(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
粘弾性媒質（３１，４１）内に力学的波を生成し、イメージングするように構成されたアセンブリの作動方法であって、同アセンブリは、
超音波放射力（３５，４５）を発生する超音波変換器（３２，４２）を有するイメージングプローブ（３８，４８）を有する装置と、
人工膜（３４’，４４’）とを有し、同人工膜は、
前記粘弾性媒質（３１，４１）とは異なる音響特性を有するカップリング媒質（３４，４４）を包囲し、
前記人工膜と、界面（３３，４３）を形成する前記粘弾性媒質（３１，４１）の表面とが、少なくとも部分的に接触するように配置され、
さらに、力学的波の振幅を増加させつつ音響インピーダンスコントラストを最小限にするよう選択された、非一様な組成および非一様な厚さの少なくとも一方を有する、アセンブリであって、
前記方法は、
前記人工膜（３４’，４４’）と前記粘弾性媒質（３１，４１）との間の界面（３３，４３）に集束された音波を適用することにより、前記粘弾性媒質（３１，４１）内に音響放射力（３５，４５）を生成するための、前記超音波変換器（３２，４２）が作動する工程と、
前記イメージングプローブ（３８，４８）が、前記粘弾性媒質（３１，４１）をイメージングする工程とを備え、
前記作動する工程および前記イメージングする工程の両工程を同時に実行することにより、前記粘弾性媒質（３１，４１）内に生成された力学的波の伝搬がイメージングされる、方法。
【請求項２】
人工膜（３４’）は、力学的波の振幅を増加させつつ音響インピーダンスコントラストを最小限にするよう選択された組成を有することを特徴とする、
請求項１に記載の方法。
【請求項３】
人工膜（３４’）は、力学的波の振幅を増加させつつ音響インピーダンスコントラスト
を最小限にするよう選択された厚さを有することを特徴とする、
請求項１に記載の方法。
【請求項４】
人工膜（４４’）は、粘弾性媒質（３１）の対象領域（６６）での力学的波（２７）の振幅を増加させるように選択された、非一様な組成を有することを特徴とする、
請求項１〜３のいずれか１項に記載の方法。
【請求項５】
人工膜（４４’）は、粘弾性媒質（４１）の対象領域（６６）での力学的波（２７）の振幅を増加させるように選択された、非一様な厚さを有することを特徴とする、
請求項１〜３のいずれか１項に記載の方法。
【請求項６】
粘弾性媒質内に力学的波を生成するために界面（３３）に集束される前記音波は、界面（３３）の複数の箇所で連続的に遂行される音波であり、この複数の箇所および集束の連続は、粘弾性媒質（３１）の対象領域での力学的波（２７）の振幅を増加させるように決定されることを特徴とする、
請求項１〜５のいずれか１項に記載の方法。
【請求項７】
前記方法は、処理の効果を監視するための超音波処理方法と組み合わされることを特徴とする請求項１〜６のいずれか１項に記載の方法。
【請求項８】
前記超音波処理方法は、媒質のイメージング工程の結果に応じて制御されるのに適していることを特徴とする請求項７に記載の方法。
【請求項９】
力学的波の振幅を増加させつつ音響インピーダンスコントラストを最小限にするよう選択された、非一様な組成および非一様な厚さの少なくとも一方を有する人工膜（３４’，４４’）であって、
前記人工膜（３４’，４４’）は請求項１〜８のいずれか１項に記載の方法の実行の間に界面（３３，４３）として機能し、
前記人工膜（３４’，４４’）は、
少なくとも部分的に粘弾性媒質（３１，４１）の表面と接触する状態で配置され、
カップリング媒質（３４，４４）を包囲し、
かつイメージングプローブ（３８，４８）と超音波を生成する超音波変換器（３２，４２）とを有する装置と、前記粘弾性媒質（３１，４１）との間に配置され、
前記カップリング媒質（３４，４４）と前記粘弾性媒質（３１，４１）とは、前記異なる音響学的性質を有する２つの領域の境界を定義する、人工膜（３４’，４４’）。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、一般に、医学画像診断の分野に関する。
