(57)【要約】患者のボディ又は器官等のオブジェクト内の残響剪断波フィールドが一つ又はそれ以上の選択した方向において変形を発生し、それが超音波又はＭＲ装置又はその他のイメージング装置等のイメージング形式で測定されて、時間増分にわたり一つ又はそれ以上の選択した方向においての変形、次いでＲＯＩの硬さ又はその他のパラメータ等の粘弾性特性を推定する。【選択図】  図１
2020500670.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ボディ内の隠れた興味のある領域の粘弾性特性を推定するために該ボディ内で残響剪断波フィールドを使用するシステムにおいて、
測定期間にわたり振動し且つ相互に且つ該ボディ内の構造物と相互作用する選択した周波数において複数の剪断波を発生させてその際に前記複数の剪断波の連続的な三次元重ね合わせである該ボディ内に残響剪断波フィールドを発生させる形態とされている振動源、
前記残響剪断波フィールドの存在下において第１の選択した方向において前記測定期間にわたり該ボディ内の興味のある領域の運動を測定し且つ該測定した運動の推定値を発生させる形態とされているイメージング装置、
該剪断波の該選択した周波数及び前記測定した運動の推定値を入力として受け取り且つ剪断波の複数の方向を同様に分布しているとして処理するコンピュータアルゴリズムで該入力を処理して該ボディにおける前記興味のある領域の一つ又はそれ以上の粘弾性特性の推定値を提供する形態とされているイメージプロセッサ、
該興味のある領域の前記一つ又はそれ以上の粘弾性特性の前記推定値を表示する形態とされているコンピュータディスプレイ、及び
前記振動源、イメージング装置、イメージプロセッサ、及びコンピュータディスプレイと動作結合されておりそれらの動作を制御するコントローラ、
を有しているシステム。
【請求項２】
該イメージング装置が、超音波変換器を包含しており且つ該興味のある領域の超音波画像の時間シーケンス及び前記測定した運動の推定値を提供する形態とされている超音波スキャナーである請求項１記載のシステム。
【請求項３】
該イメージング装置が、該興味のある領域の磁気共鳴画像の時間シーケンス及び前記測定した運動の推定値を提供する形態とされている磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）マシンである請求項１記載のシステム。
【請求項４】
該イメージング装置が、該興味のある領域のＯＴＣ画像の時間シーケンス及び前記測定した運動の推定値を提供する形態とされている光学的コヒーレンストモグラフィ（ＯＴＣ）システムである請求項１記載のシステム。
【請求項５】
該イメージング装置が、該興味のある領域のＸ線画像の時間シーケンス及び前記測定した運動の推定値を提供する形態とされているＸ線イメージングシステムである請求項１記載のシステム。
【請求項６】
該振動源が実質的に同一の周波数を有する剪断波を発生する形態とされている請求項１記載のシステム。
【請求項７】
該振動源が３０−１０００Ｈｚの範囲内の一つ又はそれ以上の周波数において剪断波を発生する請求項１記載のシステム。
【請求項８】
該振動源が１６００−２４００Ｈｚの範囲内の一つ又はそれ以上の周波数において剪断波を発生する請求項１記載のシステム。
【請求項９】
該振動源が１０００−４０００Ｈｚの範囲内の一つ又はそれ以上の周波数において剪断波を発生する請求項１記載のシステム。
【請求項１０】
該振動源が３−７個の個別的な振動源を具備している請求項１記載のシステム。
【請求項１１】
該振動源が７個を超える数の個別的な振動源を具備している請求項１記載のシステム。
【請求項１２】
該振動源が拡張型振動表面である請求項１記載のシステム。
【請求項１３】
前記測定した運動の推定値が、複数のそれぞれの時間においての該興味のある領域の前記第１の選択した方向においての位置及び前記第１の選択した方向においての該位置の変化の速度を包含しており、且つ該イメージプロセッサが該興味のある領域の画像を採取し且つ前記一つ又はそれ以上の推定値を前記画像の自己相関の関数として計算する形態とされている請求項１記載のシステム。
【請求項１４】
該イメージング装置が、更に、第２の選択した方向における運動を測定し且つ該第２の方向においての該測定した運動の推定値を提供する形態とされている請求項１記載のシステム。
【請求項１５】
該イメージプロセッサが該興味のある領域内の複数の点の各々の前記一つ又はそれ以上の粘弾性特性からなるマップを提供する形態とされている請求項１記載のシステム。
【請求項１６】
該イメージプロセッサが該興味のある領域内の複数の点の各々の前記一つ又はそれ以上の粘弾性特性からなる二次元マップを提供する形態とされている請求項１記載のシステム。
【請求項１７】
該イメージプロセッサが該興味のある領域内の複数の点の各々の前記一つ又はそれ以上の粘弾性特性からなる三次元マップを提供する形態とされている請求項１記載のシステム。
【請求項１８】
ボディ内の隠れた興味のある領域の粘弾性特性を推定するために該ボディ内の残響剪断波フィールドを使用する方法において、
該ボディ内に残響剪断波フィールドを発生させるために相互に且つ該ボディ内の構造物と相互作用する複数の剪断波を選択した周波数において発生させ、
前記残響剪断波フィールドの存在下において該ボディ内の興味のある領域を撮像し且つ選択した第１の方向において該興味のある領域の運動の推定値を発生させるためにイメージング装置を使用し、
該ボディ内の前記興味のある領域の一つ又はそれ以上の粘弾性特性を提供するために、該剪断波の該選択した周波数の測定値及び前記測定した運動の推定値を剪断波の複数の方向が同様に分布しているとして取り扱うコンピュータアルゴリズムによってコンピュータ処理し、
該興味のある領域の一つ又はそれ以上の粘弾性特性の前記推定値をコンピュータディスプレイ上に表示させ、及び
剪断波を発生させる前記ステップ、イメージングを行う前記ステップ、コンピュータ処理を行う前記ステップ、コンピュータ表示を行う前記ステップの夫々の動作を制御するために前記各ステップと相互作用する、
ことを包含している方法。
【請求項１９】
前記イメージング装置を使用するステップが、該興味のある領域の超音波画像の前記時間シーケンス及び前記運動の推定値を発生するために超音波スキャナーを使用することを包含している請求項１８記載の方法。
【請求項２０】
該イメージング装置を使用するステップが、該興味のある領域の超音波画像の前記時間シーケンス及び前記運動の推定値を発生するためにＭＲＩスキャナーを使用することを包含している請求項１８記載の方法。
【請求項２１】
該イメージング装置を使用するステップが、該興味のある領域のＯＴＣ画像の時間シーケンス及び前記運動の推定値を提供する形態とされている光学的コヒーレンストモグラフィ（ＯＴＣ）を使用することを包含している請求項１８記載の方法。
【請求項２２】
該イメージング装置を使用するステップが、該興味のある領域のＸ線画像の時間シーケンス及び前記運動の推定値を発生する形態とされているＸ線イメージングシステムを使用することを包含している請求項１８記載の方法。
【請求項２３】
該イメージング装置を使用するステップが、更に、第２の選択した方向において該興味のある領域の運動を測定し且つ該第２の方向における該測定した運動の測定値を提供することを包含しており、且つ該コンピュータ処理を行うステップが、該第１及び第２の両方の方向における運動の推定値を使用して一つ又はそれ以上の粘弾性特性の前記推定値を提供することを包含している請求項１８記載の方法。
【請求項２４】
該コンピュータ処理を行うステップが、更に、該興味のある領域内の複数の点の各々の前記一つ又はそれ以上の粘弾性特性の推定値を提供することを包含している請求項１８記載の方法。
【請求項２５】
該コンピュータ処理を行うステップが、該興味のある領域内の複数の点の各々の前記一つ又はそれ以上の粘弾性特性からなる三次元マップを提供する請求項１８記載の方法。
【請求項２６】
該イメージング装置を使用するステップが、前記運動の推定値を発生させるために前記複数の画像の自己相関を実施することを包含している請求項１８記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本特許出願は、例えば患者における病変などの内部ボディ構造の弾性及び硬さなどの粘弾性特性を推定するシステム及び方法に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
例えば、腹部や胸部における或る塊が良性であるか又はガン性であるかを決定する場合の助けとしてその塊の硬さを評価するため、又は病変のその他の特性を決定するために、患者の興味のある領域（ＲＯＩ）などの生物力学的特性を推定するためにエラストグラフィ（elastography）が最近使用されている。原理的には、該ＲＯＩへ力を付与し、超音波又はＭＲＩなどのイメージングモダリティ、即ち撮像技法、によって測定されるような該ＲＯＩが該付与された力に応答して変形又は移動する態様が硬さの表示として使用される。既知の技術は、（ａ）準静的エラストグラフィ、この場合には、圧縮に起因する興味のある領域及びその周辺部の形状変化が測定される、（ｂ）音響放射力インパルスイメージング（ＡＲＦＩ）、この場合には、フォーカスした超音波ビームがビーム方向に沿ってＲＯＩを押す態様が硬さの分量として使用される、（ｃ）剪断波弾性イメージング（ＳＷＥＩ）、これはＡＲＦＩに類似しているがビーム方向に対して垂直なＲＯＩ変位が硬さの分量である、及び（ｄ）超音波剪断イメージング（ＳＳＩ）、この場合には、ＲＯＩを押す音響放射力が剪断波を発生し且つこれらの波の速度が硬さの分量である、を包含している。磁気共鳴エラストグラフィにおいては、患者における剪断波の速度が硬さの分量として使用される。
【０００３】
以下の背景のより詳細な説明において、及び本新たなアプローチの記載において、文献を括弧をつけて同定しており、これらの文献の完全なる引用は本明細書の終わりに提供している。全ての引用文献は引用により本書に取り込まれている。
【０００４】
