression echo sequences are By Analyze to determine the strain profile of the tissue in question. In addition, a flexible body of known elasticity Position the balloon and the intestinal wall so that they are compressed, and infer the stress resulting from compression. The compressibility profile can be determined.   Although elastography has been described above in connection with medical diagnosis, It does not limit the use of lastography. For example, elastography It can be used for forensic, tissue characterization, veterinary, experimental and industrial uses. Ma This technique is compatible with any material that is physically compressed or moved, i.e., pressure. Can be used for materials that move inside.   Hereinafter, the present invention will be described in detail with reference to embodiments shown in the drawings, but the present invention is not limited thereto. It is not specified. These Examples Confirm Basic Elastography Based on experiments to be performed. All experiments were performed in a 120 gallon water tank , A rigid foam block and an in vitro tissue. Experimental set-up Is controlled by the Compaq 386 computer via the IEEE488 bus System included. Stepper motor controller (Superior Electric Corporation). Generates transducer motion in 5 micron steps I did Transmitter (Metrotic) shocked the transducer Used to excite. TGC controllable input protection of received signal Increase 8-bit digitizer (Lucroy operating at 50 MHz) Company). Use a program written using normal programming techniques. A Compaq computer was used to process the digitized data for use. This The program implements the tolerance correlation algorithm described in the voucher et al. Included a routine to perform. A-line, B-line and elastogram NEC monitor with 256 gray scale display was used to display . All experiments are focused from 7-19 cm 25MHz, 19mm diameter Was carried out using a transducer. Example 1: Measurement of elastic modulus of foam block   A sample of three types of reticulated open cell polyester foam was blown with a 14 × 14 × 5 cm Cut into pieces. Type I is black with a porosity of about 80 ppi (pores per inch) It was a colored form. Type II is a yellow foam having a porosity of about 30 ppi. Was. Type III was a coarse black foam with a porosity of about 20 ppi. Distilled water And a small amount of surfactant (Bath-kleer, Instrumentation Labora-tories, Lexin Immerse these foam blocks in a beaker containing Was. The foam block is then placed in a laboratory vacuum (-0. 5 bar) for about 30 minutes Degassed and then transferred to a large water tank maintained at 21 ± 1 ° C. 50 each 100, 150, Six pre-measured lead weights with masses of 200, 250 and 300 grams The elastic modulus of each foam block is determined by arranging the foam uniformly on each foam did. Time difference of flight of ultrasonic pulse to and from reference plane before and after weighting From the difference, the compression degree of the foam was measured. Each form obtained for the above weights From the average of each block's stress / strain data, calculate the modulus of each foam block Calculated.   Elastic modulus values were calculated for compression only, not expansion. The average value of the elastic modulus is About 23 kPa, about 38 kPa for type II and about 2 kPa for type III. It was 1 kPa. The standard deviation in these measurements was of the order of ± 29%. . Each of these three types of foam blocks has an inverse elasticity value of 0.1. 043, 0. 0 26 and 0. 048 kPa-1. Example 2: Measurement of axial stress uniformity   The block of type III foam was degassed and immersed in a water tank at room temperature. Tran An annular plexiglass plate was attached to the inducer. Transduced The flat surface of the aperture in the air forms part of the compressor, The size could be changed by using a piece of paper. Outer diameter is 44 each , 49 and 127 mm analass were made. 1 mm pressure for each analass Measures strain profile in foam corresponding to shrinkage did.   