より詳細には、本発明は、粘弾性媒質の特性を決定するために粘弾性媒質においてイメージングされる力学的波の生成に関する。
【０００２】
したがって、本発明は、弾性率計測法（ｅｌａｓｔｏｇｒａｐｈｙ）の分野に関する。
【背景技術】
【０００３】
この医学画像化（イメージング）技術は、粘弾性媒質の機械的性質をマッピングし、粘弾性媒質のレオロジーを定量する。この技術によれば、機械的刺激が生成されて、組織の変位を引き起こす。その後、この機械的励起に対する組織の時空間応答が測定される。時空間応答は、例えば超音波検査または磁気共鳴等による画像診断法を使用して有利に測定される。
【０００４】
一旦機械的励起に起因する移動がわかると、媒質の機械的性質を決定することが可能である。
一過性弾性率計測法では、機械的励起は身体表面もしくは身体の組織内部で生成された短い力学的パルスか、少数のパルスから成る。
【０００５】
一過性弾性率計測法の画像の品質は、機械的刺激を励起することにより生成され得る移動すなわちシフトの振幅によって決定的に決まる。
外部応力による一過性弾性率計測法では、媒質を破損させずに媒質との接触点で引き起こされ得る最大表面振動によってしかシフトの振幅が制限されないことが明らかである。組織で生じるシフトは、容易に約１００μｍの振幅を有する。
【０００６】
このように、一般に、機械的励起によって生ずるシフトは、最小の誤差で十分測定可能でなければならないと同時に、特に生物組織の場合には媒質中のいかなる悪影響も回避するよう制限されていなければならない。
【０００７】
したがって、外部応力を使用すると、生成される力は満足できるものであるが、かかる応力に必要な装置に必要とされるスペース、機械的励起のイメージングとの同期、機械的励起の局在化、深さに関する対象領域での波の振幅の最適化、等の技術的問題が生ずることが知られている。
【０００８】
観察される媒質の機械的応力が音響放射力によって生成される一過性弾性率計測法も存在する。この放射力は、媒質内部に超音波ビームを集束させることにより得られる。ビームの集束は、ここでは、媒質の一つの領域または媒質の連続的な複数の領域で起こり得る。
【０００９】
この場合、超音波ビームが集束される焦点が、弾性波の伝搬速度よりも大きな速度で移動され、約１０〜１００μｍの最大振幅の弾性シフト波が生じる。
このシフト波は媒質中を伝搬する。超音波検査、ＭＲＩまたは他の画像診断法により観察される波の伝搬特性の測定は、調べられた組織を特徴付ける力学的変数を決定する。とりわけ、剪断係数、さらには粘性等も決定することが可能である。
【００１０】
音響放射力により生じたシフトは、組織中に配置されたエネルギー発生源につながれるため、生じた力学的波の振幅は、組織を熱的にまたは力学的に変化させずに観察媒質中に
送られる最大の音響力により制限される。
【００１１】
超音波溶液は、取り扱いの簡単さ、応力が生成する方法の再現性、イメージングと励起の同時性に関する保証、および励起の局在化に関する保証を提供するが、力が不足するという問題がある。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
したがって、本発明の主な目的は、異なる音響特性を有する２つの領域の境界を定める界面に集束される音波を適用することにより粘弾性媒質内に音響放射力を生成する工程からなる、粘弾性媒質内に力学的波を生成する方法を提供することにより、上記欠点をなくすことである。
【００１３】
粘弾性媒質内に力学的波を生成するかかる方法を用いると、引き起こされるシフトの振幅が、単純な超音波応力を組織内に集束させる場合よりも大きくなる。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
本発明によれば、音波は、表面界面の深さで、かつ表面界面の方向に集束させられる。
