JP2013500752A - 剪断波を伝搬させることによって哺乳類軟組織中の物理的パラメータを計測するための方法および装置 - Google Patents

Abstract

機械的剪断波が軟組織を通って伝搬し、伝搬の観察により剪断波伝搬パラメータの値が決定される、哺乳類の軟組織中の物理的パラメータを計測するための方法。これらの値に基づき計算される物理的パラメータは、血圧の影響を受ける軟組織（血管）の弾性の非線形性のパラメータまたは軟組織の温度のいずれかである。
【選択図】図１

Description

本発明は、哺乳類軟組織中の物理的パラメータを、それらの軟組織中に剪断波を伝搬させることによって計測するための方法および装置に関するものである。

米国特許第７ ２５２ ００４号明細書では、超音波トランスデューサのアレイを使用して剪断波を発生させ、剪断波の伝搬を画像化することによる、哺乳類軟組織中に剪断波を伝搬させることによって剪断波伝搬パラメータ［例えば、剪断弾性率（ｓｈｅａｒ ｍｏｄｕｌｕｓ） μ］を計測する方法が記載されている。

本発明の１つの目的は、哺乳類軟組織中の追加の物理的パラメータを、この媒質中に剪断波を伝搬させることによって計測するための迅速で使いやすい新しい方法を提案することである。

この目的のために、本発明により、哺乳類の軟組織中の物理的パラメータを計測するための方法が提供され、前記方法は：
前記軟組織の剪断波伝搬パラメータ（例えば、剪断弾性率または以下で説明されるような他のパラメータ）が前記軟組織中における少なくとも剪断波の伝搬時に超音波トランスデューサのアレイを使用することによって計測される少なくとも１回の剪断波伝搬パラメータ計測と、
軟組織の前記物理的パラメータが少なくとも前記剪断波伝搬パラメータに基づき決定される物理的パラメータ決定ステップとを含み、前記物理的パラメータは：
前記軟組織の弾性の非線形性のパラメータであって、前記軟組織が血圧の影響下にあり、前記物理的パラメータは：
哺乳類の心周期によって引き起こされる軟組織中の異なる圧力値に対応する異なる時刻における前記剪断波伝搬パラメータの複数回の計測と、
前記軟組織中の対応する圧力値（例えば、血圧）と
に基づいて決定される、前記軟組織の弾性の非線形性のパラメータ、
または、軟組織の温度であって、前記剪断波伝搬パラメータを前記温度に結び付ける所定の法則に基づき決定される軟組織の温度のいずれかである。

したがって、本発明は、剪断波伝搬の修正を媒質の少なくとも１つの物理的（熱力学的）特性（例えば、圧力、応力、温度など）の変化の関数として利用する。このような変化は、外部的にまたは内部的に誘発されるか、または自然の生物学的効果によって引き起こされうる。例えば、軟組織の内部圧力変化は心臓拍動性によって自然に誘発されうるか、または集束超音波を使用して離れた場所から内部熱源を発生させることができる。