As described above, the expansion of the one-dimensional model to the three-dimensional case is based on the assumption of a uniform axial stress field. Assume the theory. But strictly speaking, this hypothesis is only valid for infinite compressors. It is effective. Quantity (z / a), ie the axial distance from the compressor aperture and The theoretical behavior of axial stress as a function of the ratio to the radius of a circular compressor is described. I mentioned earlier. This behavior seems to increase for large values of (z / a). You. However, for ratios (z / a) ≦ 1, the relatively gentle gradual slope of the axial stress A skew occurs, which can be ignored or corrected as needed.   Since direct local stress measurements cannot be performed, the strain The distribution was measured and assumed to be proportional to the stress. About 127mm compressor FIG. 3a shows the measurement results of the axial strain of the type III foam. 44mm A similar graph of axial strain was also obtained for compressors of 89 mm and 89 mm. these Tests show that the general behavior of strain follows the theoretical prediction very well. Example 3: Elastography in the phantom   Uses three foam phantoms to demonstrate elastography capabilities did. The first phantom is an 11-degree, 140-mm long I-shaped wedge, type II It has a structure surrounded by foam blocks. Phantom bottom The part consisted of Type I foam. The second phantom is a type III square four Two nearly identical triangular forms obtained by diagonally cutting the It was obtained by strongly joining the pieces together. The third form is a type I form By embedding a 38 mm thick horizontal layer between the two foam blocks of type II Obtained.   Elastography experiments were performed using an anus with an outer diameter of 127 mm. Ko The Impreza was brought into contact with the phantom and one A-line was taken. Next, 1. Lower the shaft It was moved by 00 mm and a second A-line was taken. Next, Lift the presser a few millimeters away from the phantom and Was moved 2 mm. Thus, from the area of 40-120 mm width to 40-60 This process was repeated until the A-line pairs were collected.   Next, the A-line pairs are cross-correlated to form a wedge-shaped phantom distortion image. The wedges were clearly visible in the case. Also, “B-scan” is executed from the same material data. However, this B-scan produced speckles and poor wedge visibility. Then distortion The wedge elastogram was moved from the image. Gray level in elastogram Was calibrated to KPa-1 units and averaged over the first 5 mm of known prior foam material It was derived from the distortion image by estimating the distortion. A known bullet in the first layer Multiplied by the rate The applied stress was assumed to be the stress applied to the system.   Similarly, a second fan consisting of two triangular foam pieces as shown in FIG. 5a I made a distortion image of Tom. The seams of these foam pieces are clearly visible. same The "B-scan" derived from one of the data as shown in FIG. Produced an image that was completely invisible. FIG. 5c shows the corresponding elastogram and Figure 5d shows the elastography obtained after performing a correction for the depth-dependent stress. Show the system.   Phantom images show some interesting and useful properties of elastography I have. In the second phantom distortion image, the background tissue of the image has a clear speckle defect or It was shown to be much more uniform than the "B-scan" because of the reduction. Speckle lotus Known artifacts present in all ultrasound B-scans and limiting image quality One. This distorted image shows the sensitivity of elastography, in this case two images. A thin area along the cut surface of the foam block is clearly visible against the background. joy Cutting of the crab foam has resulted in cutting and turbulence of the foam network. That As a result, the area near the cut surface has an increased