音波を集束させる界面は、ゲル／皮膚、水／皮膚、または水／膜／皮膚分離表面などであってよい。膜は変形可能な膜であってもなくてもよい。界面は、イメージングされる組織の内部の固体媒質と液体媒質との間に、または組織の内部の異なる音響特性を有する２つの媒質の間に位置し得る。これは、例えば嚢胞を有する生物媒質に該当する。本発明の方法では、生じる移動の振幅は約１００μｍである。
【００１５】
本発明の好ましい実施形態によれば、音響放射力を生成する工程は、粘弾性媒質（１１）中に生成された力学的波（２７）の伝搬がイメージングされるように、媒質をイメージングする工程と組み合わされる。
【００１６】
波の伝搬のイメージングは、一、二または三次元に遂行することが可能である。そのような好ましい実施形態では、媒質の弾性率計測法が行なわれる。これは、本発明の好ましい適用であり、本発明による界面へ集束され、実施されるイメージングの品質の顕著な改良を可能となる。
【００１７】
有利な特徴によれば、音波は超音波である。
超音波の周波数は、特に媒質内の剪断波を作成する放射力の生成に実際に特に適合される。そのような剪断波は、弾性率計測法において一般に使用される。そのような剪断波は、本発明の方法により生成される力学的波に属し、また、弾性率計測法により一般にイメージングされるものである。
【００１８】
特定の特徴によれば、音波が集束する界面は、粘弾性媒質内に存在する異なる音響特性を有する２つの領域間に存在する界面である。
そのような特徴により、媒質内の界面領域の可視性および特徴付けが大幅に改善される。実際、人体に本来に存在する界面のレベルで生成された剪断波の伝搬についての観察は、これらの界面および該界面が分離する媒質をより良好に特徴付けるのを支援する。
【００１９】
したがって、この特徴は、液体嚢胞、血管、または骨格や軟骨等の軟組織より堅い構造が存在する場合には特に興味深い。
本発明の別の特定の特徴によれば、音波が集束される界面は、粘弾性媒質の表面と接触する状態で配置され、音波を適用する装置と粘弾性媒質の表面との間に配置されたカップリング媒質として知られる媒質を包囲する人工膜であり、カップリング媒質と粘弾性媒質
は異なる音響特性を有する２つの領域を形成する。
【００２０】
人工媒質の存在が必要であるため、この特徴は特に用途にその関心が向けられる。これは、特に、カップリング媒質を包囲する薄い膜が生物組織との接触点を形成するために一般に使用される集束超音波による処理方法に該当する。
【００２１】
従って、本発明によれば、そのような界面を剪断波の生成に使用することが可能である。励起後、弾性率計測法の態様が有利に使用され、媒質の、および剪断波の伝搬のイメージングが行なわれる。このように、その後、治療の処理中に、組織の粘弾性特性が評価され、監視される。
【００２２】
そのような監視は特には永続的であるが、細胞の熱による壊死後に生物組織が編成されると生物組織の弾性が変わるのはよく知られていることである。
有利な特徴によれば、人工膜は、力学的波の振幅を増加させつつ音響インピーダンスコントラストを最小限にするよう選択された組成を有する。
【００２３】
別の有利な特徴によれば、人工膜は、力学的波の振幅を増加させつつ音響インピーダンスコントラストを最小限にするよう選択された厚さを有する。
これらの２つの特性によって、人工膜は、その組成、形状、および／または厚さを変更することにより特定の用途に従って容易に適合させられる。
【００２４】
結果的に、本発明による力学的波を生成する方法は、生物媒質の表面領域の弾性のイメージングを主な対象とする。
実際、剪断波が界面で生成されると、これが、組織表面の高さに有意な振幅の波を生じさせる。この特性は、生成した波が媒質の表面に一般に届いて大きく減衰されるので、体積放射圧法では実現することができない。
【００２５】
人工膜、例えばウォーターポケットを有する膜を使用すると、媒質表面上の所定部位に機械的パルスが生じる。したがって、本発明の方法は、例えば黒色腫や、例えば特定の胸部病巣などの表面病巣のレベルでの皮膚の弾性率計測に用いると非常に興味深い。