本発明の方法のさまざまな実施形態において、場合によっては以下のステップ（単独で、または組み合わせて使用することができる）の一方および／または他方をさらに利用することもでき：
それぞれの剪断波伝搬パラメータ計測において決定される前記剪断波伝搬パラメータは、剪断波速度、剪断弾性率、ヤング率、剪断弾性、および剪断粘度から選択され、
剪断波伝搬パラメータ計測は：
ａ）弾性剪断波が軟組織中に発生する励起ステップと、
ｂ）剪断波の伝搬が軟組織中の観察野内で観察される観察ステップであって：
ｂ１）トランスデューサのアレイに軟組織中に一連の超音波圧縮波を放射することを行わせるサブステップであって、前記超音波のタイミングは剪断波が観察野内で伝搬している間に前記超音波の少なくとも一部が観察野内を貫通するように適合される、サブステップと、
ｂ２）軟組織中の反射微粒子と相互作用する超音波圧縮波によって発生するエコーを含む、前記観察野から受け取った超音波信号を、トランスデューサの前記アレイによってリアルタイムに検出するサブステップとを含む、観察ステップと、
ｃ）少なくともサブステップｃ２）を含む少なくとも１つの処理ステップであって：
ｃ２）少なくとも１つの移動パラメータは観察野内で決定され、前記移動パラメータは前記反射微粒子の移動を特徴付け、前記剪断波伝搬パラメータの値は前記移動パラメータに基づき決定される、少なくとも１つの処理ステップとを含み、
前記処理ステップｃ）は、前記移動パラメータを決定する前記サブステップｃ２）の前に、さらなるサブステップｃ１）を含み、
ｃ１）サブステップｂ２）において観察野から引き続き受信される超音波信号は、剪断波の連続する伝搬画像を決定するために処理され、
前記サブステップｃ２）において、前記移動パラメータは、前記トランスデューサアレイに属する１つの対応するトランスデューサによって、観察野内の少なくとも１つの所定の計測ゾーン内で決定され、
前記サブステップｂ１）において、前記超音波圧縮波は、少なくとも毎秒３００ショットの速度で放射される。

本発明の別の目的は、哺乳類の軟組織中の物理的パラメータを計測するための装置であり、前記装置は：
剪断波伝搬パラメータが前記軟組織中における少なくとも剪断波の伝搬時に超音波トランスデューサの前記アレイを使用することによって計測される剪断波伝搬パラメータ計測を少なくとも１回実行し、
軟組織の物理的パラメータを、少なくとも前記剪断波伝搬パラメータに基づき決定するように適合された、少なくとも１つの電子制御システムによって独立制御されるトランスデューサのアレイを備え、前記物理的パラメータは：
軟組織の弾性の非線形性のパラメータであって、前記軟組織が血圧の影響下にあり、前記物理的パラメータが：
哺乳類の心周期によって引き起こされる軟組織中の異なる圧力値に対応する異なる時刻における前記剪断波伝搬パラメータの複数回の計測と、
前記軟組織中の対応する圧力値とに基づいて決定される、軟組織の弾性の非線形性のパラメータ、
または軟組織の温度であって、前記剪断波伝搬パラメータを前記温度に結び付ける所定の法則に基づき決定される軟組織の温度のいずれかである。

本発明の装置のさまざまな実施形態において、場合によっては以下の配置構成（単独で、または組み合わせて使用することができる）の一方および／または他方をさらに利用することもでき：
電子制御システムは：
ａ）弾性剪断波を軟組織中に発生させ、
ｂ）軟組織中の観察野内の剪断波の伝搬を：
ｂ１）トランスデューサのアレイに媒質中に一連の超音波圧縮波を放射することを行わせ、前記超音波のタイミングは剪断波が観察野内で伝搬している間に前記超音波の少なくとも一部が観察野内を貫通するように適合されることと、
ｂ２）媒質中の反射微粒子と相互作用する超音波圧縮波によって発生するエコーを含む前記観察野から受け取った超音波信号を、トランスデューサの前記アレイによってリアルタイムに検出することとによって観察し、
ｃ）観察野から連続して受信された超音波信号を処理して、観察野内の少なくとも１つの移動パラメータを決定し、そこから前記剪断波伝搬パラメータの値を決定し、前記移動パラメータは前記反射微粒子の移動を特徴付けるように適合され、
前記制御システムは、剪断波の連続する伝搬画像を決定し、そこから前記移動パラメータを決定するように適合され、
前記制御システムは、トランスデューサアレイに属する１つの対応するトランスデューサから到来するデータに基づき、観察野内の少なくとも１つの所定の計測ゾーン内で前記移動パラメータを決定するように適合され、
前記制御システムは、前記超音波圧縮波が少なくとも毎秒３００ショットの速度で放射されるように適合され、
それぞれの剪断波伝搬パラメータ計測において決定される前記剪断波伝搬パラメータは、剪断波速度、剪断弾性率μ、ヤング率Ｅ、剪断弾性μ_１、および剪断粘度μ_２から選択される。