percentage of open mesh structure, which is a closed structure. Expected to be more compressible. On the other hand, the similar structure shown in FIG. The "B-scan" image is dominated by speckles and creates seams in the foam block. Not shown. This is seam backscatter This is because the characteristics do not change. Another result is a relatively uniform display of the seam image. Excellent along the full range from the face of the transducer as indicated by the thin line That is, an apparent lateral resolution can be seen. Transducer focal area is 7-1 Because it extends 9 cm, part of the phantom is in the area near the transducer, Therefore, it is considered that a large expansion of the seam image was expected in a close range. 5c The figure shows a quantitative elastogram, where the thin vertical line is the proximal 5 mm foam Artifacts due to uncertainty in strain estimation in layers. This FIG. The theoretical modification effect of circular compressor based on Saada induction is shown.   In the strain image of the wedge-shaped phantom, the degree of compression in the wedge is higher than that of the surrounding material. Was shown. Also, the increase in the degree of compression of the foam piece along with the wedge Shown as an increase. The corresponding "B-scan" is a speckle-dominated The rust showed a mottled appearance. In general, look at the diagonal seam in the second phantom. As described above, wedges can be placed on a "B-scan" to produce a good elastogram. No need to be seen. Back scatter from wedge material is It was lucky to be higher than jatter. The wedge-compatible elastogram is based on this technique. It was shown that the operation could produce a quantitative image of the elastic modulus distribution in the target. Human body diffusion Especially effective for sexually transmitted diseases Therefore, in these diseases, the hardening or softening of all organs results in an overall definition of the image. Quantitative brightness fluctuations occur. The distortion image of the third phantom is clearly nonlinear and soft. 6dB change of elastic modulus of kana middle layer, reduction of speckle and softening effect of cut edge Demonstrated excellent ability to show. The corresponding "B-scan" is poor speckle and layer visibility. Was shown. Example 4: Elastography in bacon sections   Commercially available vacuum-packed bacon sections were prepared at 30 ± 0. Test in a 5 ° C water tank I did it. The transducer was used with an 89 mm analus. With compressor Light pressurization was used to obtain accurate contact with the top of the section. Then, beside each other Along the direction of 40 parallel axes separated by 1 mm in the 5mm compression force applied . The resulting echo sequence is converted to digital data, processed by a computer, Displayed as a standard B-mode image and a distorted image on the NEC monitor. Relatively No correction for depth dependent stress distribution due to small z / a ratio (≦ 1) .   Bacon section images apply elastography principle to physiological tissues Showed what you can do. Bacon is known to have fat that is generally softer than muscle It is an excellent sample. The distorted image has at least two dark (Hard) layer, which probably corresponds to the muscle layer in the sample U. Far away image The halved half shows a soft fat structure. However, each fat layer in the section It appeared to have different degrees of flexibility. The corresponding B-mode image is quite difficult to interpret. Was.   These experiments were performed to illustrate the apparatus and elastography method of the present invention. It is not limiting. Therefore, for example, a signal of 8 bits or less or It is not limited to an 8-bit digitizer because it can be used. Likewise Tyzer can operate at frequencies other than 50MHz and as high as 200MHz Data accuracy and sample data size as the frequency increases as is well known. Trade off with Further, in the above experiment, 2. 