細胞組織の生物力学的特性を推定し且つ画像形成するための技術のたくましい開発が行われている（Ｐａｒｋｅｒ  ｅｔ  ａｌ．，２０１１）。印加する刺激は準静的、過渡的、又は連続的な波とすることが可能である。これらの各々は逆解法に対する独特の数学及び技術を有している（Ｄｏｙｌｅｙ，２０１２）が、全て生物力学的応答の一つの連続体上に存在している（Ｐａｒｋｅｒ  ｅｔ  ａｌ．，２００５；Ｐａｒｋｅｒ，２０１３）。剪断波伝播は顕著な注目を集めたが、多くのアプローチにおける固有的なチャレンジは器官境界及び内部不均一部分からの反射波の存在である。これらの反射波は、連続波適用例におけるモーダルパターン（Ｐａｒｋｅｒ及びＬｅｒｎｅｒ，１９９２；Ｔａｙｌｅｒ  ａｌ．、２０００）、及び過渡的実験における後方進行波（Ｒｉｎｇｌｅｂ  ｅｔ  ａｌ．、２００５）が原因となるものである。反射波の幾つかのタイプは指向性フィルタリングを使用して取り除くことが可能である（Ｐｅｎｇｆｅｉ  ｅｔ  ａｌ．，２０１２：ＭｃＬａｕｇｈｌｉｎ及びＲｅｎｚｉ，２００６；Ｄｅｆｆｉｅｕｘ  ｅｔ  ａｌ．，２０１１；Ｍａｎｄｕｃａ  ｅｔ  ａｌ．、２００３；Ｅｎｇｅｌ及びＢａｓｈｆｏｒｄ，２０１５：Ｈａｈ  ｅｔ  ａｌ．，２０１２）。
【０００５】
未知の組織硬さを取り除くために、連続的剪断波インバージョンアプローチが開発されている。該アプローチは、磁気共鳴エラストグラフィ（ＭＲＥ）（Ｖａｎ  Ｈｏｕｔｅｎ  ｅｔ  ａｌ．，２００１；Ｒｉｎｇｌｅｂ  ｅｔ  ａｌ．，２００５；Ｒｏｍａｎｏ  ｅｔ  ａｌ．，２０００；Ｓｉｎｋｕｓ  ｅｔ  ａｌ．，２０００；Ｏｌｉｐｈａｎｔ  ｅｔ  ａｌ．，２００１）及び音響エラストグラフィ（Ｐａｒｋｅｒ及びＬｅｒｎｅｒ，１９９２；Ｆａｉ  ｅｔ  ａｌ．，１９９８；Ｆｕ  ｅｔ  ａｌ．，１９９９）におけるヘルムホルツ方程式のインバージョンを包含している。ランダム信号を使用する水中音響及び地力学に対する別のクラスの推定が開発されており（Ｒｏｕｘ  ｅｔ  ａｌ．，２００５）、且つ柔らかい組織におけるノイズ相関測定に拡張されている（Ｇａｌｌｏｔ  ｅｔ  ａｌ．，２０１１；Ｇａｔｈｅｌｉｎｅ  ｅｔ  ａｌ．，２００８；Ｂｒｕｍ  ｅｔ  ａｌ．，２０１５）。これらは、２つの点において測定されたノイズ関数の空間コヒーレンスを関与させ、且つグリーンの関数（Ｇｒｅｅｎ’ｓ  ｆｕｎｃｔｉｏｎｓ）及び時間逆解としてリキャスト、即ち、作り直すことが可能である。肝臓のような大きな器官において多数の波方向を発生させるために機械的振動源を使用するアプローチがＴｚｓｃｈａｔｚｓｃｈ  ｅｔ  ａｌ．によって開発されている（２０１４；２０１５；２０１６）。確率アプローチを使用して、彼らは方向の関数として最小波数を見つけることにより剪断波速度を特性付ける。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００６】
【非特許文献１】アブラモウイッツ  エム及びステガン  アイ  エイ  １９６４ハンドブックオブマセマティカルファンクションズ  ウィズ  フォームラズ、グラフス、アンドマセマティカルテーブルズ（Abramowitz M and Stegun IA 1964 Handbook of mathematicalfunctions with formulas, graphs, and mathematical tables）(Washington; U.S. Govt. Print. Offi.)
【非特許文献２】バヅール  エヌ  ２０１１  マルチディメンジョナル  ウエーブフィールドシグナルセオリ：マセマティカルファウンデーションズ（Baddour N 2011 Multidimensional wave field signal theory: mathematical foundations）AIP Advances 1 0221201-02212024
【非特許文献３】ブレースウエル  アール  エヌ  １９６５  ザ  フーリエトランスフォームアンドイッツアプリケーションズ（Bracewell R N 1965 The Fourier transform and its applications）(New York; McGraw-Hill)
【非特許文献４】ブラム  ジェイ、キャスリン  エス、ベネチ  エヌ、アンド  ネグレイラ  シー  ２０１５  クヮンティテイティブ  シェア  エラスティシティ  イメージング  フロム  ア  コンプレックス  エラスティック  ウエーブフィールド  イン  ソフト  ソリッド  ウイズ  アプリケーション  ツー  パッシブ  エラストグラフィ（Brum J, Catheline S, Benech N and Negreria C 2015 Quantitative shear elasticity imaging from a complex elastic wavefield in soft solids with applications to passive elastography） IEEE Trans. Ultrason Ferroelectgr Freq Control 62 673-85
【非特許文献５】キャスリン  エス、ベネチ  エヌ、ブラム  ジェイ  アンド  ネグレイラ  シー  ２００８  タイムリバーサル  オブ  エラスティック  ウエーブ  イン  ソフト  ソリッド（Catheline S, Benech N, Brum J and Negreira C 2008 Time reversal of elastic waves in soft solids） Physical review letters 100 064301
【非特許文献６】クック  アール  ケイ、ウオーターハウス  アール  ブイ、ベレンド  アール  ディ、イーデルマン  エス、アンド  トンプソン  エム  シー  １９５５  メジャメント  オブ  コリレーション  コエフィシェント  イン  リバービラント  サウンド  フィールド（Cook R K, Waterhouse R V, Berendt R D, Edelman S and Thompson M C 1955 Measurement of correlation coefficients in reverberant sound fields） Jacoust Soc Am 27 1072-7
【非特許文献７】デフュクス  ティ、ゲニソン  ジェイ  エル、バーコフ  ジェイ、アンド  タンター  エム  ２０１１  オン  ザ  エフェクツ  オブ  リフレクテッド  ウエーブ  イン  トランジエント  シェア  ウエーブ  エラストグラフィ（Deffieux T, Gennisson J L, Bercoff J and Tanter M 2011 On the effects of refleclted waves in transient shear wave elastography） IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control 58 2032-5
【非特許文献８】ドイリー  エム  エム  ２０１２  モデルベースト  エラストグラフィ：  ア  サーベイ  オブ  アプローチズ  ツー  ザ  インバース  エラスティシチ  プロブレム（Doyley M M 2012 Model-based elastography: a survey of approaches to the inverse elasticity problem） Phys Med Biol 57 R35-R73
【非特許文献９】エンゲル  エイ  ジェイ  アンド  バッシュフォード  ジー  アール  ２０１５  ア  ニュウ  メサッド  フォー  シェア  ウエーブ  スピード  エスティメーション  イン  シェア  ウエーブ  エラストグラフィ（Engel A J and Bashford G R 2015 A new method for shear wave speed estimation in shear wave elastography） IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control 62 2106-14
【非特許文献１０】ファイ  ワイ、レビンソン  エス  エフ、ドングシャン  エフ、アンド  パーカー  ケイ  ジェイ  １９９８  フィーチャーアダプティブ  モーション  トラッキング  オブ  ウルトラサウンド  イメージ  シーケンシズ  ユージング  ア  デフォーマブル  メッシュ（Fai Y, Levinson S F, Dongshan F and Parker K J 1998 Feature-adaptive motion tracking of ultrasound image sequences using a deformable mesh） IEEE Trans Med Imaging 17 945-56
【非特許文献１１】フー  ディ、レビンソン  エス  エフ、グレースウキ  エス  エム、アンド  パーカー  ケイ  ジェイ  １９９９  ソリューション  オブ  ザ  インバース  プロブレム  イン  ソノエラストグラフィ  ユージング  アン  アイタレイティブ  フォアワード  アプローチ（Fu D, Levinson S F, Graceswki S M and Parker K J 1999 Solution of the inverse problem in sonoelllllastography using an iterative forward approach）  Ultrasonic Imaging and Tissue Characterization Symposium, pp 61-2
【非特許文献１２】ギャロット  ティ、キャスリン  エス、ロークス  ピー、ブラム  ジェイ、ベネチ  エヌ、アンド  ネグレリア  シー  ２０１１  パッシブ  エラストグラフィ：  シェアーウエーブ  トモグラフィ  フロム  フィジオロジカル−ノイズ  コリレーション  イン  ソフト  ティッシューズ（Gallot T, Catheline S, Roux P, Brum J, Benech N and Negreria C 2011 Passive elastography: shear-wave tomography from physiological-noise correlation in soft tissues） IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control 58 1122-6