＜本発明の第１の態様：生体軟組織の弾性を計測するための方法および装置＞
（本発明の第１の態様の分野）
本発明の第１の態様は、生体軟組織、特に血管壁の弾性を計測するための方法および装置に関するものである。

（本発明の第１の態様の背景）
血管、特に動脈の弾性を計測することは、アテローム性動脈硬化症のような病変、つまり、動脈内のアテローム斑の蓄積を監視する観点から重要である。実際のところ、アテローム性動脈硬化症の大きな危険性の１つは、アテローム斑の破裂である。

（本発明の第１の態様の目的および要約）
本発明の第１の態様の１つの目的は、軟組織（特に血管壁）の弾性を計測するための迅速で使いやすい新しい方法を提案することである。

この目的のために、本発明の第１の態様により、前記物理的パラメータが軟組織の弾性の非線形性のパラメータである、上で定義されているような方法が提供され、前記方法は：
心周期によって引き起こされる軟組織中の２つの異なる圧力値にそれぞれ対応する異なる時刻における少なくとも２回の剪断波伝搬パラメータ計測と、
前記物理的パラメータ決定ステップであって、軟組織の弾性の非線形性の前記パラメータが、少なくとも：
前記剪断波伝搬パラメータ計測時に決定された剪断波伝搬パラメータの各値と、
それぞれの剪断波伝搬パラメータ計測の剪断波伝搬時にそれぞれ生じる、前記軟組織中の圧力値とに基づき決定される、前記物理的パラメータ決定ステップとを含む。

これらの特質のおかげで、弾性の非線形性のパラメータを介した血管壁の脆弱性の測定結果、したがってアテローム斑が破裂する危険性の尺度を容易にかつ素早く得ることができる。さらに、剪断波伝搬パラメータ計測は非侵襲的であり、血圧の計測結果も非侵襲的に得られる可能性があり、このこともまた、本発明の方法の利用を促進し得る。

本発明の第１の態様の方法のさまざまな実施形態において、場合によっては以下のステップ（単独で、または組み合わせて使用することができる）の一方および／または他方をさらに利用することもでき：
前記軟組織は血管を含み、前記剪断波伝搬パラメータは前記血管内で計測され、前記圧力は前記血管内の血圧であり、
非線形性決定ステップｄ）で決定される弾性の非線形性のパラメータは、三次の剪断弾性率（ｓｈｅａｒ ｅｌａｓｔｉｃ ｍｏｄｕｌｕｓ）Ａであり、
それぞれの剪断波伝搬パラメータ計測で決定される前記剪断波伝搬パラメータは剪断弾性率μであり、三次の剪断弾性率Ａは、いくつかの剪断波伝搬尺度にそれぞれ対応する一組の方程式：

を解くことで求められ、
ただし、式中、
ｔは対応する剪断波伝搬パラメータ計測が実行される時刻であり、
μ（ｔ）は時刻ｔにおける剪断弾性率の値であり、
μ_０は制約条件のない剪断弾性率の値であり、
σ（ｔ）は、剪断波伝搬パラメータの計測の場所における、時刻ｔでの軟組織中の圧力に基づき決定される、剪断波の偏波方向に平行な時刻ｔにおける血管内の機械的応力であり、
前記軟組織は血管を含み、前記剪断波伝搬パラメータは前記血管内で計測され、前記圧力は前記血管内の血圧であり、機械的応力σ（ｔ）は血管内の血圧に基づき、および血管の画像に基づいて決定され、
血管の画像は前記トランスデューサアレイによる超音波検査によって得られ、
前記軟組織は血管を含み、前記剪断波伝搬パラメータは前記血管内で計測され、前記圧力は前記血管内の血圧であり、機械的応力σ（ｔ）は血管内の血圧に基づき、および血管の直径と血管壁の厚さに基づいて決定され、
圧力（特に血圧）は剪断波伝搬パラメータ計測と同時に、圧力センサーによって自動的に計測され、
血圧は観察野から一定距離のところで計測され、次いで、前記距離および圧力波伝搬速度を考慮することによって剪断波伝搬パラメータの計測に同期され、
血圧は心周期の少なくとも２つの異なる特徴的な期において計測され、剪断波伝搬パラメータの計測は、心周期の前記２つの特徴的な期に対応する少なくとも２つの時刻において実行され、
心周期の前記２つの特徴的な期は最高血圧の時刻と最低血圧の時刻であり、
非線形性決定ステップにおいて、弾性の非線形性のパラメータが観察野の複数の点で決定され、観察野内の弾性の非線形性の前記パラメータのマップが決定される。

