生体組織内の歪を測定する方法であって、a入射超音波波形を前記組織内に送信し、該組織から反射超音波波形を取得すること、b反射係数を求めるために、前記の反射超音波波形および入射超音波波形の大きさを比較すること、及びci前記組織の歪及びii前記組織の物質定数のうちの一方を、該組織の歪及び該組織の物質定数のうちの他方がわかっているときに求めるために、前記反射係数を、前記生体組織の数学的モデルに適用することを含む、生体組織内の歪を測定する方法。前記組織が腱である、請求項1に記載の方法。生体組織内の歪を測定する装置であって、入射超音波波形を前記組織を通して送信し、該組織を通る前記超音波波形の波速度を測定する超音波トランスジューサアセンブリと、プロセッサであって、i前記組織の歪及びii前記組織の物質定数のうちの一方を、該組織の歪及び該組織の物質定数のうちの他方がわかっているときに求めるために、前記波速度を、前記生体組織の数学的モデルに適用することを行うように、記憶されたプログラムに従って動作する、プロセッサとを備える、生体組織内の歪を測定する装置。前記組織の歪が求められるものであって、前記組織の初期応力を求めるために、前記求めた歪を前記生体組織の数学的モデルに適用するステップをさらに含む、請求項3に記載の装置。前記モデルが、歪、反射係数、密度、音響特性、及び物質定数に関する関数である、請求項3に記載の装置。前記求めた歪が、前記超音波波形の伝播方向に垂直な前記組織の歪である、請求項3に記載の装置。物質定数が求められるものであって、前記モデルが、複数の異なる組織応力において複数の異なる波速度を使用する一組の方程式の同時解である、請求項3に記載の装置。前記モデルが、であり、Cyyは前記測定された波速度であり、ここで、C1、C2、C3及びC4は、既知の物質定数であり、eは、求める歪であり、ρは、前記組織の密度である、請求項39に記載の装置。前記数学的モデルがさらに、であり、ここで、ti11は、求める初期応力であり、C1、C2、及びC3は、既知の物質定数であり、eは、前記求めた歪であり、bは、歪eの関数であるとしてモデル化される次元的収縮である、請求項8に記載の装置。前記モデルが、一組の連立方程式であり、ここで、c1、c2、c3及びc4は、組織応力の複数の異なるレベルで取得される波形速度である、請求項3に記載の装置。i前記組織の歪及びii前記組織の物質定数のうちの前記求めた一方を使用して画像を生成する、請求項3に記載の装置。生体組織内の歪を測定する方法であって、a前記組織を通る超音波の波速度を測定するために、入射超音波波形を前記組織を通して送信すること、及びbi前記組織の歪及びii前記組織の物質定数のうちの一方を、該組織の歪及び該組織の物質定数のうちの他方がわかっているときに求めるために、前記波速度を、前記生体組織の数学的モデルに適用することを含む、生体組織内の歪を測定する方法。前記組織が腱である、請求項8に記載の方法。I.音響エラストグラフィここで、図1を参照すると、本発明に関して使用するのに適する音響エラストグラフィイメージングシステム10は、超音波イメージングマシン11を、単独で、又は外部コンピュータ30と組み合わせて使用してもよい。一般に、超音波イメージングマシン11は、超音波エコー信号を採取し、超音波イメージングマシン11内か、又は、外部コンピュータ30内に保持されるプロセッサ33によって超音波エコー信号を処理するために必要なハードウェア及び/又はソフトウェアを提供する。超音波イメージングマシン11と連結する超音波トランスジューサ12は、エコー信号20を生成するために、患者16内の関心領域18に向けて超音波ビーム14を送信することができ、エコー信号20は、超音波トランスジューサ12によって受信され、電気エコー信号22に変換されることができる。画像の構成のため、また、関心領域18内の複数のボクセル21からエコー信号20のエコーセットを取得するために、超音波ビーム14内の複数の光線及びエコー信号20が、患者内の複数の異なるボクセル21を通って採取されるであろう。電気エコー信号22は、超音波イメージングマシン11のインタフェース回路24によって受信されることができ、インタフェース回路24は、増幅、デジタル化、及び当該技術分野で理解される他の信号処理を提供する。その後、デジタル化されたエコー信号は記憶のため、及び後述されるプロセッサ33によるその後の処理のために、メモリ34に送信されてもよい。処理されたエコー信号22を使用して、グラフィカルディスプレイ36上に表示される画像が構成されてもよい。オペレータからの入力コマンドは、当該技術分野でよく理解されているように、インタフェース42を介してプロセッサ33に取り付けられた、キーボード38又はマウス等のカーソル制御デバイス40を介して受信されてもよい。位置センサ19が超音波トランスジューサ12に取り付けられて、電気的位置信号23これもインタフェース回路24に提供されるを通して、超音波トランスジューサ12の向き及び患者16の組織の圧迫が示されてもよい。種々の異なる超音波トランスジューサ12の位置決定メカニズム及び圧迫方法が、本発明で使用されてもよい。