【００２６】
しかしながら、媒質の深さで剪断波を生成できることも興味深い。
したがって、本発明の特に有利な特徴によれば、人工膜は、粘弾性媒質の対象領域で力学的波の振幅を増加させるよう空間的に決定された非一様な組成を有する。
【００２７】
上記特徴の代わりにまたは加えて、人工膜は粘弾性媒質の対象領域で力学的波の振幅を増加させるよう空間的に決定された非一様な厚さを有する。
膜のこれらの特性を用いて、対象領域で力学的波を集束するために剪断波の指向性を使用することが可能である。したがって、かかる領域における力学的波の振幅はすべて大きくなる。
【００２８】
また、異なる音響特性を有する２つの領域の境界を定める界面に集束される音波の適用は、界面の複数の箇所で可能であり、かかる複数の箇所および集束の連続は、粘弾性媒質の対象領域での力学的波の振幅を増加させるように決定される。
【００２９】
このような動的な集束特徴により、界面上にパターンを設計することが可能となる。かかるパターンの形成によれば、特定の対象領域における力学的波の振幅が、干渉現象により増幅される。超音波ビームの集束の動的な連続では、対象領域の高さで干渉がポジティブになるように所与の箇所に集束される各超音波ビームの相対的遅延が注意深く選択される。力学的な剪断波は、同様に、対象領域に集束される。
【００３０】
本発明の有利な適用では、処理の効果を監視できるように、方法が超音波処理方法と組み合わされる。
有利には、超音波処理方法は、媒質のイメージング工程の結果の関数として制御されるのに適している。
【００３１】
本発明は、本発明の方法の実行の間に界面として機能すべく、部分的に粘弾性媒質の表面と接触する状態で配置されると共に、音波を生成する装置と粘弾性媒質の表面との間に配置されたカップリング媒質として知られる媒質を包囲する、人工膜に関する。
【００３２】
本発明の他の特徴および利点は、添付図面を参照しながら、例示であって限定ではない以下の説明からより明らかとなろう。
【図面の簡単な説明】
【００３３】
【図１】本発明の方法による力学的波の生成を示す略図。
【図２】生物媒質の中の剪断波の指向性を示す略図。
【図３】本発明による人工膜の第１実施形態。
【図４ａ】本発明による人工膜の第２実施形態の断面図。
【図４ｂ】本発明による人工膜の第２実施形態の部分平面図。
【図５】本発明の特定の実施形態。
【発明を実施するための形態】
【００３４】
図１は、本発明の方法を使用した媒質１１における力学的波の生成について概略的に示している。この図では、方法は、界面１３の高さに集束される音波を適用する変換器１２により適用される。図１は、ほぼ双曲線であって変換器１２の中心線に対して対称な、焦点深度で互いに接近する２つの点線により平面内に波を集束させることを従来と同じように例証する。本発明の方法によれば、界面の深さに対応するものとして、焦点深度が正確に選択される。
【００３５】
集束波は有利には超音波である。図１の例では、界面１３は人工媒質１４を包囲する人工膜を使用して生産される。
媒質１４と媒質１１との間の動きの変位量により、音響放射力１５が生じ、これは、媒質１１を界面１３に対して支持し、媒質１１を押し、媒質１１内に力学的波を生成する。
【００３６】
したがって、本発明によれば、媒質は、異なる音響特性を有する２つの媒質１１および１４の界面１３に生成された音響放射力１５を使用して、機械的に刺激される。
音響放射力はすべての音伝搬を特徴とする現象である。伝搬媒質１１に位置する基本体積Ｖに加えられると、音波によって伝えられた動きの流入量と流出量の間の非ゼロバランスの後に音響放射力が作成される。多数の超音波サイクルで平均したこの非ゼロバランスは、以下により記述される力Ｆを生ずる：
【数１】
0005788141.tif 000002
【００３７】
式中、ρは媒質の密度を指し、ｐは圧力、ｖは基本速度、ｎは体積Ｖの表面の要素ｄＳに垂直な単一ベクトル、およびかぎ括弧は平均時間を指す。