本発明の第１の態様の別の目的は、前記媒質が血管である、上で定義されているような装置であり、前記物理的パラメータは軟組織の弾性の非線形性のパラメータであり、前記制御システムは：
異なる時刻に少なくとも２回の剪断波伝搬パラメータ計測を実行し、
軟組織の弾性の非線形性の前記パラメータを、少なくとも：
前記剪断波伝搬パラメータ計測時に決定された剪断波伝搬パラメータの各値と、
剪断波伝搬計測時にそれぞれ生じる、前記軟組織中の圧力値とに基づき決定するように適合される。

本発明の第１の態様の装置のさまざまな実施形態において、場合によっては以下の配置構成（単独で、または組み合わせて使用することができる）の一方および／または他方をさらに利用することもでき：
前記制御システムによって決定された弾性の非線形性のパラメータは、三次の剪断弾性率Ａであり、
制御システムによって決定される前記剪断波伝搬パラメータは剪断弾性率μであり、制御システムは三次の剪断弾性率Ａを、いくつかの剪断波伝搬尺度にそれぞれ対応する一組の方程式：

を解くことによって求めるように適合され、
ただし、式中、
ｔは対応する剪断波伝搬パラメータ計測が実行される時刻であり、
μ（ｔ）は時刻ｔにおける剪断弾性率の値であり、
μ_０は制約条件のない剪断弾性率の値であり、
σ（ｔ）は、剪断波伝搬パラメータの計測の場所における、時刻ｔでの軟組織中の圧力に基づき決定される、剪断波の偏波方向に平行な時刻ｔにおける軟組織中の機械的応力であり、
制御システムは剪断波伝搬パラメータ計測と同時に、圧力センサーを通じて自動的に軟組織中の圧力を計測するように適合され、
前記軟組織は血管を含み、前記剪断波伝搬パラメータは前記血管内で計測され、前記圧力は前記血管内の血圧であり、制御システムは、血圧の計測を剪断波伝搬パラメータの計測に同期させることを：
血圧の計測の場所と観察野との間の距離と、次いで同期させた前記距離と、
圧力波伝搬速度とを考慮することによって行うように適合され、
前記軟組織は血管を含み、前記剪断波伝搬パラメータは前記血管内で計測され、前記圧力は前記血管内の血圧であり、制御システムは、心周期の少なくとも２つの異なる特徴的な期における血圧の尺度を有し、心周期の前記２つの特徴的な期に対応する少なくとも２つの時刻において剪断波伝搬パラメータの計測を実行するように適合され、
心周期の前記２つの特徴的な期は最高血圧の時刻と最低血圧の時刻であり、
制御システムは、心周期の前記特徴的な期において血圧を計測するように適合され、
制御システムは、弾性の非線形性のパラメータを観察野の複数の点で決定し、観察野内の弾性の非線形性の前記パラメータのマップを決定するように適合される。

＜本発明の第２の態様：哺乳類軟組織の温度を計測するための方法および装置＞
（本発明の第２の態様の分野）
本発明の第２の態様は、哺乳類軟組織の温度を計測するための方法および装置に関するものである。