【非特許文献１３】ハー  ゼット、ハザード  シー、ミルズ  ビー、バリー  シー、ルーベンス  ディ、アンド  パーカー  ケイ  ２０１２  インテグレーション  オブ  クローリング  ウエーブズ  イン  アン  ウルトラサウンド  イメージング  システム。  パート２：  シグナル  プロセシング  アンド  アプリケーションズ（Hah Z, Hazard C, Mills B, Barry C, Rubens D and Parker K 2012 Integration of Crawling Waves in an Ultrasound Imaging System. Part 2: Signal Processing and Applications） Ultrasound Med Biol 38 312-23
【非特許文献１４】ロウパス  ティ、ピーターソン  アール  ビー、アンド  ギル  アール  ダブリュ  １９５５  エクスペリメンタル  エバリュエーション  オブ  ベロシティ  アンド  パワー  エスティメーション  フォー  ウルトラサウンド  ブラッド  フロー  イメージング、  バイ  ミーンズ  オブ  ア  ツージメンジョナル  オートコリレーション  アプローチ（Loupas T, Peterson R B and Gill R W 1995 Experimental evaluation of velocity and power estimation for ultrasound blood flow imaging, by means of a two-dimensional autocorrelation aproach） IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Control 42 689-99
【非特許文献１５】マンヂュカ  エイ、レイク  ディ  エス、クルース  エス  エイ、アンド  イーマン  アール  エル  ２００３  スペーシオ−テンポラル  ディレクショナル  フィルタリング  フォー  インプルーブド  インバージョン  オブ  エムアール  エラストグラフィ  イメージズ（Manduca A, Lake D S, Kruse S A and Ehman R L 2003 Spatio-temopral directional filtering for improved inversion of MR elastography images） Med Image Anal 7 465-73
【非特許文献１６】マクローリン  ジェイ  アンド  レンジ  ディ  ２００６  シェア  ウエーブ  スピード  リカバリ  イン  トランジエント  エラストグラフィ  アンド  スーパーソニック  イメージング  ユージング  プロパゲイティング  フロンツ（MaLaughlin J and Renzi D 2006 Shear wave speed recovery in transient elastography and supersonic imaging using propagating fronts） Inverse Probl 22 681-706
【非特許文献１７】オリファンと  ティ  イー、マンヂュカ  エイ、イーマン  アール  エル  アンド  グリーンリーフ  ジェイ  エフ  ２００１  コンプレックス−バリュード  スティッフネス  リコンストラクション  フォー  マグネティック  レゾナンス  エラストグラフィ  バイ  アルジェブレイク  インバージョン  オブ  ザ  ディフィレンシャル  イクエーション（Oliphant T E, Manduca A, Ehman R L and Greenleaf J F 2001 Complex-valued stiffness reconstruction for magnetic resonance elastography by algebraic inversion of the differential equation） Magn Reson med 45 299-310
【非特許文献１８】パーカー  ケイ  ジェイ  ２０１３  イメージング  イン  メディカル  ダイアゴノシス  アンド  セラピイ（Parker K J 2013 Imaging in medical diagnosis and therapy） (Boca Raton, FL: CRC Press) pp xvii, 331p
【非特許文献１９】パーカー  ケイ  ジェイ、ドイリイ  エム  エム  アンド  ルーベンス  ディ  ジェイ  ２０１１  イメージング  ザ  エラスティック  プロパティズ  オブ  ティッシュー：  ザ  ２０イヤー  パースペクティブ（Parker K J, Doyley M M and Rubens D J 2011 Imaging the elastic properties of tissue: the 20 year perspective） Phys Med Bilo 56 R1-R29
【非特許文献２０】パーカー  ケイ  ジェイ  アンド  ラーナー  アール  エム  １９９２  ソノエラスティシティ  オブ  オーガンズ：  シェア  ウエーブズ  リング  ア  ベル（Parker K J and lerner R M 1992 Sonoelasticity of organs: shear waves ring a bell） J Ultrasound Med 11 387-92
【非特許文献２１】パーカー  ケイ  ジェイ  アンド  メイ  ビー  エイ  １９８４  パーシャリ  コヒーレント  ラディエーション  フロム  リバービラント  チャンバーズ（Parker K J and Maye B A 1984 Partially coherent radiation from reverberant chambers） J Acoust SocAm 76 309-13
【非特許文献２２】パーカー  ケイ  ジェイ、テイラー  エル  エス、グレースウスキ  エス、アンド  ルーベンス  ディ  ジェイ  ２００５  ア  ユニファイド  ビュー  オブ  イメージング  ザ  エラスティック  プロパティズ  オブ  ティッシュー（Parker K J, Taylor L S, Gracewski S and Rubens D J 2005 A unified view of imaging the elastic properties of tissue） J Acoust Soc M 117 2705-12
【非特許文献２３】ペンフェイ  エス、ヘング  ゼット、マンヂュカ  エイ、アーバン  エム  ダブリュ、グリーンリーフ  ジェイ  エフ、アンド  シガオ  シー  ２０１２  コーム−プッシュ  エラスティシティ  シェア  エラストグラフィ（ＣＵＳＥ）：  ア  ノーベル  メッソド  フォー  ツージメンジョナル  シェア  エラスティシティ  イメージング  オブ  ソフト  ティッシュー（Pengfei S, Heng Z, Manduca A, Urban M W, Greenleaf J F and Shigao C 2012 Comb-push ultrasound shear elastography (CUSE): a novel method for two-dimensional shear elasticity imaging of soft tissues） IEEE Trans Med Imaging 31 1821-32
【非特許文献２４】ピアース  エイ  ディ  １９８１  マクグローヒル  シリーズ  イン  メカニカルエンジニアリング（Pierce A D 1981 McGraw-Hill series in mechanical engineering）(New York: McGraw-Hill Book Co.)
【非特許文献２５】リングレブ  エス  アイ、チェン  キュー、レイク  ディ  エス、マンデューカ  エイ、イーマン  アール  エル  アンド  アン  ケイ  エヌ  ２００５  クワンティテイティブ  シェア  ウエーブ  マグネティック  レゾナンス  エラストグラフィ：  コンパリゾン  ツー  ア  ダイナミック  シェア  マテリアル（Ringleb S I,Chen Q, Lake D S, Manduca A, Ehman R L and An K N 2005 Quantitative shear wave magnetic resonance elastography: comparison to a dynamic shear material） testMagn Reson Med 53 1197-201
【非特許文献２６】ロマノ  エイ  ジェイ、ブカロ  ジェイ  エイ、イーマン  アール  エル  アンド  シロン  ジェイ  ジェイ  ２０００  エバリュエーション  オブ  ア  マテリアル  パラメータ  エクストラクション  アルゴリズム  ユージング  ＭＲＩ−ベースト  ディスプレイスメント  メジャメンツ（Romano A J, Bucaro J A, Ehnan R L and Shirron JJ 2000 Evaluation of a material parameter extraction algorithm using MRI-based displacement measurements）IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control 47 1575-81
【非特許文献２７】ロー  ピイ、サブラ  ケイ  ジー、クッパーマン  ダブリュ  エイ  アンド  ロー  エイ  ２００５  エンビエント  ノイズ  クロス  コリレーション  イン  フリー  スぺース：  セオリティカル  アプローチ（Roux P, Sabra K G, Kuperman W A and Roux A 2005 Ambient noise cross correlation in free space: theoretical approach） J Acoust Soc Am 117 79-84