したがって、媒質内部への集束により生じた音響放射力の振幅と、界面上での集束で得
られた放射力の振幅とを比較するために、音エネルギーの吸収により生成された体積放射力と、速度と密度という異なる特性を有する複数の媒質の界面で生成された表面放射力とについて、関心が向けられる。
【００３８】
αとして記される超音波吸収係数を備えた消音媒質中における特定の方向Ｏｚにおける強度Ｉおよび速度ｃの音波の伝搬を考慮する場合、放射力をその体積密度ｆによって表すことが一般的である：
ｆ＝２αＩｅｚ／ｃ
さらに、第１の媒質１４中での媒質１１との界面１３までの超音波の伝搬が考慮される。
【００３９】
界面１３の特定の効果により、界面１３上に表面の放射力１５が局所的に生成され、その結果、近くに位置する媒質１１のシフトが引き起こされる。
先に理解されたように、界面のこの押圧は、主要な振幅を有する力学的波を生成し、これが生物媒質１１中に広がる。
【００４０】
界面１３に垂直な平面入射超音波により形成されるので、πで記される界面１３での単位表面当たりの放射力１５は、以下のように表される（Ｓｈｕｔｉｌｏｖ  ＶＡ、Ｆｕｎｄａｍｅｎｔａｌ  Ｐｈｙｓｉｃｓ  ｏｆ  Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ、ｐ１３３，ＣＲＣ、１９８８）：
【数２】
0005788141.tif 000003
【００４１】
式中、Ｒは界面１３の（エネルギーに関する）反射係数であり、ｃ１４とｃ１１は媒質１４および１１中の超音波速度であり、Ｉは入射超音波ビームのエネルギーである。
媒質１１中における高さＨの特定の体積Ｖ、つまり、境界の１つが断線Ａ上の界面１３と一致する特定の体積、を考慮すると、強度Ｉを有する平面波が媒質１４の特定の体積に広がるときに生成された２つの種類の力の相対的貢献を比較することが可能である。
【００４２】
その後、体積Ｖは、媒質１１中での吸音により体積力Ｆｖｏｌを受け、２つの媒質１４と１１のコントラストにより断線Ａ上で表面力Ｆｓｕｒｆを受ける。表面力Ｆｓｕｒｆは
【数３】
0005788141.tif 000004
【００４３】
として表され、吸収により生成した体積放射力を第１近似
【数４】
0005788141.tif 000005
【００４４】
として表すことが可能である。
実際には、これらの桁の力の大きさが、集束される音響ビームの厚さに等しい断線Ａを有すると共に視野の深さの半分に等しい高さＨを有する界面１３上に軸方向に集束された、焦点の半分の領域に適用される。
【００４５】
そして、焦点の体積領域に作用する２つの力の比は、以下のように表される：
【数５】
0005788141.tif 000006
【００４６】
コントラストＲおよび
【数６】
0005788141.tif 000007
【００４７】
は小さいため、２つの力の比は以下のように表される：
【数７】
0005788141.tif 000008
【００４８】
この比によって取られる値は、主として界面１３を形成する材料の選択によって決まる。２Ｒ−γｃの項は事実上、界面材料のこの選択の関数である。２α１１Ｈの項に関しては、開口数Ｆ／Ｄ＝１および中心周波数５ＭＨｚを有する変換器の視野深度を考慮し、胸部での通常の減衰（１ｄＢ／ｍＨｚ／ｃｍ）を考慮すれば、結果は２α１１Ｈ≒０．１２である。それゆえ、２Ｒ−γｃが約０．２５となり、表面力が体積力の振幅の２倍となるには、界面材料の選択で十分であることが明らかである。
【００４９】
この目的で、速度コントラストを増大させるために、例えば弾性膜を使用することができる。そのような膜は、例えばラテックス、ポリウレタン、シリコーンである。本発明に有用な膜の製造にはラテックスが特に良好に適合されることが明らかである。
【００５０】