（本発明の第２の態様の背景）
哺乳類軟組織中の温度を計測することは、例えば高密度集束超音波（ＨＩＦＵ）によって、または高周波（ＲＦ焼灼）によって、例えば温熱療法などの局所療法をより良く制御するという観点から有用な場合がある。

（本発明の第２の態様の目的および要約）
本発明の第２の態様の１つの目的は、迅速で使いやすい、しかも非侵襲的な、哺乳類軟組織の温度を計測するための新しい方法を提案することである。

この目的のために、本発明により、前記物理的パラメータが軟組織の温度であり、前記温度は前記剪断波伝搬パラメータを前記温度に結び付ける所定の法則に基づき決定される、上で定義されたような方法が提供される。

これらの特質のおかげで、軟組織の温度の計測結果を容易に、素早く、しかも非侵襲的に得ることができる。

本発明は、哺乳類軟組織の剪断波伝搬パラメータ（ヤング率、剪断弾性率、または粘度など）が温度とともに（より具体的には十分に高い周波数の剪断波で）変化し、実験で予め決定されうる法則によって温度に結び付けられることを本発明の発明者が発見したことによって可能になった。

本発明の第２の態様の方法のさまざまな実施形態において、場合によっては以下のステップ（単独で、または組み合わせて使用することができる）の一方および／または他方をさらに利用することもでき：
前記温度は、２つの異なる時刻における第１の温度と第２の温度との差として決定され、
温度は、観察野の複数の点で決定され、前記温度のマップは観察野内で決定される。

本発明の第２の態様の別の目的は、前記物理的パラメータが軟組織の温度であり、前記電子制御システムは、前記剪断波伝搬パラメータを前記温度に結び付ける所定の法則に基づき決定される前記温度を決定するように適合される。

本発明の第２の態様の装置のさまざまな実施形態において、場合によっては以下の特徴（単独で、または組み合わせて使用することができる）の一方および／または他方をさらに利用することもでき：
前記温度は、２つの異なる時刻における第１の温度と第２の温度との差であり、
前記剪断波は、少なくとも５０Ｈｚより高い周波数を有し、
温度は、観察野の複数の点で決定され、観察野内の前記温度のマップが決定される。

本発明の他の特徴および利点は、非限定的な例を通して、添付図面を参照して与えられる、本発明の２つの実施形態の以下の詳細な説明から明らかである。

本発明の第１の態様の一実施形態における剪断波撮像デバイスの線図である。 本発明の第２の態様の一実施形態における剪断波撮像デバイスの線図である。 剪断弾性率μを哺乳類軟組織の温度の関数として示す図の例である。

＜本発明の第１の態様：血管壁の弾性を計測するための方法および装置＞
図１に示されている装置１は、生きている患者２の血管３、より具体的には動脈の一部を含む観察野内で弾性の非線形性を計測するように適合されている。

血管３の血管壁３ａは、局所的には、血液３ｂが方向３ｃへ流れる、直径Ｄ、厚さｅの円筒状管とみなすことができる。心周期において、血管３内の血圧Ｐ（ｔ）は、拡張期血圧と称される最低圧力から収縮期血圧と称される最高圧力まで変化する。この圧力変化は、血管の直径Ｄ（Ｄは、例えば外径であってよいが、内径または外径と内径との平均とすることも可能である）の変化、および引張応力σ（ｔ）の変化（考慮すべき血管壁３ａの点の接線である半径直交軸Ｘ２に沿って配向され、血管の縦方向に平行な縦軸Ｘ１に垂直である）を発生する。

この引張応力の値は、式（１）：

により与えられる。

引張応力σ（ｔ）の変化はまた、血管壁３ａ内の剪断波の伝搬パラメータの変化も誘発し、これらの変化は、本発明では、血管壁の弾性の非線形性を特徴付ける、延いてはこの血管壁の脆弱性を、特にアテローム斑の破裂の危険性を特徴付けるパラメータを決定するために使用される。