25MHz transformer A transducer was used, but other transducers, especially 3. 5MHz and And using a 5 MHz transducer to produce more accurate data. Was.   Further, the elastography of the present invention can be variously modified and implemented. For example a single head Ultrasonic transducer with multiple mutually matched transducers in parallel Sasset is commercially available. Such a multi-channel array may be used in animal tissue or its Can be connected to other compressible solids, simultaneously along multiple radiation axes Multiple ultrasonic signals can be transmitted through a substance. In this way, All cross sections can be inspected. In this way, multiple images of strain and / or modulus An image is obtained.   One transducer can be used as a transmitter and one or more Number of transducers used as receivers away from this transmitter You can do it.   The present invention is not limited only to the above description, and within the scope of the gist thereof. Any changes can be made.

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，Ｎ Ｌ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＴ ，ＡＵ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＳ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＨＵ，ＪＰ，ＫＰ，ＫＲ，Ｌ Ｋ，ＬＵ，ＭＧ，ＭＮ，ＭＷ，ＮＬ，ＮＯ，ＰＬ，ＲＯ ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ (72)発明者 ポンナカンティ，ハリー アメリカ合衆国テキサス州、ヒュースト ン、ダンラップ、ナンバー2022、6601────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of front page    (81) Designated countries EP (AT, BE, CH, DE, DK, ES, FR, GB, GR, IT, LU, MC, N L, SE), OA (BF, BJ, CF, CG, CI, CM , GA, GN, ML, MR, SN, TD, TG), AT , AU, BB, BG, BR, CA, CH, CS, DE, DK, ES, FI, GB, HU, JP, KP, KR, L K, LU, MG, MN, MW, NL, NO, PL, RO , RU, SD, SE (72) Inventor Ponnacanti, Harry             Houston, Texas, United States             , Dunlap, number 2022, 6601

Claims (1)

【特許請求の範囲】 １． 弾性圧縮性ターゲット体のエラストグラムを修正する方法において、前 記エラストグラムは、対応の音走路列から受けられた対応の超音波エコー系列の 列から誘導された記録列を含み、また少なくとも第１エコー系列がターゲット体 中のその走路にそって、他のエコー系列と実質的に相違する走行時間をもって走 行し、また前記走路にそったターゲット体中の応力が実質的に変動するように成 され、本発明によれば、修正エラストグラムを形成するため、前記の各第１エコ ー系列の記録をその走行時間の差異について補償する段階と、前記の各第１エコ ー系列の記録を前記の応力変動に対して補償する段階とを含む事を特徴とする方 法。 ２． 前記エラストグラムは圧縮度プロフィルを含むことを特徴とする請求項 １に記載の方法。 ３． 前記ターゲット体は人または動物の組織を含むことを特徴とする請求項 ２に記載の方法。 ４． 前記ターゲット体は人体を含むことを特徴とする請求項２に記載の方法 。 ５． 弾性圧縮性ターゲット体のエラストグラムを修正する方法において、前 記エラストグラムは、前記ターゲット体中の対応の音走路列から受けられた対応 の超音波エコー系列の列から誘導された記録列を含み、また少 なくとも第１エコー系列がターゲット体中のその走路にそって、他のエコー系列 と実質的に相違する走行時間をもって走行し、また前記エコー系列の少なくとも 第２系列の前記走路にそったターゲット体中の応力が実質的に変動するように成 され、本発明によれば、修正エラストグラムを形成するため、前記の各第１エコ ー系列の記録をその走行時間の差異について補償する段階と、前記の各系列の記 録を前記の応力変動に対して補償する段階とを含む事を特徴とする方法。 ６． 前記ターゲット体は人または動物組織を含むことを特徴とする請求項５ に記載の方法。 ７． 前記エラストグラムは圧縮度プロフィルを含むことを特徴とする請求項 ６に記載の方法。 ８． 弾性圧縮性ターゲット体のエラストグラムを修正する方法において、前 記エラストグラムは、前記ターゲット体中の対応の音走路列から受けられた対応 の超音波エコー系列の列から誘導された記録列を含み、また少なくとも第１エコ ー系列がターゲット体中のその走路にそって、他のエコー系列と実質的に相違す る走行時間をもって走行し、本発明によれば、修正エラストグラムを形成するた め、前記の各第１エコー系列の記録をその走行時間の差異について補償する段階 を含む事を特徴とする方法。 ９． 前記エラストグラムは圧縮度プロフィルを含む ことを特徴とする請求項８に記載の方法。 １０． 前記ターゲット体は人または動物の組織を含むことを特徴とする請求 項９に記載の方法。 １１． 弾性圧縮性ターゲット体のエラストグラムを修正する方法において、 前記エラストグラムは、前記ターゲット体中の対応の音走路列から受けられた対 応の超音波エコー系列の列から誘導された記録列を含み、また前記記録の少なく とも第１記録は、前記第１記録に対応する走路に沿ったターゲット体内部の応力 変動の故に欠陥を有し、本発明によれば、このような各欠陥の低減されたエラス トグラムを形成するため、このような各欠陥記録をそれぞれの応力変動に対応し て補償する段階を含む事を特徴とする方法。 １２． 前記記録は圧縮度プロフィルを含むことを特徴とする請求項１１に記 載の方法。 １３． 前記記録はヤング弾性率プロフィルを含むことを特徴とする請求項１ １に記載の方法。 １４． 前記記録は体積弾性率プロフィルを含むことを特徴とする請求項１１ に記載の方法。 １５． 前記ターゲット体は人または動物の組織であることを特徴とする請求 項１２に記載の方法。 １６． ターゲット体の圧縮度を推定する方法において、 （ａ）超音波ソースを前記ターゲット体に対して音的 に接続する段階と、 （ｂ）前記超音波ソースから前記ターゲット体の１つの軸線にそって超音波エ ネルギーの第１パルスを発生する段階と、 （ｃ）前記超音波エネルギーの第１パルスに対応して到着する少なくとも１つ のエコーセグメントを有する第１エコー系列の到着時間を検出する段階と、 （ｄ）前記ターゲット体を圧縮するように前記超音波ソースを軸線にそって移 動させる段階と、 （ｅ）前記超音波ソースの移動後に、前記ソースから前記ターゲット体の前記 軸線にそって超音波エネルギーの第２パルスを放出する段階と、 （ｆ）前記第１パルスに対応して到着した少なくとも１つの前記エコーセグメ ントと合同の、前記超音波エネルギーの第２パルスに対応して到着する少なくと も１つのエコーセグメントを有する第２エコー系列の到着時間を検出する段階と 、 （ｇ）前記複数の合同エコーセグメントの示差移動量を測定する段階と、 （ｈ）前記移動後に前記軸線に沿った歪を計算する段階と、 （ｉ）前記移動の結果として前記軸線に沿って加えられた応力を測定する段階 であって、 （１）任意のコンプレッサ取付け部材を含めて、 ターゲット体に対して圧縮力を加える超音波ソースの形状および面積を測定し、 （２）前記軸線に沿った位置と前記ソースの形状および面積とから前記 軸線に沿った応力変動プロフィルを決定し、 （３）前記測定された応力に対して前記プロフィルを適用して前記軸線 に沿った修正応力を計算する段階と、 （ｊ）前記軸線に沿った応力によって前記軸線に沿った歪を割る段階とを含む ターゲット体の圧縮度の推定法。 １７． 前記段階（ｂ）と段階（ｅ）において、複数の前記第１および第２パ ルスが対応の複数の軸線を通してターゲット体の中に放出され、前記の各第１お よび第２パルスに対して前記段階（ｃ）、（ｄ）および（ｆ）乃至（ｊ）を実施 することを特徴とする請求項１６に記載の方法。 １８． さらに、 （ａ）決定された圧縮値から、相違する音速を有する前記軸線に沿った 区域を識別する段階と、 （ｂ）前記パルスと前記エコー系列が前記軸線に沿った前記区域を横断 するに必要な時間を決定する段階と、 （ｃ）ターゲット体中の音速変動から生じるエコー系列の走行時間の対 応の変動を修正するため修正時 間遅れファクタを決定する段階と、 （ｄ）前記実質的変動を修正するため前記エコー系列に対して前記時間 遅れファクタを適用する段階とを含むことを特徴とする請求項１７に記載の方法 。[Claims]   1. In a method of modifying an elastogram of an elastic compressible target body, The elastogram is the corresponding ultrasonic echo sequence received from the corresponding runway train. A recording sequence derived from the sequence, and wherein at least the first echo sequence is the target body. Along its runway with a transit time substantially different from other echo sequences And the stresses in the target body along the track are varied substantially. In accordance with the present invention, each of the first ecological elements is formed to form a modified elastogram. Compensating the series records for differences in their travel times; -Compensating the series record against the above-mentioned stress fluctuation. Law.   2. The elastogram includes a compression profile. 2. The method according to 1.   3. The target body may include human or animal tissue. 3. The method according to 2.   4. The method of claim 2, wherein the target body comprises a human body. .   5. In a method of modifying an elastogram of an elastic compressible target body, The elastogram corresponds to the response received from the corresponding sound track row in the target body. Contains a record sequence derived from a sequence of ultrasonic echo sequences At least the first echo sequence along its path in the target body, Travels with a substantially different travel time, and at least one of the echo sequences The stresses in the target body along the runway of the second series are configured to fluctuate substantially. In accordance with the present invention, each of the first ecological elements is formed to form a modified elastogram. -Compensating the series records for differences in their travel times; Compensating the recording for said stress variations.   6. The said target body contains a human or animal tissue. The method described in.   7. The elastogram includes a compression profile. 7. The method according to 6.   8. In a method of modifying an elastogram of an elastic compressible target body, The elastogram corresponds to the response received from the corresponding sound track row in the target body. A recording sequence derived from a sequence of ultrasonic echo sequences of -The sequence is substantially different from other echo sequences along its path in the target body Travel time, and according to the present invention, a modified elastogram is formed. Compensating the recording of each of the first echo sequences for differences in their transit times. The method characterized by including.   9. The elastogram contains a compression profile The method of claim 8, wherein:   10. The target body includes human or animal tissue. Item 10. The method according to Item 9.   11. In a method of modifying an elastogram of an elastic compressible target body, The elastogram is a pair received from a corresponding runway train in the target body. A recording sequence derived from a sequence of corresponding ultrasound echo sequences, and And the first record is the stress inside the target body along the track corresponding to the first record. Have defects due to variations, and in accordance with the present invention, a reduced erosion of each such defect Each defect record corresponds to its own stress variation to form a tomogram. And compensating for the damage.   12. The method of claim 11, wherein the record includes a compression profile. The method described.   