ここで、図2を参照すると、信号20aを含む信号の第1のエコーセットU1は、第1の圧迫の程度で、例えば、超音波トランスジューサ12に圧迫が加えられない状態で採取されてもよい。その後、信号20bを含む信号の第2のエコーセットU2は、超音波セットから、第1の所定の圧迫の程度で採取されてもよい。本明細書で使用される圧迫は、負の圧迫、すなわち、張力及び他の組織変位力を含むように理解されるべきである。歪を求めるステップにおいて、窓50が、波形20a及び20bに沿った連続した場所に設定され、信号20a及び20bに沿った地点の変位距離52が、窓50内の波形20a及び20bの相関によって求められる。波形20a及び20bの継続時間にわたる、これらの変位距離52の微分は、波形上の地点に関連する、患者16に関する特定のボクセル21における組織の歪の示度を提供する。窓操作プロセスは、当該技術分野でよく知られているフーリエ変換技法又は自己相関技法の使用を含むいくつかの方法で実施されてもよい。ここで、図3を参照すると、波形20a及び20bからの組織変位の正確な計算には、患者16の組織を通る音響特性が正確にわかっていることが必要である。これらの音響特性は、患者の種々の組織において変わる場合があり、組織内の局所歪に応じて各組織で変わる場合がある。したがって、本発明では、超音波セットU1及びU2の波形20a及び20bのそれぞれは最初に補正され、補正は、関心領域18の各ボクセルを通る音響特性を記述する音響特性マップ56に従って補正器ブロック54によって行われる。補正器ブロック54は、相対的な音響特性及び既知の超音波トランスジューサの位置に従って波形20a及び20bの時間スケールを拡張又は短縮する。そのため、音響特性例えば、音声速度がより高い音響特性マップ56の部分について、これらの部分を交差する波形20a及び20bの対応する部分は拡張されて、波形が所与の時間内に関心領域内でより長い距離を横切ることが反映され、そして、音響特性が比較的低い場合、波形の対応する部分は、同様に短縮する。図示するように、波形20a及び20bについては、音響特性が圧迫によって影響を及ぼされることを反映する異なる音響特性マップ56が使用される。セットU1及びU2を提供する波形20a及び20bの補正されたものは、その後、ブロック58で相関をとられて、当該技術分野で理解される方法によって、また、図2に関して上述したように、歪値eが生成される。更に図3を参照すると、音響特性マップは、数学的モデルであるジェネレータ関数60によって提供される。ジェネレータ関数60は、例えば、である。ここで、Vxは、超音波の伝播方向に沿った場所xで定義されるボクセルにおける音声速度音響特性であり、は、超音波の伝播方向に沿った場所xにおける歪eの関数である組織の剛性であり、ti11は、超音波の伝播方向に沿った場所xにおける歪eの関数である組織の初期応力であり、ρは、超音波の伝播方向に沿った場所xにおける歪eの関数である組織の密度である。関数、ti11、及びρは、関心領域にわたって均質であると仮定されてもよく、エクスビトロの組織の試験によって経験的に導出され、この経験的データに基づく制限された次数の多項式で関数的に近似されるか、又は、ルックアップテーブル内に取り込まれることができる。これらの関数についての初期歪値は、歪モデル62によって提供されてもよい。歪モデル62は、位置センサ19からの情報によって既知の圧迫が提供される状態での、均一な体内における歪減衰の解析的モデルを使用して最初に作成されてもよい。この歪のモデルは、上述し、また、従来技術で知られている解析的応力モデルを使用して作ることができる。第1の例では、歪モデルは、一般に、超音波トランスジューサ12とテーブル27との境界から離れるにつれて歪減衰を示し、応力減衰を反映するであろう。歪eの値がプロセスブロック58によって求められると、その値がジェネレータ関数60に反復して提供され、音響特性マップを改善することができる。当該技術分野で知られている標準的な技法に従って生成されるBモード超音波画像に基づく組織の識別を含む、他の改良を考えることもできる。得られた歪値は、弾性計算ブロック64に与えられることができ、弾性計算ブロック64は、実質的に、任意の所与のボクセルの応力を、そのボクセルに存在するように求めた歪で割って、弾性値66が生成される。弾性値66は、その後、エラストグラフィ画像68を生成するのに使用されることができる。本発明の最も単純な実施態様では、各ボクセルについての応力値は、従来技術の弾性組織映像手法によれば、関心領域18にわたって一定であると仮定される。しかし、好ましい実施態様では、プロセスブロック64についての応力値を提供するのに、応力マップ70が使用される。応力マップ70は、平均的な患者16の組成の物質モデル74について、従来技術で述べられる技法等の解析的技法を使用するジェネレータ72によって、また、圧迫器本明細書では、超音波トランスジューサ12の既知のサイズ、その移動及び位置、並びに、支持テーブル27の位置に基づいて生成されてもよい。一般に、ジェネレータ72によって使用される物質モデル74は、均一な物質をモデル化することになる。しかし、この物質モデル74は、応力集中を引き起こすことになる複数の異なる剛性特性の介在物が存在する場合は、エラストグラフィ画像自体68によって改良されてもよい。