この目的のために、本発明は、異なる時刻に実行されるいくつかの剪断波伝搬パラメータ計測を含む、患者の血管の血管壁の弾性を計測するための方法を提供する。それぞれの剪断波伝搬パラメータ計測は：
機械的剪断波を血管壁３ａによって構成される粘弾性媒質内に伝搬させることと、
特に超音波圧縮波に対して反射し、生体組織内に自然に含まれる拡散微粒子３ｄで反射した非集束超音波圧縮波を通じて、血管壁３ａ内におけるこの剪断波の伝搬を観察することと（微粒子３ｄは血管壁３ａ内の非均一性、特にコラーゲンの微粒子によって構成されうる）、
剪断波伝搬の観察結果に基づき、血管壁の弾性を表す剪断波の伝搬パラメータを決定することとによって実行される。

この方法を実行するための装置１の構造および一般的な動作方式は、すでに米国特許第７ ２５２ ００４号明細書において詳しく説明されており、これ以降で想起される。

装置１は、例えば：
超音波トランスデューサアレイ４、例えば通常の超音波検査プローブにおいてすでに知られているように、軸にそって並列されたｎ個の超音波トランスデューサＴ_１〜Ｔ_ｎを典型的に備える直線アレイ［アレイ４は次いで平面Ｘ、Ｙ（ＸおよびＹはアレイ４に結び付けられた２本の軸であり、Ｘはアレイ４の縦方向に平行であり、ＹはアレイのトランスデューサＴ_ｉに垂直である）内の観察野の二次元（２Ｄ）撮像を実行するように適合されるが、アレイ４は観察野の３Ｄ撮像を実行するように適合された二次元アレイとすることも可能である］であって、トランスデューサの個数ｎは、１より大きく、例えば、数十（例えば、１００〜３００）であり、アレイ４のトランスデューサＴ_１〜Ｔ_ｎは、超音波圧縮波パルスを送出し、これらのパルスは超音波検査で一般的に使用される種類のものであり、例えば０．５ＭＨｚ〜１００ＭＨｚの範囲、好ましくは０．５ＭＨｚ〜１５ＭＨｚの範囲にある、例えば、約２．５ＭＨｚである周波数を有するものである、アレイと、
トランスデューサアレイ４を制御し、そこから信号を取得する電子ベイ５と、
例えばモニター６ａおよびキーボード６ｂまたは他のユーザーインターフェースを備える、電子ベイ５を制御し、電子ベイから得られた超音波画像を表示するためのマイクロコンピュータ６とを備えることができる。

電子ベイ５およびマイクロコンピュータ６は、本明細書では、装置１の制御システムと称される。このような制御システムは、２つより多いデバイスから構成されうるか、またはただ１つの電子デバイスにより、電子ベイ５とマイクロコンピュータ６の機能のすべてを果たすことが可能である。

電子ベイ５は、例えば：
トランスデューサアレイ４のｎ個のトランスデューサ（Ｔ_１〜Ｔ_ｎ）に個別に接続されたｎ個のアナログ／デジタルコンバータ７（Ｅ_１〜Ｅ_ｎ）、
ｎ個のアナログ／デジタルコンバータ７にそれぞれ接続されたｎ個のバッファメモリ８（Ｍ_１〜Ｍ_ｎ）、
バッファメモリ８およびマイクロコンピュータ６と通信する中央演算処理装置９（ＣＰＵ）、
中央演算処理装置９に接続されたメモリ１０（ＭＥＭ）、
中央演算処理装置９に接続されたデジタルシグナルプロセッサ１１（ＤＳＰ）を備えることができる。

それに加えて、本発明のいくつかの実施形態では、中央演算処理装置９（またはコンピュータ６）は、患者２の血圧を計測するように適合された、
非侵襲的な方法で患者の血圧を計測し、血圧信号を中央演算処理装置９に送信する血圧計、および／または
血管３内に挿入され、患者の血圧を侵襲的な方法で計測し、血圧信号を中央演算処理装置９に送信する圧力センサーを装着されたカニューレなどの、自動圧力センサー１２に接続することができる。