有利には、変換器１２は、媒質１１の超高速イメージング工程を実施するのに適している。かかる変換器によれば、画像は二次元であってもよいし三次元であってもよい。単純な静止変換器要素が使用される場合には、一次元（視線）に減らすことも可能である。この超高速イメージング工程は膜１３の高さに集束される超音波の適用工程と組み合わされる。その後、これらの工程の発生は、超音波の適用により作成される力学的波の伝搬速度の関数として同時にされる。
【００５１】
高品質なイメージを得るために、送られるエネルギーの損失により超音波イメージングが損傷を受けないように、反射係数が界面１３の高さで制限されることが保証される。これは、イメージングされる媒質のインピーダンスに近いインピーダンスを有する膜によっ
て囲まれた媒質を選択することを意味し、これにより界面での反射が有効に最小限となる。適切な材料の例を以下に挙げる。
【００５２】
本発明は弾性率計測法に特に焦点を当てているため、本発明の方法を使用して界面１３にて剪断波を生成することに関心が向けられる。
表面励起に起因する力学的波に対応する移動視野の特徴を指定するために、半無限固体の表面での応力によって引き起こされる弾性波の伝搬の理論に関心が向けられる。
【００５３】
そのような半無限固体は等方性の弾性の伝搬媒質１１である。３つの体積波と１つの表面波の、４種類の波が伝播し得る。体積波は、ヘッド波、圧縮波および剪断波から構成される。
【００５４】
剪断波に関して、Ｇｒｅｅｎ関数（ＧａｋｅｎｈｅｉｍｅｒおよびＭｉｋｌｏｗｉｔｚ、Ｔｒａｎｓｉｅｎｔ  ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ  ｏｆ  ａ  ｈａｌｆ  ｓｐａｃｅ  ｂｙ
ａ  ｐｏｉｎｔ  ｌｏａｄ  ｔｒａｖｅｌｌｉｎｇ  ｏｎ  ｔｈｅ  ｓｕｒｆａｃｅ  Ｉ，Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｍｅｃｈ．１９９６）の計算によって示されるのは、体積中で生成された剪断波が指向性を有するローブを示すことである。これは、局所的剪断源の二極性の挙動に由来する。
【００５５】
図２は、超音波が集束されるソース領域２６であって、媒質２１の表面に配置された界面２３に配置されたソース領域２６により生成された剪断波の指向性を概略的に示す。
超音波放射力２５は指向性ローブ２７および２７’により剪断波を生成し、指向性ローブ２７および２７’の最大限は界面２３における垂線から３５°に位置し、これらの力学的剪断波を示している。
【００５６】
実際、大型の媒質では、主要ローブは、その機械的性質が生物組織に典型的なものである媒質の場合には、界面２３における垂線に対して３５°に位置する。
特定の対象の一定の空間領域での剪断波の振幅を最大限にするために明らかなことは、この領域に対して３５°で局所的剪断源を配置することが適切であることである。
【００５７】
圧縮波は非常に大きな速度で広がることがよく知られており、例えばｃＴが剪断波の速度、ｃＬが圧縮波の速度とするとｃＬ≒３００ｃＴであることが観察される。力学的パルスがイメージングされるほどに短くされなければならない程度では、圧縮波は、イメージングされた領域から非常に迅速に回避する傾向がある。
【００５８】
従って、シフト視野が剪断波の速度にほぼ等しい他の速度波の明示となるよう、約４ｃｍの深さに位置する領域には、数十μ秒、例えば３０μｓで達すれば十分である。
ヘッド波は、応力の連続性を保証し、界面でのゼロ振幅を有する。ヘッド波は、所定方向を向いた剪断波の形で体積中のそのエネルギーの一部の生成することにより、圧縮波の形で表面で広がる。この特定の角度は以下の式により与えられる：
【数８】
0005788141.tif 000009
【００５９】
式中、ｃＴは剪断波の速度であり、ｃＬは圧縮波の速度である。
しかし、剪断波と圧縮波の速度の値は、それぞれ約５ｍ／ｓおよび約１５００ｍ／ｓである。従って、特定の角度はほぼ０であり、このヘッド波は媒質を貫通しない。したがっ
て、イメージングは媒質中のわずかな深さで行われるので観察できないだろう。
【００６０】