【非特許文献２８】シンクス  アール、ロレンツエン  ジェイ、シュレーダー  ディ、ロレンツエン  エム、ダアーガッツ  エム、アンド  ホルツ  ディ  ２０００  ハイレゾリューション  テンサー  ＭＲ  エラストグラフィ  フォー  ブレスト  チューモア  ディテクション（Sinkus R, Lorenzen J, Schraeer D, Lorenzen M, Dargatz M and Holz D 2000 High-resolution rensor MR elastography for breast tumour detection） Phys Med Biol 45 1649-64
【非特許文献２９】テイラー  エル  エス、ポーター  ビー  シー、ルーベンス  ディ  ジェイ、アンド  パーカー  ケイ  ジェイ  ２０００  スリーディメンジョナル  ソノエラストグラフィ：  プリンシプルズ  アンド  プラクティシーズ（Taylor L S, Porter B C, Rubens D J and Parker K J 2000 Three-dimensional sonoelastography: principles and practices） Phys Med Biol 45 1477-94
【非特許文献３０】ツシャッシュ  エイチ、グオ  ジェイ、ディットマン  エフ、ヒルシュ  エス、バーンヒル  イー、ジョーレンズ  ケイ、ブラウン  ジェイ、アンド  サック  アイ  ２０１６  トモエラストグラフィ  バイ  マルチフリークエンシ  ウエーブ  ナンバー  リカバリ  フロム  タイム−ハーモニック  プロパゲイティング  シェア  ウエーブズ（Tzscheatzsch H, Guo J, Dittmann F, Hirsch S, Barnhill E, Johrens K, Braun J and Sack I 2016 Tomoelastography by multifrequency wave number rexovery from time-harmonic propagating shear waves） Med Image Anal 30 1-10
【非特許文献３１】ツシャッシュ  エイチ、イペク−ユゲイ  エス、グオ  ジェイ、ストレイトベーガー  ケイ  ジェイ、ゲンツ  イー、フィッシャー  ティ、クラウア  アール、シュルツ  エム、ブラウン  ジェイ、アンド  サック  アイ  ２０１４  インビボ  タイム−ハーモニック  マルチフリークエンシ  エラストグラフィ  オブ  ザ  ヒューマン  リバー（Tzscheatzsch H, Ipek-Ugay S, Guo J, Streitgerger K J, Gentz E, Fischer T, Klaua R, Schultz M, Braun J and Sack I 2014 In vivo time-harmonic multifrequency elastography of the human liver） Phys Med Biol 59 1641-54
【非特許文献３２】ツシャッシュ  エイチ、イペク−ユゲイ  エス、トロング  エム  エヌ、グオ  ジェイ、エッガー  ジェイ、ゲンツ  イー、フィッシャー  ティ、シュルツ  エム、ブラウン  ジェイ、アンド  サック  アイ  ２０１５  マルチフリークエンシ  タイム−ハーモニック  エラストグラフィ  フォー  ザ  メジャメント  オブ  リバー  ビスコエラスティシティ  イン  ラージ  ティッシュー  ウインドウズ（Tzscheatzsch H, Ipek-Ugay S, Trong M N, Guo J, Eggers J, Gentz E, Fischer T, Schultz M, Braun J and Sack I 2015 Multifrequency time-harmonic elastography for the measurement of liver viscoelsasicity in large tissue windows） Ultrasound Med Biol 41 724-33
【非特許文献３３】バンフーテン  イー  イー、ミガ  エム  アイ、ウイーバー  ジェイ  ビー、ケネディ  エフ  イー、アンド  ポウルセン  ケー  ディ  ２００１  スリーディメンジョナル  サブゾーン−ベースト  リコンストラクション  アルゴリズム  フォー  ＭＲ  エラストグラフィ（Van Houten E E, Miga M I, Weaver J B, Kennedy F E and Paulsen K D 2001 Three-dimensional subzone-based reconstruction algorithm for MR elastography） Magn Reson Med 45 827-37
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
該既知の技術は有用であり且つ有益的なものである場合があるが、改善された性能及び結果を提供することが可能なボディ内の興味のある領域の硬さなどの特性を推定するための新たなアプローチに対する必要性が未だに存在している。例えば、腹部の奥深く等、患者、特に太った患者において一層深い興味のある領域の硬さを測定するための一層効果的な方法に対する必要性が存在している。更に又、興味のある領域以外の組織との音響エネルギ干渉の不所望な効果を減少させる必要性が存在している。又、一般的に、性能を改善し且つ装置及びその動作のコストを低下させることの必要性が存在している。本特許明細書はこのような新たなアプローチを記載するものである。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本特許明細書は、興味のある領域即ちボディ内部の解剖学的器官の弾性特性を測定し且つ推定する新たなアプローチを記載するものである。概略的な枠組みは、境界が決められている弾性媒体において残響剪断波を使用することを関与させることである。
【０００９】
ボディ内の隠れた興味のある領域の粘弾性特性を測定するためにボディにおいて残響剪断波フィールド（ｒｅｖｅｒｂｅｒａｎｔ  ｓｈｅａｒ  ｗａｖｅ  ｆｉｅｌｄ）を使用するシステムの非制限的な１例は、所望の残響剪断波フィールドを発生させるために互いに且つボディにおける構造物と相互作用する或る選択した周波数における剪断波を発生させる形態とされている複数個の振動源、前記残響剪断波フィールドの存在下において第１選択方向における該ボディ内の興味のある領域の運動を測定し且つ該測定した運動の推定を発生させる形態とされているイメージング装置、該剪断波の該選択した周波数を入力として受け取り且つ該ボディにおける前記興味のある領域の一つ又はそれ以上の粘弾性特性の推定を与えるためにコンピュータアルゴリズムで該入力を処理する形態とされているイメージプロセッサ、該興味のある領域の一つ又はそれ以上の粘弾性特性の前記推定を表示させる形態とされているコンピュータディスプレイ、及び前記振動源、イメージング装置、及びコンピュータディスプレイの夫々の動作を制御するためにそれらと動作結合されているコントローラ、を有している。
【００１０】
該イメージング装置は、該測定した運動の推定及び該興味のある領域の超音波画像の時間シーケンスを提供する形態とされている超音波変換器を包含している超音波スキャナーとすることが可能である。別の例として、該イメージング装置は、該測定した運動の推定及び該興味のある領域の磁気共鳴画像の時間シーケンスを提供する形態とされている磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）マシンとすることが可能である。イメージング装置のその他の例は、該興味のある領域のＸ線画像の迅速な繋がりを取るＸ線イメージング装置、及び同様に複数画像の迅速なシーケンスを取る光学的コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）装置を包含している。該振動源は、実質的に同一の周波数を有しているか、又は同一の範囲内であって、例えば３０−１０００Ｈｚ又はそれ以上、即ち１６００−２４００、の一層広い範囲内、及び１０００−４０００Ｈｚ等の更に一層広い範囲内の剪断波を発生する形態とさせることが可能である。１例においては、３−７個の個別的な振動源を使用することが可能であるが、その他の例においては７個を超える数を使用することが可能である。
【００１１】
該測定した運動の推定は、複数の夫々の時間において該興味のある領域の該選択した方向における一つの位置、及びその方向における位置変化の速度を包含している。該イメージプロセッサは、夫々の時間において、該ＲＯＩの位置の自己相関の関数として該運動及び速度の一つ又はそれ以上の推定値を計算する形態とさせることが可能である。本システムは、更に、運動を測定し且一つ又は二つの付加的な方向における該測定した運動の推定を提供する形態とさせることが可能であり、その場合には、２Ｄにおける一つの面又は３Ｄにおける一つの体積における硬さなどの一つ又はそれ以上の粘弾性パラメータの空間的分布を示すためにマップを発生させることが可能である。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】図１はイメージング変換器の配向及び残響剪断波フィールドの理論と一貫性のあるその内部を介して伝播する剪断波の等方的ランダム分布を有しているオブジェクトを例示している。座標系のｘ軸はイメージング変換器の軸方向に整合されており、且つイメージングシステムがｘ方向における運動を検知することが仮定されている。
【数０】
2020500670.tif 000003
は、残響内部を介して分布されている個別的な平面波の方向ベクトルである。
【図２】図２は速度ベクトルの検知された成分に関してΔεの相対的方向に自己相関Ｂυυ（ｔ＝０，Δε）が依存することを例示している。この場合には、運動の検知された方向はｘ軸として取られる。太線はｘに関しての自己相関を与えており、細線はΔεが垂直のｚ方向に取られる場合の自己相関を示している。波数κはこれらの曲線に対して１の値に設定されている。
【図３】図３Ａ乃至３Ｆからなる図３はシミュレーションを例示しており、図３Ａは胸部モデルの３Ｄメッシュを示しており、図３ＢはＡｂａｑｕｓ／ＣＡＥで表示した境界条件とロードとを具備する図３Ａにおけるメッシュモデルの２Ｄプロファイルとして成形した胸部の幾何学的モデルを示しており、図３Ｃはバックグラウンドにおける物質特性定義及びインクルージョン（直径＝１７ｍｍ）、及び興味のある領域の境界決定を具備している図３Ｂの有限シェル要素メッシュを示しており、且つ図３Ｄ−３Ｆは、夫々、４００Ｈｚ，５００Ｈｚ，６００Ｈｚの動作周波数に対するｘ軸における変位フィールドを示している。