13. The recording of claim 1, wherein the record includes a Young's modulus profile. 2. The method according to 1.   14． The recording of claim 11, wherein the recording includes a bulk modulus profile. The method described in.   15. The target body is a human or animal tissue. Item 13. The method according to Item 12.   16. In a method for estimating the degree of compression of a target body,   (A) sonicating the ultrasonic source relative to the target body Connecting to   (B) an ultrasonic wave from the ultrasonic source along one axis of the target body; Generating a first pulse of energy;   (C) at least one arriving in response to a first pulse of said ultrasonic energy Detecting an arrival time of a first echo sequence having the following echo segments:   (D) moving the ultrasonic source along an axis so as to compress the target body; Moving it,   (E) moving the ultrasonic source, moving the ultrasonic source from the source to the target body; Emitting a second pulse of ultrasonic energy along the axis;   (F) at least one of the echo segments arriving in response to the first pulse; At least arriving in response to the second pulse of said ultrasonic energy, Detecting the time of arrival of a second echo sequence also having one echo segment; ,   (G) measuring a differential movement amount of the plurality of joint echo segments;   (H) calculating a strain along the axis after the movement;   (I) measuring the stress applied along the axis as a result of the movement. And         (1) Including any compressor mounting members, Measure the shape and area of the ultrasonic source that applies compressive force to the target body,         (2) From the position along the axis and the shape and area of the source, Determine the stress variation profile along the axis,         (3) applying the profile to the measured stress to determine the axis; Calculating a corrected stress along   (J) dividing the strain along the axis by the stress along the axis. A method for estimating the degree of compression of the target body.   17． In the steps (b) and (e), a plurality of the first and second Loose is released into the target body through a corresponding plurality of axes, each of said first and second axes. Perform steps (c), (d) and (f) to (j) on the second pulse 17. The method of claim 16, wherein:   18. further,         (A) from the determined compression value, along the axis with different sound speeds Identifying an area;         (B) the pulse and the echo sequence traverse the area along the axis Determining the time required to         (C) The pair of the running time of the echo sequence resulting from the sound speed fluctuation in the target body At the time of correction to correct the response fluctuation Determining a delay factor;         (D) the time relative to the echo sequence to correct the substantial variation Applying a delay factor. .
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Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004089362A (en) * 2002-08-30 2004-03-25 Hitachi Medical Corp Ultrasonic diagnostic apparatus
WO2004105615A1 (en) * 2003-05-30 2004-12-09 Hitachi Medical Corporation Ultrasonic probe and ultrasonic elasticity imaging device
JP2005066041A (en) * 2003-08-25 2005-03-17 Hitachi Medical Corp Ultrasonic probe and ultrasonic diagnostic equipment
JP2008508056A (en) * 2004-07-30 2008-03-21 ウイスコンシン アラムナイ リサーチ フオンデーシヨン Method and apparatus for improved ultrasonic distortion measurement of soft tissue
JP2008126079A (en) * 2006-11-22 2008-06-05 General Electric Co <Ge> Direct strain estimator for measuring elasticity of tissue
JP2010506686A (en) * 2006-10-16 2010-03-04 ウイスコンシン アラムナイ リサーチ フオンデーシヨン Method and apparatus for acoustoelastic extraction of strain and material properties
JP2010253300A (en) * 2010-08-11 2010-11-11 Takeshi Shiina Ultrasonic probe and ultrasonic diagnostic apparatus
