专利名称：通过传播剪切波来测量哺乳动物软组织物理参数的方法和装置的制作方法测量哺乳动物软组织中的温度是非常有用的，例如，可以用于较好地控制诸如热处理的局部处理，即通过高强度聚焦超声波(HIFU)或通过射频波(RF消融术)的局部处理。本发明第二方面的目的和概要本发明的第二方面的一个目的在于提供测量哺乳动物软组的温度的新方法，其具有使用快速和简单并且是非介入性的优点。为此目的，根据本发明，提供上文所定义的方法，其中所述物理参数是软组织的温度，所述温度是根据所述剪切波参数与所述温度相联系预先确定的定律来确定的。根据这些部署，有可能方便、快速和非介入性地获得软组织温度的测量。本发明是可行的，因为本发明人发现哺乳动物软组织的剪切波传播参数(例如杨氏模数、剪切波模数、粘性等)随着温度而变化(尤其是在足够高的剪切波的频率上)并且可由相关实验所确定的定律与温度相关联。在本发明第二方面的方法的变化例中，有可能附加一个和/或其它的下述步骤(可以单独使用或组合使用)-确定所述温度为在两个不同时间上的第一和第二温度之间的差值；-确定在观测区域多个点上的温度并且确定在观测区域中的所述温度图。本发明的第二方面的另一目的是上述定义的装置，其中，所述物理参数是软组织的温度，并且所述电子控制系统用于根据所述剪切波传播参数与所述温度相联系的预先确定定律来确定所述温度。在本发明的第二目的的装置中，可以使用下述一个和/或其他特征(可以仅使用一个或其组合)-所述温度是在两个不同时间上的第一和第二温度之间的差值；-所述剪切波至少具有一个超过50Hz的频率；-确定在观测区域多个点上的温度并且确定在观测区域中的所述温度图。附图的简要说明本发明的其它特征和优点将通过下述两个非限制性的实施例以及参考附图进行阐述，附图包括-图I为本发明第一方面实施例中的剪切波成像装置的示意-图2为本发明第二方面实施例中的剪切波成像装置的示意图；-图3为剪切波模数μ作为哺乳动物软组织温度的函数的图示实例。本发明的第一方面用于测量血管壁的弹性的方法和装置图I所示装置I用于测量在观测区域中的弹性的非线性，该观测区域包括活体病人2的血管3 (尤其是动脉)的部分。血管3的血管壁3a可以被局部认为是直径为D和厚度为e的圆柱形管状物，并且血液3b沿着3c方向流动。在心动周期的过程中，在血管3中的血压P(t)在称为舒张压的最小血压和称为收缩压的最大血压之间变化。所述血压的变化产生血管直径D的变化(其中D可以例如为外径，但是也可以为内径或内径外径的平均值)以及拉伸应力σ⑴中的 变化(取沿着正交轴X2的方向，是所讨论的血管壁3a点的切线，并且垂直于血管的纵向轴Xl和平行于纵向轴)。所述拉伸应力的数值由下述方程⑴给出Γ t 人 PiiXDex ⑴ (I) 2e拉伸应力σ (t)变化还促使了在血管壁3a中的剪切波传播参数的变化，并且本发明使用这些变化来确定具有血管壁弹性的非线性特征的参数，依次来确定所述血管壁的脆性以及尤其是粥样化空斑破裂风险的特征。为此目的，本发明提供用于测量病人血管的血管壁弹性的方法，其中包括以不同的时间瞬间来测量多个剪切波传输参数。通过下述方法测量各个剪切波传播参数-通过由血管壁3a所构成的粘弹性介质传播的机械剪切波；-观测该剪切波在血管壁3a中的通过，尤其是通过非聚焦超声压缩波对散射粒子3的反射来观测，散射粒子对超声压缩波形成反射并且通常包含在生物学组织中(粒子3d可以由血管壁3a中的任意非均匀性所构成，尤其是由胶原质的粒子所构成)；-基于剪切波传播的观测，来确定表示血管壁弹性的剪切波传播参数。适用于执行本发明方法的装置I的结构和常用操作方法，已经在文献US-B2-7252004中作了阐述，并在此再次复述。