表面波（すなわちレイリー波Ｒ）は、軸ｚによると垂直なエバネッセント成分を有するため、実際には体積で検知されるだろう。この成分は生物媒質中の波長、すなわち約１ｃｍの深さに延びる。
【００６１】
この表面波の伝搬速度は以下のＶｉｋｔｏｒｏｖ式により高精度で与えられる：
【数９】
0005788141.tif 000010
【００６２】
式中、ｃＲは表面波の速度である。
したがって、表面波は剪断波の速度とほぼ同一の速度を有している。
従って、波Ｒと剪断波を一時的に分離することが実際には不可能であることが明らかである。しかしながら、ここでは、イメージングがかなりわずかの深さで行われるため、かかる波が剪断波に重ね合わされない。剪断波に重ね合わされる場合さえ、ｃＲ≒ｃＴであるから、その存在は速度ｃＴの測定値をわずかに変えるにすぎないだろう。
【００６３】
図３は、本発明による人工膜の第１実施形態を示す。
この実施形態は特に、集束超音波治療の方法と組み合わせて適合される。実際、そのような治療法は、超音波変換器と生物媒質の間にカップリング媒質の存在を要求する。そのようなカップリング媒質は、一般に、本発明の実施に有利に使用され得る、水で満たされた膜によって構成されたウォーターポケットである。
【００６４】
そのようなウォーターポケットが存在すると、まさにカップリング媒質のために、直接的な機械的接触による剪断波の生成がほとんど不可能であることは明らかである。
生物媒質を弾性率計測法によりイメージングして、処理の進行に関連する弾性特性の進展を監視する場合、上記のことは有害である。さらに、生物媒質内に体積放射力を生成することが可能な場合でも、媒質中で生成可能な体積放射圧は、ウォーターポケットと媒質との間の界面における超音波エネルギー損失により相当に減少されるだろう。
【００６５】
図３で正確に示された本発明の実施形態は、ウォーターポケットの存在にもかかわらず生物媒質３１で力学的剪断波を生成することによりかかる欠点を除去する。
図３に示されるアセンブリは、超音波変換器３２を担持するイメージングプローブ３８を使用する。このイメージングプローブ３８はウォーターポケットに適用され、膜３４’によって囲まれるカップリング媒質３４を定義する。ウォーターポケットは生物媒質３１（例えば胸部）の表面に配置され、界面３３を定義する。
【００６６】
力学的波、より正確には媒質３１中の剪断波を作成するために、本発明の方法は膜３４’の高さにおける界面効果を使用する。
その後、かかる剪断波のイメージングにより、いつ観察された媒質３１でもその弾性の地図作成を実現することが可能である。
【００６７】
集束超音波処理中に本発明の方法を使用した場合、全く同一のイメージングプローブ３８の使用により治療領域の弾性の変化を容易に追跡することが可能となる。そのようなイメージングプローブ３８は、力学的波を生成する工程と、それに連続して、媒質３１を同時にイメージングする工程とを実行することにより、処理を達成するだけでなく弾性の測
定を局所的に引き起こすようにプログラムされる。
【００６８】
さらに、本発明は、媒質３１に関連して行われることを観察する関数として界面のパラメータを調節することが可能である。
実際、主として媒質３１の音響パラメータと超音波ビームの強度とに依存する体積放射力とは反対に、２つの媒質３４と３１との間の界面３３に生成された放射力３５はオペレータにより調節され得る他のパラメータに依存する。界面放射力は、実際には、音響インピーダンスの比、２つの媒質中の音速比、または膜の厚さにすら依存する。
【００６９】
詳細には、かかるパラメータを調節するために十分に選択された膜材料を使用して、界面３３における放射圧を増幅することが可能である。
また、２つの媒質３１および３４の音響インピーダンスが隣接するが２つの媒質３１および３４が異なる音速度を有することが賢明である。これは、大きな放射圧を形成すると同時に、超音波画像診断に有害な界面３３における反射が回避される。
【００７０】