【図４】図４Ａ及び４Ｂからなる図４は、或る内部平面内の複素正弦定常状態解の大きさ変位フィールドを具備する胸部のＡｂａｑｕｓ／ＣＡＥにおける３Ｄ有限要素ソリッドモデルを例示している。図４Ａは４５０Ｈｚの動作周波数に対するｚ軸における変位フィールドを例示しており、且つ図４Ｂはバックグラウンド及びインクルージョン（直径＝１３ｍｍ）領域における５００Ｈｚに対する同様の例示である。
【図５】図５は、胸部組織をシミュレートするファントム内部の残響剪断波フィールドを発生するための４個の外部振動源と運動パラメータを測定する超音波変換器とを使用している実験装置を例示している。
【図６】図６は図６Ａ乃至６Ｄからなっており、図６ＡはＡｂａｑｕｓ／ＣＡＥにおけるシェル要素シミュレーションモデルを使用して得られた４００Ｈｚにおいての変位パターンを例示しており、図６Ｂは第２モーメントアルゴリズムを使用した図６Ａから計算された剪断波速度マップを例示しており、且つ図６Ｃ及び６Ｄは、夫々、ｘ軸及びｙ軸においての図６Ｂから抽出された自己相関パターンを例示している。
【図７】図７は図７Ａ乃至７Ｃからなっており、図７ＡはＡｂａｑｕｓ／ＣＡＥを使用して得られた４５０Ｈｚにおいての胸部内部の３Ｄ変位パターンの２Ｄプロファイルを例示しており、且つ図３Ｂ及び３Ｃは、夫々、４５０Ｈｚ及び５００Ｈｚの周波数に対しての第２モーメントアルゴリズムを使用して図３Ａから得られた剪断波速度マップを例示している。
【図８】図８は図８Ａ乃至８Ｅからなっており、図８Ａはゼラチンファントムに対して得られた４００Ｈｚにおける変位パターンを示しており、図８Ｂは図８Ａの位相マップを示しており、図８ＣはＢモード超音波画像であり、図８Ｄは第２モーメントアルゴリズムを使用した図８Ａから計算されたＳＷＳマップであって、点線は該ＳＷＳプロファイルの深さを示しており、且つ図８Ｅは病変を横断してのＳＷＳプロファイルを示している。
【図９】図９は図９Ａ乃至９Ｅからなっており、図９Ａはｚｅｒｄｉｎｅ胸部ファントムに適用した４５０Ｈｚにおける変位パターンを例示しており、図９Ｂは図９Ａの位相マップであり、図９ＣはＢモード超音波画像であり、図９Ｄは４５０Ｈｚにおける第２モーメントアルゴリズムを使用した図９Ａから計算されたＳＷＳマップであって、点線はＳＷＳプロファイルの位置を示しており、且つ図９Ｅは図９Ｄから横方向に渡っての或る病変を介しての一定深さにおけるＳＷＳプロファイルである。
【図１０】図１０はバックグラウンド及びインクルージョンＲＯＩに対するＳＷＳ推定要約を示しているバイオリン図であって、夫々、４００Ｈｚにおけるゼラチンを基礎としたファントム及び４５０Ｈｚにおけるｚｅｒｄｉｎｅ胸部ファントムに対するＳＷＳ要約を示している図１０Ａ及び１０Ｂからなっている。
【図１１】硬さなどの興味のある領域の特性を推定するためにボディ内の残響剪断波フィールドを使用するシステムの主要な要素を例示している。
【図１２】本特許明細書に記載するアプローチの１例を使用して興味のある領域の硬さなどのパラメータを推定するプロセスのフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
好適な実施例の幾つかの例の詳細な説明を以下に与える。幾つかの実施例について説明するが、本特許明細書に記載する新規な要旨は、ここに記載する幾つかの実施例の内のいずれか一つの実施例又はそれらの組み合わせに制限されるものではなく、多数の代替物、修正物、及び均等物を包含するものである。更に、完全なる理解を与えるために以下の説明において多数の特定の詳細について記載するが、幾つかの実施例はこれらの詳細の内の幾つか無しで実施することが可能である。更に、明瞭性及び簡潔性のために、関連技術において既知である或る技術的事項についてはここに記載する新規な要旨を不必要にぼかすことを回避するために詳細には記載していない。ここに記載する特定の実施例の一つ又はいくつかの個別的な特徴はその他の記載した実施例の特徴と結合して使用することが可能であることは明らかである。更に、種々の図面における同様の参照番号及び記号は同様の要素を表すものである。
【００１４】
最初に、内部ＲＯＩの硬さを推定するための本新たなアプローチに対する理論的基礎について説明し、次いで、特定の実現例の幾つかの例について記載する。
【００１５】
図１は、以下の説明を理解する上で有用となりえる幾何学的形状及び座標系を例示している。本図はイメージング変換器１０６、及び残響剪断波フィールドの理論に一致して残響内部にわたり且つ興味のある領域１０４ａにおいて分布している個別的な平面波の
【数０】
2020500670.tif 000004
方向ベクトル１０４ｂによって表されるその内部にわたり伝播する剪断波の等方的なランダム分布を有しているオブジェクト１０４、を示している。該座標系のｘ軸はイメージング変換器１０６の軸方向と整合しており、且つ本イメージングシステムはｘ方向における運動を検知することが仮定されている。
【００１６】
位置εにおいての複素圧力
【数０１】
2020500670.tif 000005
は、全ての方向から入射する複数の平面波の重      
【００１７】
ね合わせとして考えることが可能である（Ｐｉｅｒｃｅ，１９８１；Ｐａｒｋｅｒ及びＭａｙｅ，１９８４）。
【００１８】
【数１】
2020500670.tif 000006
【００１９】
尚、インデックスｑは方向を表し、ｎｑは４π立体角周りに一様に分布されている単位ベクトルであり、κ及びωは平面波の波数及びラジアル周波数であり、且つ
【数１ａ】
2020500670.tif 000007
はランダムな大きさ及び位相の独立した同一に分布されている変数である。
【００２０】
或る点における対応する速度は以下の如くに与えられる。
【００２１】
【数２】
2020500670.tif 000008
【００２２】
その場合に、平面波インピーダンス関係から、次式が得られる。
【００２３】
【数３】
2020500670.tif 000009
【００２４】
尚、ｐは媒体密度であり、且つｃは音速である。
【００２５】
自己相関関数を計算するために、組織内の或る位置εにおける速度のｘ成分は以下の如くに書くことが可能である。
【００２６】
【数４】
2020500670.tif 000010
【００２７】
尚、
【数４ａ】
2020500670.tif 000011
はＸ方向における単位ベクトルであり、且つ以下の通りである。
【００２８】
【数５】
2020500670.tif 000012
【００２９】
ｑに関する加算は４π立体角にわたり取られるべきものと理解される。
【００３０】
該相関関数定義を書き次いで式（４）に代入すると、次式が得られる。
【００３１】
【数６】
2020500670.tif 000013
【００３２】
尚、Ｅ｛｝はアンサンブル平均を表しており且つアステリスクは共役を表している。これら２つの級数の積は以下の形式のクロス項を包含している。
【００３３】
【数７】
2020500670.tif 000014
【００３４】
しかし、ｎｘｑ及び
【数７ａ】
2020500670.tif 000015
は独立的であり且つ
【数７ａ】
2020500670.tif 000016
は非相関であるから、この項は消える。
【００３５】
従って、次式となる。
【００３６】
【数８】
2020500670.tif 000017
【００３７】
式（８）の実部を取ると、以下の如くである。
【００３８】
【数９】
2020500670.tif 000018
【００３９】
尚、Ｖｑはｎｑｘ及び余弦項とは独立的であるから、該速度の平均二乗値は波括弧から取り出される。残響室内には理想的な拡散フィールドが存在するものと仮定されるので、アンサンブル即ち空間平均化は入射音の全ての方向に対して等しい重み付けを割り当てる。従って、離散的方向にわたっての加算の平均は図１の極座標周りの入射波の全ての方向にわたっての平均となる（Ｐｉｅｒｃｅ，１９８１；Ｃｏｏｋ  ｅｔ  ａｌ，１９５５）。
【００４０】
【数１０】
2020500670.tif 000019
【００４１】
汎用性を失うこと無しに、ベクトルΔεは図１におけるｚ軸と整合させることが可能である。球面座標を使用して、
【００４２】
【数１１】
2020500670.tif 000020
【００４３】
【数１２】
2020500670.tif 000021
【００４４】
及び差分立体角は、
【００４５】
【数１３】
2020500670.tif 000022
【００４６】
従って、
【００４７】
【数１４】
2020500670.tif 000023
【００４８】
である。
【００４９】
最初にφにわたり積分し且つ余弦項を展開すると、次式が得られる。
【００５０】
【数１５】
2020500670.tif 000024
【００５１】
尚、ｊ１（ｘ）は、次数１の第１種類の球面ベッセル関数である。この結果は、フーリエ及びハンケル変換を介してのヘルムホルツ方程式に対する解における球面ベッセル関数の役割と同等である（Ｂａｄｄｏｕｒ，２０１１）。又、式（１５）は、三角関数又は次数３／２のベッセル関数で書くことが可能である（Ｐａｒｋｅｒ及びＭａｙｅ，１９８４；Ａｂｒａｍｏｗｉｔｚ及びＳｔｅｇｕｎ，１９６４）。
【００５２】
次に、剪断波へスイッチすると、主要な差異は、伝播方向が変位方向と直交しているということである。従って、ｎｑを伝播方向として取ると、ｎｑｐは剪断変位及び速度の垂直方向である。従って、ｎｑ・ｎｑｐ＝０である。
【００５３】
剪断波の場合における垂直関係を説明するために、９０°即ちπ／２がｑとｘ（検知された方向）とによって形成される角度へ加算される。従って、式（１２）は以下の如くになる。
【００５４】
【数１６】
2020500670.tif 000025
【００５５】
及び、前と同じ論理的進行に従って、式（１４）は以下の通りになる。
【００５６】
【数１７】
2020500670.tif 000026
【００５７】
Δεがｘ軸（検知された速度の方向）に沿って取られる場合には、
【数１７ａ】
2020500670.tif 000027
であり、式（１７）中の引数はｃｏｓ（ω０Ａｔ−ｋＡｚｘｓｉｎΘｃｏｓφ）となり、その積分結果は以下の通りとなる。
【００５８】
【数１８】
2020500670.tif 000028
【００５９】