装置I可以包括例如-超声换能器阵列4，例如通常线性阵列，它通常包括超声换能器T1-Tn，其沿着在常用回波扫描探头中通常已知的轴线并列设置(阵列4适用于执行在平面X、Y中观测区域的二维(2D)成像，其中X和Y是连接至阵列4的两个轴，X平行于阵列4的纵向和Y垂直于阵列的换能器Ti)，但是阵列4还可以为用于执行观测区域3D成像的二维阵列)；换能器数量η大于I，例如几十(例如100至300);阵列4的换能器T1-Tn传送超声压缩波脉冲，该脉冲为在回波描记术中经常使用的脉冲，例如具有在O. 5至IOOMHz范围中的频率，并且优选为在O. 5MHz至15MHz范围中的频率，即大约为2. 5MHz的频率；-用于控制换能器阵列4和采集其信号的电子柜5；-用于控制电子柜5并且观测由电子柜所获得的超声图像的微型计算机6，所述计算机6包括例如屏幕6a和键盘6b或其它用户接口。电子柜5和微型计算机6在此称之为装置I的控制系统。所述控制系统可以由多于两个的装置构成或通过单一的电子装置构成，以满足电子柜5和微型计算机6的所有功倉泛。电子柜5可以包括，例如-η个模/数转换器7 (E1-En)，各自单独连接至换能器阵列4的η个换能器(T1-Tn)；-η个缓存存储器8 (M1-Mn)，各自分别连接至η个模/数转换器7 ；-中央处理器9(CPU)，其与缓存存储器8和微型计算机9通讯；-存储器IO(MEM)，其连接至中央处理器9；-数字信号处理器11(DSP)，其连接至中央处理单元9。此外，在本发明的一些实施例中，中央处理器9 (或计算器6)可以连接至自动压力传感器12，用于检测病人2的血压，例如-血压计，其以非介入式方法测量病人的血压并且将血压信号传输至中央处理单元9 ;和/或，-插入在血管3中并且适用于测量病人血压的压力传感器的套管，所述传感器以非介入方式测量病人的血压并且将血压信号传输至中央处理单元9。换能器T1-Tn可由中央处理单元9逐个单独控制。换能器T1-Tn因此可以选择性地发射-非聚焦的超声压缩波；-或者聚焦在介质3的一点或多点上的超声压缩波。专业术语“非聚焦压缩波”可理解为照射介质3整个观测区域的任何种类的非聚焦波，例如-超声压缩波是“平面”(即，波前在X、Y平面中呈直线的波)，或其它类型的非聚焦波；-由多个换能器T1-Tn所发射的随机超声信号产生的波； -或聚焦在血管壁3a的一点或多点上的超声压缩波；-或弱聚焦波(已知为“宽”传输聚焦焦距距离/孔径之比>2. 5)；-或诸如球面波的发散波；-或同时聚焦在多个焦点上的波；-或更普遍的任何种类的传输波，其不对应于使用单一焦点位置和焦距/孔径比< 2. 5的传统聚焦。在装置I的工作过程中，换能器阵列4设置成在所研究的血管3部分接触病人2的皮肤2a。换能器阵列4可以血管3的横向或纵向来具体设置，即，换能器阵列4的轴X、Y以纵向平面Χ1、Χ2来设置，该平面包括纵向轴XI，或以径向平面Χ2、Χ3来设置，其垂直于纵向轴Xl (Χ3为径向轴，垂直于所述血管壁3a中所研究点上的轴XI、X2)。换能器阵列4的轴X设置为基本平行于径向轴X3。装置I的操作方法由控制系统(即，中央处理单元9和/或计算机6)控制，并为这样的操作方法进行编程。