これに留意すると、シリコーン、またはクロロホルム、またはさらにはモノクロロベンゼン、またはニトロメタン、またはさらにはカリウムで充満された弾性膜が、有利に使用されるだろう。
【００７１】
これらの材料は、実際、生物媒質の音響インピーダンスに近い音響インピーダンスを有するが、非常に異なる音速を有する。
図４は、本発明による人工膜の第２実施形態を例証する。この実施形態では、界面４３を構成する膜４４’が、媒質４１中に位置する対象領域６６での力学的波の振幅および指向性を制限および増幅可能にするものである。
【００７２】
実際、表面で振動する剪断源が十分に配置された場合、これは、力学的波の振幅、より詳細にはその軸方向の成分が増大される領域を定義する。
図４の例では、非一定の厚さおよび組成の膜が利用される。表面源の空間配置は、実際には、媒質４１との界面４３の高さで厚さおよび／または組成が非均質である膜を使用して実現され得る。
【００７３】
図４ａおよび４ｂは、対象領域６６上に力学的波を集束させるのに適した、カップリング媒質４４を包囲する膜４４’の特定の実施形態について説明している。
図４ａは断線Ａ−Ａであり、図４ｂは断線Ｂ−Ｂにおける部分平面図である。
【００７４】
対象領域６６は深さＺで配置され、膜４４’の特性は厚さまたは組成に関するこの深さＺの関数として決定される。図４の例では、膜４４’の厚さは図４ｂに示された円環状の頂上部材領域４９上で増加し、対象領域６６と円環状の頂上部材４９は約３５°の円錐を形成する。
【００７５】
音波が膜４４’に送られると、膜の厚さまたは膜の組成が局所的に最適化されているので、実質的な軸方向シフトが音響放射力４５を介して円環状の頂上部材４９の高さで起こる。
【００７６】
円環状の頂上部材４９の回転が回転軸ＡＸの周囲で対称であるため、軸方向シフトが加えられ、伝搬により、膜源の主な放射ローブの各々に配置された対象領域６６では最大の振幅となる。
【００７７】
異なる深さＺの対象領域６６に到達するためには、様々な膜の構成の可能性があることが明らかである。
円環状の頂上部材だけでなく長方形などの種々の形状でも膜４４’の非一様化はなし得る。連続的なレリーフ表面の代わりに、円環状の頂上部材にスパイクを配置してもよい。
【００７８】
最後に、図５は、生物媒質５１内に存在する生物界面５３が本発明の方法により利用された、本発明の特定の実施形態を示す。本発明によれば、変換器５２を利用して、界面５３のレベルで、すなわち界面の深さでかつ界面の方向に集束される超音波が適用される。
【００７９】
界面の効果によって、超音波は、生物媒質５１に含まれる生物媒質５４内で力学的剪断を引き起こす表面放射力５５を生成する。その後、変換器５２を利用して、これらの剪断波の伝搬をイメージングし、かつこの観察から媒質５４の機械的性質を得る。
【００８０】
図５に示されるように、生物媒質５１中に存在する生物媒質５４を特徴付けるために本発明の方法が利用される場合、媒質５１の機械的性質もそこから得ることが可能であることに留意する。実際、方向Ｏｚに存在する第２の界面５３’が媒質５１内に剪断力を生成するだけでなく、生物媒質５４のサイズは一般に、界面５３で生成された剪断波も媒質５１中に伝搬するサイズである。媒質全体をイメージングする場合、各媒質５１および５４ならびにそれらの各界面５３および５３’に対して特性が得られる。
【００８１】
最後に、本発明の原理に従って、以下の特許請求の範囲にて定義されるような種々の実施をなし得ることが明らかである。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４ａ】
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【図４ｂ】
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【図５】
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