式（１７）及び（１８）からの２つの関数を図２に示してあり、それは、自己相関Ｂυυ（ｔ＝０，Δε）が速度ベクトルの検知された成分に関してＡεの相対的方向に依存することを示している。この場合には、運動の検知された方向はｘ軸として取られる。太線はｘに関しての自己相関を与えており、細線はＡεが垂直なｚ方向に取られる場合を示している。波数κはこれらの曲線に対して１の値に設定される。
【００６０】
基本的に「正弦」及び「ｊｉｎｃ」空間関数である式（１７）及び（１８）が簡単であることは実際の実現例に対して有用である。超音波又は磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）スキャナーは興味のある領域内の組織の運動を追跡することが可能である。このことは或る興味のある領域（ＲＯＩ）に沿って関数ｖ（ｘ）を発生させる。組織は、典型的に３０−１０００Ｈｚの範囲内の周波数において動作している複数の剪断波源に露呈される。相関関数自己相関Ｂυυが計算され且つ未知のパラメータκを推定するために式（１７）又は（１８）に対して当て嵌められる。κの局所的推定値を使用して、剪断波速度、従って異なる位置においての組織の硬さを表す、典型的にカラーで表示されるマップを作成する。
【００６１】
式（１７）における未知のκに対する効率的な推定器が以下のように自己相関関数のフーリエ変換を検査することにより実現される。
【００６２】
【数１９】
2020500670.tif 000029
【００６３】
尚、ｓは空間変換変数である。これは、未知の波数であるκによって設定される空間周波数の上限を有する厳格に帯域制限された関数である。従って、該変換の第２モーメントｍ２は同様にκによって決定される。Ｂｒａｃｅｗｅｌｌ第８章１４３頁（１９６５）から、次式が得られる。
【００６４】
【数２０】
2020500670.tif 000030
【００６５】
同様に、式（１８）の空間項のフーリエ変換は以下の通りである。
【００６６】
【数２１】
2020500670.tif 000031
【００６７】
そして、該関数はｓの実及び偶数関数である。この場合に対する第２モーメントとは以下の通りである。
【００６８】
【数２２】
2020500670.tif 000032
【００６９】
更に、或る変換の第２モーメントは原点においての該関数の第２導関数に精密に関係していることはよく知られている（Ｂｒａｃｅｗｅｌｌ，１９６５）。これは有限差分によって近似させることが可能である。従って、以下の通りである。
【００７０】
【数２３】
2020500670.tif 000033
【００７１】
尚、
【数２３ａ】
2020500670.tif 000034
は推定値であり、ＣはＡｘ２に反比例して依存する定数であり、データの或るセグメントからＡｔ＝０における自己相関の実部のＡｘ遅延及びゼロ遅延値が使用される。同様の式がＡｚを使用する推定値に適用される。
【００７２】
本特許明細書に記載する新規なアプローチは以下に説明する数値的シミュレーションを介して確認されている。
【００７３】
本特許明細書において以下に更に説明するゼラチンファントム実験（シェル要素解析）及び胸部ファントム（３Ｄソリッド有限要素解析）を確証するために、Ａｂａｑｕｓ／ＣＡＥバージョン６．１４−１（ダッスルトシステムズ（Ｄａｓｓａｕｌｔ  Ｓｙｓｔｅｍｓ）、ベリジ−ビラクブレイ、フランス）を使用して有限要素解析を使用する数値的シミュレーションを実施した。
【００７４】
図３はシミュレーションを例示しており、その場合に、（Ａ）は胸部モデルの３Ｄメッシュを示しており、（Ｂ）はＡｂａｑｕｓ／ＣＡＥで表示される境界条件とロードとを有する（Ａ）におけるメッシュモデルの２Ｄプロファイルとして形成した胸部の幾何学的モデルを示しており、（Ｃ）はバックグラウンド及びインクルージョン（直径＝１７ｍｍ）における物質特性定義及び興味のある領域の区画決定を有する（Ｂ）の有限シェル要素メッシュを示しており、且つ（Ｄ）乃至（Ｆ）は、夫々、４００Ｈｚ、５００Ｈｚ、及び６００Ｈｚの動作周波数に対してのｘ軸における変位フィールドを示している。
【００７５】
シェル要素解析において、胸部（図３Ａ）の３Ｄメッシュモデルを使用して、腫瘍をシミュレートする硬質インクルージョンを有する均質な胸部の２Ｄソリッドモデルを作成する。該境界条件は、動作周波数における剪断変位を発生させるために該胸部モデルの別個の部分に位置させた８個の表面牽引ロード即ち荷重を有するように設定される（図３Ｂ）。該モデルに約１，５００，０００個のハイブリッド及び四角形のシェル要素を使用してメッシュ付けさせた（図３Ｃ）。組織を表すために、冪乗則周波数依存性粘弾性物質特性を選択した。バックグラウンド及びインクルージョンに割り当てた弾性係数、密度、及び粘弾性パラメータを表１に記載してある。これらのパラメータは、後述する機械的テストを使用して抽出したゼラチンファントム値の範囲内のものである。シミュレーションのタイプは、１００Ｈｚと１０００Ｈｚとの間の周波数の範囲に対する定常動的直接解であるように選択した。このタイプの解析は、定義したロード即ち荷重が該モデルに振動を導入する場合に、該胸部の粒子速度及び変位の３Ｄ複素正弦定常状態解を計算する。
【００７６】
【表１】
2020500670.tif 000035
【００７７】
シミュレーションを行った後に、粒子速度の複素数値を後部後処理ステップのために格納した。図３（Ｄ）乃至（Ｆ）は異なる周波数に対してのバックグラウンド及びインクルージョン内の残響ベクトルフィールドを示している。
【００７８】
３Ｄソリッド有限要素解析において、硬質インクルージョンを有する均質な胸部の３Ｄ幾何学的ソリッドモデルを作成し且つ図３（Ａ）におけるメッシュモデルの形状を使用して約４００，０００個のハイブリッド及び四角形四面体要素を使用してメッシュ付けした。表２に記載されるようなバックグラウンド及びインクルージョン部分に対して割り当てたｚｅｒｄｉｎｅ胸部ファントム（モデル５０９、ＣＩＲＳインコーポレイテッド、ノーフォーク、バージニア）の仕様に基づいて物質特性を選択した。
【００７９】
【表２】
2020500670.tif 000036
【００８０】
選択したシミュレーションのタイプは、４５０Ｈｚ及び５００Ｈｚの２つの動作周波数に対する定常状態動的直接解であった。境界条件は、胸部壁を表すセクターにおいてゼロ変位に設定した。更に、動作周波数においての剪断変位を発生させるために該胸部モデルの異なる部分に８個の表面けん引荷重を位置させた。粒子速度の複素数値を後処理のために格納した。該モデルのプロファイルカットは４５０Ｈｚ及び５００Ｈｚ（図４（Ａ）及び（Ｂ））の動作周波数に対してのバックグラウンド及びインクルージョン内の残響ベクトルフィールドを示している。この例において、内部平面内の複素数正弦定常状態解の大きさ変位フィールドを有する胸部のＡｂａｑｕｓ／ＣＡＥにおける３Ｄ有限要素ソリッドモデルを使用した。図４（Ａ）は４５０Ｈｚの動作周波数に対してのｚ軸における変位フィールドを示しており、且つ図３（Ｂ）は、バックグラウンド及びインクルージョン（直径＝１３ｍｍ）領域においての５００Ｈｚに対する同様の例示である。
【００８１】
上述した本新規なアプローチの或る側面を検証するために実験を行った。
【００８２】
図５は、ｚｅｒｄｉｎｅ胸部ファントム５００を使用した実験装置を示しており、該ファントム内に２個の機械的バイブレータ５０２ａ，５０２ｂ及び２個のミニチュア振動源５０４ａ，５０４ｂによって残響剪断波フィールドを誘起させる。イメージング超音波変換器５０６は超音波イメージングシステム（本図中には不図示）の一部である。デユアルチャンネルファンクションジェネレータ（モデルＡＦＧ３０２２Ｂ，テキトロニクス、ビーバートン、オレゴン、ＵＳＡ）によって駆動されるパワーアンプ（モデル２７１８、ブルエルアンドクジャール、ナエラム、デンマーク）及びデジタルパワーアンプ（モデルＬＯ−２０２０Ａ＋、レパイ、ブカン、中国）が、ゼラチン基礎及びｚｅｒｄｉｎｅ胸部ファントムと接触して４００及び５００Ｈｚの間の周波数で振動する２個の機械的振動源（モデル４８１０、ブルエルアンドクジャール、ナエラム、デンマーク）及び２個のミニチュア振動源（モデルＮＣＭ０２−０５−００５−４ＪＢ、Ｈ２Ｗ，リニアアクチュエータ、サンタクララ、カリフォルニア、ＵＳＡ）へ入力信号を供給した。Ｈａｈ  ｅｔ  ａｌ．（２０１２）によって使用された手順に従って、そうでなければ均質なバックグラウンド内に一層硬い円筒状で直径が１２．６ｍｍのインクルージョンを埋め込んだものを構築した。バックグラウンドに対して４％でインクルージョンに対して７％のゼラチン（３００ブルームポークゼラチン、ゼラチンイノベーションズインコーポレイテッド、シラーパーク、イリノイ、ＵＳＡ）濃度を有する一つのファントムを、ゼラチンと、０．７ｌの脱気水と、６．３ｇのＮａ−Ｃｌと、１．０５ｇのカンテンとからなる混合物を５０℃へ加熱させることにより作成した。該混合物を、次いで、約３０℃へ冷却させ且つ立方体鋳型（１４×１０×１０ｃｍ３）内に注ぎ込み、次いで一晩中４℃でそのままとさせた。実験の前に、このファントムをその鋳型から取り出し且つ３時間の間室温に保持させた。ｚｅｒｄｉｎｅファントムの寸法及び形状は、仰向けの位置にある患者を模しており、且つそれはバックグラウンドよりも少なくとも２倍一層硬い幾つかのソリッドの塊を包含している。病変は、直径で３乃至１０ｍｍの寸法の範囲であり且つバックグラウンドにわたりランダムに位置されている。更に、高フレームレート採取及びコヒーレント平面波合成採取手法を可能とさせるベラソニックス超音波システム（Ｖ−１，ベラソニックスインコーポレイテッド、カークランド、ワシントン、ＵＳＡ）及びリニアアレイ超音波変換器５０６（モデルＬ７−４，ベラソニックスインコーポレイテッド、レドモンド、ワシントン、ＵＳＡ）を、ローパス推定器（Ｌｏｕｐａｓ  ｅｔ  ａｌ．，１９９５）を使用して誘起された変位を追跡するために、使用した。ＩＱデータの３−Ｄマトリクスを後処理のために格納した。全ての実験において、中心周波数は５ＭＨｚであり、追跡パルス繰り返し周波数（ＰＲＦ）はサイクル当たり少なくとも２０個のサンプル、即ちＰＲＦ＝振動周波数の２０倍、を採取すべく設定している。
【００８３】
ゼラチン基礎ファントム物質の場合、ゼラチン基礎媒体を構築するために使用した同一の物質で構成した３個の円筒状サンプル（直径が約３８ｍｍで長さが３３ｍｍ）について圧縮テストを実施した。応力−歪応答を測定するために、５Ｎロードセルを有するＱＴ／５機械的装置（ＭＴＳシステムズカンパニー、エデンプレイリー、ミネソタ、ＵＳＡ）を使用した。圧縮率は０．５ｍｍ／ｓに調節させた。該円筒状ファントムの弾性特性を評価する場合に、これらの従来の機械的測定値は基準であると考えた。