观测剪切波的传播为了观测在所述血管壁3a上的剪切波的传播，装置I的控制系统6、9被编程为可以连续执行多个步骤a)激励步骤，其中控制系统6、9使得通过阵列4发射聚焦于病人体内的至少一个超声波(这个聚焦波可以由所有或部分换能器Tl-Tn发射)在介质3中产生弹性剪切波；b)观测步骤，其中同时观测在血管壁3a的观测区域多点上的剪切波的传播，并且包括下述子步骤bl)控制系统6、9使得阵列4向粘弹性介质发射连续非聚焦超声压缩波(这些非聚焦超声波可由所有或部分换能器Tl-Tn发射)，其速率为每秒至少300次，例如至少500次/s (在步骤a中发射的聚焦超声波的聚焦和时间)，并且适用于所述非聚焦超声波的时间使得至少一些所述非聚焦超声波在剪切波通过观测区域的传播过程中到达观测区域；b2)控制系统6、9使阵列4检测从病人体内2接收到的超声波信号(该检测可以由阵列4的全部或部分换能器来执行)，所述信号包括由非聚焦超声波压缩波与所述观测区域中的散射粒子3d相互作用所产生的回波，这些回波对应(直接的或间接的)构成病人血管壁3a的粘弹性介质位移的连续图像；将所检测到的信号实时记录在缓冲存储器Ml-Mn中；c)在至少一个执行步骤中，其中·Cl)控制系统6、9处理在子步骤b2)中从病人体内2所接收到的连续超声波信号，以确定连续的传播图像；以及，c2)控制系统6、9确定适用于在观测区域不同位置上构成病人血管壁3a的粘弹性介质的至少一个位移参数。值得注意的是，可以省略上述子步骤c2):更具体的说，本发明的方法不需要确定传输图像，并且控制系统6、9可以通过其它任何方法来确定所述位移参数。在激励步骤a)中发射的聚焦超声波可以是频率f在O. 5MHz至15MHz范围内的单色波，例如频率大约等于2. 5MHz，其以k/f秒的持续时间来发射，其中k为在50至5000范围内的整数(大约为500)以及f以Hz表示。这样的波有可能在由其余周期分割的连续发射周期中发射，所述发射周期以每秒5至1000次范围内的速率依次发射。因此而获得的剪切波的极化平行于Y轴(因此平行于轴X3)并且传播平行于X轴(因此根据阵列4的方向，平行于轴Xl或X2或者平行于平面X1、X2中的轴)。在一个变化例中，在激励步骤a)中发射的聚焦超声波是各自频率fl和f2的两个单色信号的线性组合(具体是之和)，使得20Hz ( I fl-f2 I ( 1000Hz,由此产生具有调制频率|fl-f2|的调幅波。此外，在激励步骤a)所发射的聚焦超声波可以选择是否同时聚焦于多个点上，使得所产生的剪切波表示为所需的波形(例如，因此可以产生平面的剪切波，或相反的为聚焦的剪切波)，并且照明在血管壁3a中的所需区域或病人体内2的其他部分。在步骤bl)中，可以保持例如O. I至I秒，可以在每秒500至10000次范围内的速率发射非聚焦超声压缩波，并且优选以每秒1000至5000次的速率(该速率受压缩波通过病人体内2往返传播时间的限制这对在发射新的压缩波之前探头6已经接收到压缩波所产生的回波来说是是必要的)。各个非聚焦超声压缩波以高于剪切波的传播速度在病人体内2中传播(即，在人体内大约为1500m/s)，并且与散射粒子3d进行相互作用，从而在信号中产生回波或其它模拟扰乱，所述信号本身在回波扫描领域中称之为“斑点噪声”。在非聚焦超声波压缩波的每次发射之后，由换能器Tl-Tn在子步骤b2)中拾取斑点噪声。所述每个换能器Ti在第j次发射后采用这类方法所获取的信号Su(t)以高频(gp，30MHz至100MHz)进行初始采样并且由对应于换能器Ti的模/数换能器Ei进行实时数字化(例如，12比特)。然后，同样以实时的方法，将这种方法所采样和数字化的信号Su(t)存储在对应于换能器Ti的缓冲存储器Mi。籍助于实例，各个存储器Mi可具有大约128兆比特(MB)的存储能力，并且包括在J = IMp的连续发射中所接收到的所有信号Su(t)。在延期时间中，在对应于剪切波相同传播的所有信号Su(t)都已经存储之后，中央单元9使用对应于子步骤Cl)的常规路径形成步骤来处理这些信号(或由诸如加法电路的另一电路已经处理这些信号，或者计算机6可以自身来处理这些信号)。