JP2011505957A (en) * 2007-12-17 2011-03-03 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Method and system for strain gain compensation in elastic imaging
JP2012081251A (en) * 2010-09-13 2012-04-26 Canon Inc Object information acquiring apparatus
JP2014124220A (en) * 2012-12-25 2014-07-07 Fujifilm Corp Ultrasound diagnostic apparatus, tissue elasticity measurement method, and program

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19929578C2 (en) 1999-06-21 2001-06-07 Universitaetsklinikum Charite Method and device for testing cartilage
JP2001224594A (en) * 2000-02-15 2001-08-21 Olympus Optical Co Ltd Ultrasonic endoscope system
GB2404024A (en) * 2003-07-17 2005-01-19 Stichting Tech Wetenschapp Measuring biomechanical properties of joints using ultrasound
WO2008061296A1 (en) * 2006-11-20 2008-05-29 Queensland University Of Technology Testing device and method for use on soft tissue
EP2693952B1 (en) * 2011-04-08 2019-06-12 Canon Kabushiki Kaisha Subject information acquisition apparatus
WO2013188092A1 (en) * 2012-06-15 2013-12-19 Siemens Corporation Elastography for cement integrity inspection in a wellbore
US10035009B2 (en) 2013-04-15 2018-07-31 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Systems and methods for treating pancreatic cancer

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4542744A (en) * 1983-03-23 1985-09-24 North American Philips Corporation Method and apparatus for remote tissue identification by statistical modeling and hypothesis testing of echo ultrasound signals
WO1986004414A1 (en) * 1985-01-16 1986-07-31 Hitachi Construction Machinery Co., Ltd. Method of measuring stress concentration coefficient with ultrasonic wave
YU47190B (en) * 1988-02-19 1995-01-31 Institut Za Opštu I Fizičku Hemiju DEVICE FOR NON-INVASIVE ACOUSTIC TESTING OF ELASTICITY OF SOFT BIOLOGICAL MATERIALS
US5107837A (en) * 1989-11-17 1992-04-28 Board Of Regents, University Of Texas Method and apparatus for measurement and imaging of tissue compressibility or compliance

Cited By (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004089362A (en) * 2002-08-30 2004-03-25 Hitachi Medical Corp Ultrasonic diagnostic apparatus
US7914456B2 (en) 2003-05-30 2011-03-29 Hitachi Medical Corporation Ultrasonic probe and ultrasonic elasticity imaging device
WO2004105615A1 (en) * 2003-05-30 2004-12-09 Hitachi Medical Corporation Ultrasonic probe and ultrasonic elasticity imaging device
US8974388B2 (en) 2003-05-30 2015-03-10 Hitachi Medical Corporation Ultrasound probe and ultrasound elasticity imaging apparatus
US8007438B2 (en) 2003-05-30 2011-08-30 Hitachi Medical Corporation Ultrasound probe and ultrasound elasticity imaging apparatus
JP2005066041A (en) * 2003-08-25 2005-03-17 Hitachi Medical Corp Ultrasonic probe and ultrasonic diagnostic equipment
JP2008508056A (en) * 2004-07-30 2008-03-21 ウイスコンシン アラムナイ リサーチ フオンデーシヨン Method and apparatus for improved ultrasonic distortion measurement of soft tissue
JP2010506686A (en) * 2006-10-16 2010-03-04 ウイスコンシン アラムナイ リサーチ フオンデーシヨン Method and apparatus for acoustoelastic extraction of strain and material properties
JP2008126079A (en) * 2006-11-22 2008-06-05 General Electric Co <Ge> Direct strain estimator for measuring elasticity of tissue
JP2011505957A (en) * 2007-12-17 2011-03-03 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Method and system for strain gain compensation in elastic imaging
US8545410B2 (en) 2007-12-17 2013-10-01 Koninklijke Philips N.V. Method and system of strain gain compensation in elasticity imaging
JP2010253300A (en) * 2010-08-11 2010-11-11 Takeshi Shiina Ultrasonic probe and ultrasonic diagnostic apparatus
JP2012081251A (en) * 2010-09-13 2012-04-26 Canon Inc Object information acquiring apparatus
JP2014124220A (en) * 2012-12-25 2014-07-07 Fujifilm Corp Ultrasound diagnostic apparatus, tissue elasticity measurement method, and program

Also Published As

Publication number Publication date
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AU1620495A (en) 1995-06-15

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