【００８４】
数値的シミュレーション及び実験からの結果について以下に説明する。
【００８５】
シェル要素解析結果：病変を包含している前部ＲＯＩ内の残響パターンの複素数値変位フレームを解析のために格納した。図６（Ａ）は４００Ｈｚの励起周波数に対する変位パターンの実部を示しており、その場合に、バックグラウンドとインクルージョンとは干渉の頂部と谷部の全体的な分離寸法によって識別することが可能である。図６（Ｂ）は、全ＲＯＩをカバーするために動かされる自己相関ウィンドウ（１．３×１．３ｃｍ２）に対して本新規なアプローチを適用することによって得られる２Ｄ剪断波速度（ＳＷＳ）マップを示している。ｘ及びｙ方向におけるプロファイルは２Ｄクロス相関から取ったものであり、それらは、夫々、図６（Ｃ）及び（Ｄ）における式（１７）及び（１８）と比較した場合に、理論と良好に一致している。その後に、シミュレーションから以前に得たスケールファクタＣを考慮に入れながら、式（２３）に記載した第２モーメントアプローチを該相関プロファイルに適用する。両方の軸における
【数２３ａ】
2020500670.tif 000037
の推定値を平均し且つ
【数２３ｂ】
2020500670.tif 000038
による剪断波速度の計算に使用する。
【００８６】
３−Ｄソリッド有限要素解析結果：シミュレーション期間中に４５０Ｈｚ及び５００Ｈｚにおける残響の複素数値変位フレームを得た。図７（Ａ）は、４５０Ｈｚ励起周波数に対しての変位パターンの実部のプロファイルを示している。粘性（減衰）及び境界条件の効果は残響パターンの品質に影響を与える。シェル要素シミュレーションデータについてのＳＷＳＭの計算のための本新規なアプローチを図７（Ｂ）及び（Ｃ）に示した如くに３Ｄ有限要素ケースに適用する。剪断波速度の平均値は、バックグラウンドにおいてｃｓ＝２．４５±０．１ｍ／ｓ（グラウンドトルース  ｃｓ＝２．５８ｍ／ｓ）であり、且つインクルージョンにおいてｃｓ＝３．４９±０．２６ｍ／ｓ（グラウンドトルース  ｃｓ＝３．６５ｍ／ｓ）を報告している。等方的残響フィールドの仮定が保持されない場合がある外側境界近くで幾らかのアーチファクトが見られる。
【００８７】
ゼラチン基礎ファントムを使用した場合の超音波実験結果：図８（Ａ）は４００Ｈｚでのゼラチン基礎ファントムからの残響変位を示している。図８（Ｂ）は各（軸−横方向）位置において時間を介しての変位パターンのフーリエ変換によって得られた位相マップを表している。Ｂモード及びＳＷＳ画像（寸法が１．３×１．３ｃｍ２のウィンドウに対して本新規なアプローチを適用することにより得られている）を夫々図８（Ｃ）及び（Ｄ）に示してある。夫々１．２２±０．０１ｍ／ｓ、２．１５±０．１３ｍ／ｓである、各領域の平均値を得るためにバックグラウンド及びインクルージョンから興味のある領域（７×７ｍｍ２）を取った。両方の領域に対するＳＷＳ結果は、夫々、１．３２±０．１６ｍ／ｓ、２．４６±０．２１ｍ／ｓである、機械的測定で得られた弾性特性と一致している。最後に、図８（Ｅ）は図８（Ｄ）に対応する固定した深さに対するＳＷＳプロファイルを示している。
【００８８】
Ｚｅｒｄｉｎｅ胸部ファントムを使用した場合の超音波実験結果：図９はＣＩＲＳ胸部ファントムからの残響結果を示している。４５０Ｈｚの振動周波数を使用した変位パターンを図９（Ａ）に示してある。図９（Ｂ）は４５０Ｈｚにおける残響パターンの位相マップであり、軸方向において２ｃｍと３ｃｍとの間の２つの異なる波長が存在していることに気が付くことが可能であり、それはインクルージョンが位置している領域である（Ｂモード画像（図９（Ｃ））参照）。Ｂモード画像の上側にある（寸法が１．３×１．３ｃｍ２の相関ウィンドウに対して本アプローチを適用して得られた）ＳＷＳマップは図９（Ｄ）に示してある。夫々４５０Ｈｚに対して２．２８±０．１４ｍ／ｓ、３．４３±０．１８ｍ／ｓである各領域に対する平均値を得るためにバックグラウンド及びインクルージョンから興味のある領域（７×７ｍｍ２）を取った。バックグラウンドに対するＳＷＳ結果はＣＩＲＳ製造業者によって特定されている弾性特性である２．５８±０．３２と一致している。インクルージョンにおけるＳＷＳ結果の場合、ファントム製造業者は、インクルージョンの硬さは少なくともバックグラウンドよりも２倍一層高いということを報告しているにすぎなかった。従って、インクルージョンに対するＳＷＳ結果もその情報に一致している。最後に、図９（Ｅ）は図９（Ｄ）に対応する固定した深さに対するＳＷＳプロファイルである。
【００８９】
図１０は、夫々、（Ａ）及び（Ｂ）において、ゼラチン基礎ファントム及び胸部ファントムに対するＳＷＳ推定要約、バックグラウンド、及びインクルージョンＲＯＩを示している。バイオリンプロットの幅は異なる値におけるデータの確率密度を示している。実線及び点線は該データの平均値及び中央値を表している。
【００９０】
本新規なアプローチの実際的な実現例の１例について以下に説明するが、これはいくつかの可能な実現例の内の一つであり且つ本新規なアプローチはこの例に制限されるものではないことを注意すべきである。
【００９１】
図１１にブロック形態で例示した如く、システム１００は振動源１０２を有しており、それは、本例においては、ボディ即ちボディ１０４で結合されており且つ互いに且つボディ１０４内の構造物と相互作用して該ボディ内に残響剪断波フィールドを発生させる形態とされている個別的な複数の振動源１０２−１乃至１０２−Ｎの形である。その他の例においては、統合型振動源１０２を使用することが可能であり、例えば、ボディ１０４内に所要の残響剪断波フィールドを発生させる態様で表面上の異なる点において異なって動きそれにより個別的な複数の振動源からなるアレイに類似して機能する拡張型表面である。矢印１０４ｂは、ボディ１０４においての残響剪断波フィールドにおける剪断波のランダム又はほぼランダムに分布されている方向を示している。イメージングシステム１０６が，残響剪断波フィールドの存在下において、イメージング超音波変換器のビーム方向などの好適には単一の選択した方向においてのボディ１０４における興味のある領域（ＲＯＩ）１０４ａの運動を測定する。イメージプロセッサ１０８がイメージング変換器１０６からの運動測定値及び振動源１０２の周波数のパラメータに対してコンピュータ処理を適用して、硬さ特性等のＲＯＩ１０４ａの一つ又はそれ以上の粘弾性特性の推定値を発生させる。コンピュータディスプレイ１１０が該推定値を表示し、且つ、典型的に、インターフェース１１０ａを包含しており、それを介して、ユーザは本システムと通信を行う。コントローラ１１２は要素１０２，１０６，１０８，１１０，１１０ａと通信を行ってそれらの動作をモニターし且つ制御する。
【００９２】
システム１００の重要な側面は、単一の方向におけるＲＯＩの運動を測定することに必要であるに過ぎないということであり、且つボディ１０４における剪断波は典型的に全ての又はほぼ全ての方向におけるものであるということである。振動源１０２は、幾つかの、典型的には３乃至７個又はそれ以上のそれらから剪断波が射出され、特定した残響剪断波フィールドを発生させることに貢献する限り精密であることが必要のない態様でボディ１０４間周りに配列されている個別的な発生源又は点を有することが可能である。振動源１０２が発生する剪断波は精密に指向付けさせることは必要ではない。個別的な振動源１０２は互いに独立的に動作するように使用することが可能であり、又は一つ又はそれ以上の統合した組又は複数組の振動源１０２を使用することが可能である。個別的な振動源を使用する場合において一般化すると、複数の振動源１０２−１乃至１０２−Ｎが使用され、尚Ｎは１且つ好適には２より大きな正の整数である。統合型振動源の場合には、該振動源は１乃至Ｎ個の点又は部分を有しており、それらが夫々の剪断波を発生し、該夫々の剪断波が所要の残響フィールドを発生する。イメージングシステム１０６は、興味のある領域をイメージングするのに適した周波数、例えば５ＭＨｚ又は別の適宜の周波数、において動作する複数の変換器要素からなる１Ｄ又は２Ｄアレイを具備する超音波変換器を包含することが可能である。別の例として、イメージングシステム１０６は、磁気共鳴等の別のイメージング形式を使用することが可能であり、その場合は、所要のイメージングパルスシーケンスが簡単化され且つ２Ｄ又は３ＤＭＲイメージングの場合よりも一層高速である。何故ならば、単一方向におけるＲＯＩ１０４ａの運動を測定することが必要であるに過ぎないからである。別の例として、イメージングシステム１０６は光学的コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）又はＸ線イメージングを使用することが可能である。画像は、例えば、ボディにおける興味のある領域における残響剪断波フィールドの興味のある最も高い周波数の２倍又は好適にはそれ以上、例えば５倍又は１０倍という所要の時間シーケンス頻度で取るべきである。イメージプロセッサ１０８は、ＲＯＩ１０４ａの変位及び選択した方向における該変位の速度を派生し且つその後に該ＲＯＩの所望の一つ又はそれ以上の粘弾性特性を派生させるために自己相関させることが可能な画像へ該超音波変換器からのエコーを処理すべく適合されている既知の超音波エンジンとすることが可能である。イメージング変換器１０６が磁気共鳴スキャナーである場合には、イメージプロセッサ１０８は、ＲＯＩ１０４ａの変位の測定値及び究極的には所望の一つ又はそれ以上の粘弾性特性を提供すべく適合されているＭＲＩシステムの既知のコンピュータ施設とすることが可能である。ＯＣＴ又はＸ線イメージングの場合には、イメージプロセッサ１０８は、それから変位の測定値を派生させ且つ究極的には所望の粘弾性特性を派生させることが可能なＲＯＩの画像を提供すべくプログラムされている既存システムのコンピュータとすることが可能である。コンピュータディスプレイ１１０は、典型的に、超音波、ＭＲＩ、又はＯＣＴスキャナー又はＸ線イメージングシステムの一部であるディスプレイとすることが可能である。コントローラ１１２は、超音波又はＭＲＩ又はＯＣＴスキャナー又はＸ線イメージングシステムの既存のコンピュータ施設を適宜プログラミングし且つインターフェースすることにより実現することが可能な表示された機能を司る別個の装置とすることが可能である。
【００９３】