物質の係数、初期応力、及び物質の密度が、歪の関数として関数的に依存することによって生じる音響特性の変動に対処することによって、改善されたエラストグラフィ画像を得ることができる。II.音響弾性歪ゲージ組織の音響特性と歪との関係によって、歪を、組織変位を測定する中間ステップ無しで求めることが可能になる。ここで、図4を参照すると、人のかかと82のアキレス腱80についての歪の測定は、入射波形86を腱80内に送信し、腱80からのエコー波形87を受信するように、かかと82の側面に密着して超音波トランスジューサ84を設置することによって行われることができる。エコーの量は、一般に、腱組織とかかと82の周囲組織との音響特性の変化によって決まる。図5に示すように、入射波形86はフーリエ変換によって処理されてスペクトル88を生成し、スペクトル88から、スペクトル88の最も高い振幅周波数成分の振幅である、ピーク振幅90が決定されてもよい。同様に、エコー波形87は、ブロック89で示すフーリエ変換によって処理されてスペクトル92を生成し、スペクトル92の最も高い振幅周波数成分の振幅である、ピーク振幅94が決定されてもよい。プロセスブロック96によって取得される、これらの2つのピーク振幅値90及び94の比ピーク振幅94をピーク振幅値90で割ったものは、歪eの関数である反射係数98を提供する。反射係数98は、2つの方法で使用されてもよい。1つの方法は、反射係数を使用して、図7に示すように順問題を解くことである。本明細書では、反射係数98は、数学的モデル102に適用される反射によって修正された修正波形100の情報を提供し、数学的モデル102は、波形の修正及び既知の物質特性104を歪106の値に関連付ける。1つの数学的モデル102は、であり、ここで、C1、C2、C3及びC4は、既知の物質定数であり、eは、求める歪であり、Rは、反射係数であり、ρS及びρWは、それぞれ、固体組織の密度及び水の密度であり、vWDは、水中での拡張波の速度である。組織の歪106は、その後、既知の物質特性のモデルに適用されて、初期応力値を生成することができる。1つのモデルは、であり、ここで、ti11は、求める初期応力であり、C1、C2、及びC3は、既知の物質定数であり、eは、求めた歪であり、bは、歪eの関数であるとしてモデル化される次元的収縮である。代わりに、反射係数98を使用して、図8に示すように、逆問題を解くこともできる。本明細書では、反射係数98は、やはり、数学的モデル108に適用される反射によって修正された修正波形100の情報を提供し、数学的モデル108は、波形の修正及び既知の歪106を、物質特性104の値に関連付ける。この逆問題において、異なる係数を反映する、いくつかの異なる物質特性104が生成されなければならず、したがって、異なる初期応力106における修正波形100の複数の独立した測定が行われなければならない。このために使用することができる数学的モデル108は、一組の連立方程式、すなわち、であり、ここで、R1、R2、R3及びR4は、組織応力の複数の異なるレベルで取得される反射係数であり、ここで、C1、C2、C3及びC4は、求める物質定数であり、eは、既知の歪であり、ρS及びρWは、それぞれ固体組織の密度及び水の密度であり、vWDは、水中での拡張波の速度である。再び図4を参照すると、別の一実施態様では、超音波トランスジューサ84は、受信波形114として第2の超音波トランスジューサ112によって受信される、かかと82及び腱80を通過する投射波形86’を提供してもよい。図6を参照すると、その後、入射波形86と受信波形114との間における位相遅延116が、遅延ブロック118によって測定されて、実質的に、腱の厚さ及び介在するか又は周囲にある組織の厚さの変化によって補正された、かかと82及び腱80を通る波の速度である、波速度値120が生成されてもよい。上述した反射係数98に似た、波速度値120は、以下の方程式に従って、図7に示す修正波形100としての順問題か、図8に示す逆問題のいずれかで使用されてもよい。順問題についての数学的モデル102は、であってもよい。cyyは、測定された波速度であり、ここで、C1、C2、C3、及びC4は、既知の物質定数であり、eは、求める歪であり、ρは、組織密度である。前と同様に、その後、組織の歪106は、既知の物質特性のモデルに適用されて、上述したモデルを使用して初期応力値が生成されてもよい。再び、逆方向の数学的モデル108は、一組の連立方程式、この場合、を必要とする。ここで、c1、c2、c3及びc4は、組織応力の異なるレベルで取得される波形速度である。こうして、歪の関数として組織の音響特性の変化を理解することに基づいて、介在する組織による超音波波形の修正から、歪を直接求めることができる。上述した音響エラストグラフィ技法は、腱にわたる複数の異なる場所について反復されて、歪、物質特性、又は初期応力の画像を生成することができる。本発明は、本明細書に含まれる実施態様及び図に限定されるものではなく、添付の特許請求の範囲内に入る、実施態様の部分及び複数の異なる実施態様の要素の組み合わせを含むような実施態様の変更態様を含むことが特に意図される。