这样产生了各个对应于在第j次之后的观测区域图像的信号SjU, y)。 例如，可以通过下述公式来确定信号Sj (t)Sj (t) = 2] O1 (X, y> . s.." [t (X., y)十 Cii (x, y)/V]其中-Sij为在第j次发射超声压缩波之后由第i个换能器所获取的原始信号；-t(x, y)为超声压缩波到达具有xy坐标系中的坐标(X、y)的观测区域的点所花的时间，其中t = O是在第j次发射的开始处；-Cli (x, y)在具有(x、y)坐标的观测区域的点和第i换能器之间的距离，或所述距离的近似；-V为超声波压缩波在所观测粘弹性介质中的平均传输速度；以及，-Qi(Xjy)为考虑变迹关系的权重系数(具体为，在多数情况下，可以假设CiiU,y) = I)。当观测区域是三维的(采用二维的换能器阵列)，则上述方程式要做适当的修正，以(x、y、z)来替换(x、y)的空间坐标。在可选的路径形成步骤之后，中央单元9在中央存储器M中存储对应于第j次发射的图像信号Sj(^y)(或者如果图像仅为I维情况的Sj (X)，或在3D图像情况的Sj (x，y，z))。这些信号还可以存储在计算机6中，只要计算机本身执行图像处理。随后，这些图像在子步骤c2)的延期时间中采用校正和交叉校正的方法成对的或优选采用参考图像来处理这些信号，在文献US-B2-7252004中进行了阐述。上述交叉校正的执行可以在例如数字信号处理器11中，也可以在中央单元9中或计算机6中进行编程。在所述交叉校正过程中，最大化交叉校正函数<Sj(x, y) , Sjm (x, y)>,以便确定承受超声回波的各个粒子3c的位移。文献US-B2-7252004阐述了这类交叉校正计算的实例。这就在剪切波的影响下形成由剪切波在血管壁3a的各个位置f上所产生的一系列位移向量(在所述实施例中，这些位移向量可选择地减少成单个分量)。所述一系列位移向量存储于存储器M或计算机6中，并且可以显示，例如尤其可籍助于计算机显示器4a，以慢的运动图像形式所显示的位移数值由诸如灰阶或者色阶之类的选择参数来显示说明。因此，可以清晰地显示在血管壁3a的不同特征区域之间的剪切波的传播差异。这些剪切波的运动图像还可以重叠在传统的回波扫描技术的图像上，所述回波技术的图像也可由上述装置I产生。此外，也有可能计算在观测区域各个点上的血管壁3a的形变，而不是位移，即那些分别与空间变量(在所述实施例中X和Y的坐标)相关的位移向量所引申得到的分量向量。这些形变向量可以如同位移向量一样使用，以运动图像的形式来清晰显示剪切波的位移，并且还具有消除换能器阵列4相当于所观测的病人体内2的位移的优点。_5] 确定剪切波传播参数从位移或形变形变区域中，在用户操作计算机6所选择的观测区域中的某些点 (至少一个点)上或者也可以在整个观测区域中，根据在观测区域x、Y(换能器的二维阵列为Χ、Υ、Ζ)中的位移参数(位移或形变)随时间而变化的方法，计算机6 (或通常为控制系统6、9)可以优选计算至少一个剪切波的传播参数。当剪切波传播参数是以观测区域中的多个点上来计算的，则计算机6就可以在显示屏6a上显示在观测区域中的所述参数图。在子步骤c2)中所计算的剪切波传播参数，可以选自例如剪切模数μ，或杨氏模数E = 3u或剪切波传播速度Cs (

用于测量哺乳动物软组织的物理参数的方法，其中，机械剪切波通过软组织传播并且传播的观测可以确定剪切波传播参数的数值。基于这些参数所计算的物理参数是在软组织的温度下承受血压的软组织(血管)弹性的非线性参数。