動作について説明すると、患者の胸部等のボディ１０４をプラットフォーム１１４上に配置させる。該プラットフォーム１１４は、個別的な振動源１０２−１乃至１０２−Ｎ、例えば３乃至７個又はそれ以上で胸部１０４と結合されてその中に残響剪断波フィールドを形成する振動源１０２が設けられている。該振動源は、該ボディ１０４の十分な区域がイメージング超音波変換器を患者に結合させて該ＲＯＩを撮像し且つボディ１０４内に所要の残響フィールドを誘起させることが可能である限り、該プラットフォーム上とするか、別個の構造体とするか、又は患者の腹部を取り囲むことの可能なベルト内とするか、又は何らかのその他の統合型構造とすることが可能である。ＭＲＩが該ＲＯＩを撮像するために使用される場合には、該振動源を選択し且つ使用する場合及び患者のボディ及びＲＦコイルなどのＭＲＩ部品と相対的なそれらの配置において、強力な定常磁界及び磁気勾配の存在に対して適切なる予防策を講じることが必要である。残響剪断波フィールドの存在下においてその運動を示す該ＲＯＩの画像の所要の時間シーケンスを発生させることが可能である限り、超音波及びＭＲＩの代わりに、例えばＯＣＴ（光学的コヒーレンストモグラフィ）又はＸ線イメージング等のその他のイメージング形式を使用することが可能である。
【００９４】
本プロセスの主要なステップを図１２に示してある。ステップ３０２において、健康管理者等のユーザが剪断波の周波数、又は周波数帯域を選択し、且つその選択をインターフェース１１０ａを介してコントローラ１１２へ入力する。選択した周波数は、好適には、３０−１０００Ｈｚの範囲内であり、且つ１例としては５００Ｈｚとすることが可能であるが、例えば、患者の骨を評価することが興味がある場合には、制限すること無しに、１６００−２４００Ｈｚ、又は１０００−４０００Ｈｚ等の異なる範囲とすることが可能である。代替的に、該周波数又は１つ又は複数の周波数範囲をプリセットしておくか、又はその他の態様で１つ又は複数の振動源へ通信させることが可能であり、その場合には、ユーザは各患者の検査のためにそれらを入力することは必要ではない。プリセットされていた場合であっても、本システムは尚且つユーザがそのプリセットを上書きし且つ或る患者の検査のために異なる振動周波数又は１つ又は複数の帯域を選択することを可能とする。好適には、該振動源は、実質的に同一の周波数、又は例えば３０−１０００Ｈｚ又は別の比較的広い範囲で例えば１６００−２４００Ｈｚ又は１０００−４０００Ｈｚ等の一層広い帯域内の狭い帯域内である複数の周波数を有する剪断波を発生するが、周波数及び／又は位相が互いに実質的に異なる剪断波を発生させることが可能であり、その場合には、ＲＯＩの画像の処理はこの様な実質的な差異を考慮に入れることが必要である。ステップ３０４において、ユーザは、例えば、イメージングシステム１０６の一部である超音波変換器を胸部１０４にわたって動かすことによってＲＯＩを撮像し、且つ結果的に得られる画像を観察して該ＲＯＩが該画像内にある該変換器の位置及び配向を選択する。そのために、ユーザは、商品名ＬＯＧＩＱとしてＧＥヘルスケアによって提供されているもの、商品名Ｓ３０００としてジーメンス（アクソン）によって提供されているもの等の市販されている超音波システム、又は別の市販されている超音波スキャナー、又は図１１のシステム１００に対して特別に目的設計されたスキャナーを操作することが可能である。この様な超音波スキャナーは、イメージングシステム１０６の１要素として機能する超音波変換器、１要素１０８として機能する超音波エンジン、及び図１２において例示した要素１１０及び１１０ａとして機能するディスプレイ及びインターフェースを包含している。ステップ３０６において、ユーザは１個又は複数個の振動源１０２を稼働させて、胸部１０４又は少なくともＲＯＩ１０４ａ及びその周辺に所要の残響剪断波フィールドを発生させる。残響剪断波フィールドが胸部１０４又は少なくともＲＯＩ１０４ａ及びその周辺に存在している間に、ステップ３０８において、超音波スキャナーが継続してＲＯＩ１０４ａを撮像して該ＲＯＩの複数の画像の迅速な時間シーケンスを発生させる。イメージプロセッサ１０８は、イメージングシステム１０６から、所要の画像を受け取り、且つステップ３１０において、残響剪断波の少なくとも一つのベクトル方向を推定する。イメージプロセッサ１０８は、本特許明細書に記載される動作を実施するために必要に応じてプログラムされている前述した市販されている超音波スキャナーの超音波エンジンとすることが可能であり、且つ、ステップ３１０において、振動源１０２の振動周波数と該ベクトル推定値とを入力として受け取り、且つ、ステップ３１２において、測定した変位を自己相関値へ変換させるために既知の自己相関アルゴリズムを使用して、夫々、式（１７）及び（１８）で同定した自己相関関数Ｂυｘυｘ（Δｔ，Δεζ）及びＢυｘυｘ（Δｔ，Δεχ）を計算する。（自己相関は、Δεζ及びΔεχ方向ｂに沿って自己相関を取ることの代わりに又はそれに加えて、一つ又はそれ以上のその他のΔε線に沿って取ることが可能であり、例えば、ｘ及びｙ軸の間の対角線に沿ってとか、又はイメージング超音波ビームの又は該ビームに垂直な方向ではない何らかのその他の方向に沿って取ることが可能である。）そのために、ステップ３１２はステップ３１０からの増分Δｔ及び、Δεζに対する変位を使用する。ステップ３１４において、イメージプロセッサ１０８は、式（２３）に従って該自己相関から波数κ及び剪断波速度ｃ＝ｗ／κの推定値を計算する。ステップ３１６において、本システムは、ＲＯＩ又は興味のある器官の硬さなどの剪断波速度及び／又は粘弾性パラメータの推定値のマップをコンピュータディスプレイへ出力する。
【００９５】
要するに、式（１７）及び（１８）で同定した自己相関関数Ｂυｘυｘ（Δｔ，Δεζ）及びＢυｘυｘ（Δｔ，Δεχ）の計算は、ＲＯＩ及びその周辺部の相継ぐ超音波又はＭＲ又はＯＣＴ画像において該ＲＯＩ又は該ＲＯＩの複数個の点の位置をマッチングさせて、本例においてはｘ方向に沿って及び／又はｚ方向に沿って、或る時刻から別の時刻へどのようにしてこれらの位置が形状又は位置において変化したかを決定し、従って該ＲＯＩ又はその複数の点の一つ又はそれ以上の方向における運動を推定することを包含している。Ｂυｘυｘ（Δｔ，Δεζ）はｚ方向、例えば超音波変換器からのイメージングビームに対して垂直な方向、における運動に関係しており、且つＢυｘυｘ（Δｔ，Δεχ）はｘ方向、例えば超音波変換器からのビームの方向に沿っての運動に関係している。該ＲＯＩの画像の相継ぐものからΔｔ、Δεζ、Δεχの値を取得し且つそれらを使用して自己相関値を計算し、次いで該計算した自己相関値を式（２３）において使用するために、通常のコンピュータプログラマーの技術の範囲内の従来の処理を使用することが可能である。自己相関処理の１例としてＬｏｕｐａｓ，１９９５を参照すると良い。硬さ又は速度などの該ＲＯＩの所望の１つ又は複数の弾性特性を派生させるためには原理的には一つの方向のみに沿っての自己相関だけで十分であるが、実際の適用例においては、２つ又はそれ以上の方向に沿っての自己相関を取ることが測定の冗長性から発生するノイズ効果の減少などの利点を発生させる場合がある。一度該自己相関値の内の少なくとも一つが得られると、式（２３）はどのようにそれを使用してκ（波数）推定値を派生させるかを示している。式（２３）における係数Ｃは胸部ファントム等の既知のオブジェクトでのテストによって経験的に派生されるものであり、一方、Ｃ以外の式（２３）のパラメータは既知であるか又は推定することが可能なものであり、従ってＣについて解くことが可能である。例えばＰａｒｋｅｒ，２０１１で説明されているように、硬さは波数κに関係しており、且つ該ＲＯＩにおける単一の点における、該ＲＯＩにおける複数の点の２Ｄマップとしての、又は複数の点の３Ｄマップとしての硬さを推定し且つ表示させるために、該ＲＯＩにおける各興味のある点に対して派生させることが可能である。
【００９６】
残響フィールドのフレームワークを使用することに幾つかの利点が存在している。第１に、境界及び内部不均一性からの反射の存在はいくつかの一般的なエラストグラフィアプローチにおいては不可避的なものであり、且つこれらの反射及び複数個の振動源及びモード変換の適用は全て残響剪断波フィールドの生成に寄与することが可能である。一度確立されると、根底にある剪断波位相速度及び／又は粘弾性特性を推定するためにそのフィールドの特性を利用することが可能である。第２に、検知された速度の唯一つのベクトル成分を取って自己相関関数の予測される値を派生させている。このことは超音波及びＭＲＩの両方に対して最も簡単で且つ最も迅速なデータ採取であることを表している。というのは、剪断波速度の付加的なベクトル成分を決定するためには付加的な送信方向（超音波において）又は付加的な位相エンコーディング（ＭＲＩにおいて）が必要となるが、本書で開発したフレームワークではそれらが不必要だからである。第３に、根底にある演算では複数の波の重ね合わせを考慮に入れているので、本残響フレームワークにおいては、波伝播の主要な方向を検証することの必要性を取り除いている。第４に、境界条件の明示的な知識又は幾つかの逆アプローチ（Ｄｏｙｌｅｙ，２０１２）においては基本的である第２導関数に対する必要性が本残響アプローチでは回避されている。
【００９７】
器官寸法、減衰、周波数、及び剪断波供給源等のファクタは本モデルからの劣化又は逸れを発生させる場合がある。更に、同じパラメータの関数としての剪断波速度の推定器の性能は一層詳細な評価を必要とする場合がある。最後に、剪断波速度の周波数依存性、従って分散及び粘弾性特性を評価するために、本新規なアプローチの多数周波数バージョンを実現することが可能である。
【００９８】
本特許明細書は上述した既知のアプローチに対する代替案を記載しており、且つ組織内に多数の波の狭帯域残響フィールドを適用することを包含している。これらの波は、実際の状態においては自然に確立され（不可避的でさえもある）、且つ興味のある組織近くに複数の剪断波供給源を使用することにより強化させることが可能である。この新規なアプローチは、一層簡単な解決、一層容易な実現、及び局所的な組織剪断波長又は剪断波速度、従って硬さ又は弾性の迅速な推定とさせている。
【図１】
2020500670.tif 000039
【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
2020500670.tif 000049
【図１２】
2020500670.tif 000050
【国際調査報告】
2020500670.tif 000051
2020500670.tif 000052
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