トランスデューサＴ_１〜Ｔ_ｎは、中央演算処理装置９によって互いに独立して制御される。そこで、トランスデューサＴ_１〜Ｔ_ｎは、選択的に：
非集束超音波圧縮波、
さもなければ、媒質３の１つまたは複数の点に集束する超音波圧縮波のいずれかを放射することができる。

本明細書で理解されるように語句「非集束超音波圧縮波」とは、媒質３内の観察野全体に照射される任意の非集束波、例えば：
「平面」である超音波圧縮波（つまり、波面がＸ、Ｙ平面内で直線的である波）、または他の種類の非集束波、
ランダム超音波信号をさまざまなトランスデューサＴ_１〜Ｔ_ｎによって放射させることによって発生する波、
または、血管壁３ａの１つまたは複数の点に集束する超音波圧縮波、
または、弱集束波（「ファット（ｆａｔ）」透過集束と称される：焦点距離／開口比＞２．５）、
または、球面波などの発散波、
または、いくつかの焦点に同時に集束する波、
または、より一般的に、単一焦点位置および焦点距離／開口比＜２．５を使用する従来の集束に対応しない任意の種類の透過波、を意味する。

装置１の動作中、トランスデューサアレイ４は、調査対象の血管３の上の患者２の皮膚２ａと接触するように配置される。トランスデューサアレイ４は、特に血管３に対して横方向または縦方向に配置することができる、つまり、トランスデューサアレイ４の軸Ｘ、Ｙは縦軸Ｘ_１を含む縦平面Ｘ_１、Ｘ_２、または縦軸Ｘ_１に垂直な半径方向平面Ｘ_２、Ｘ_３（Ｘ_３は血管壁３ａ内の調査対象の点における軸Ｘ_１、Ｘ_２に垂直な半径方向軸である）のいずれかに配設される。トランスデューサアレイ４の軸Ｘは半径方向軸Ｘ_３に実質的に平行になるように配設される。

装置１の動作の仕方は、制御システム、つまりこの動作の仕方をするようにプログラムされた中央演算処理装置９および／またはコンピュータ６によって制御される。

（剪断波の伝搬の観察）
血管壁３ａ内の剪断波の伝搬を観察するために、装置１の制御システム６、９は、連続して、いくつかのステップ：
ａ）制御システム６、９が患者の身体内に集束する少なくとも１つの超音波をアレイ４によって放射させることによって弾性剪断波を媒質３中に発生させる励起ステップ（この集束波はトランスデューサＴ_１〜Ｔ_ｎの全部または一部によって放射されうる）、
ｂ）剪断波の伝搬が血管壁３ａ内の観察野の複数の点で同時に観察される観察ステップであって：
ｂ１）制御システム６、９がアレイ４に少なくとも毎秒３００ショット、例えば、少なくとも毎秒５００ショットの速度［ステップａ）で放射される集束超音波の集束およびタイミング、および前記非集束超音波のタイミングは、前記非集束超音波の少なくとも一部が観察野を通る剪断波の伝搬時に観察野に到達するように適合される］で一連の非集束超音波圧縮波（これらの非集束波はトランスデューサＴ_１〜Ｔ_ｎの全部または一部によって放射されうる）を粘弾性媒質内に放射させるサブステップと、
ｂ２）制御システム６、９がアレイ４に患者の身体２から受信した超音波信号を検出させ（この検出はアレイ４のトランスデューサの全部または一部によって実行されうる）、前記信号は観察野内で反射微粒子３ｄと相互作用する非集束超音波圧縮波によって発生するエコーを含み、これらのエコーは患者の血管壁３ａを構成する粘弾性媒質の変位の連続画像に（直接的にまたは間接的に）対応し、検出された信号はバッファメモリＭ_１〜Ｍ_ｎ内にリアルタイムで記録される、サブステップとを含む観察ステップ、
ｃ）少なくとも１つの処理ステップであって：
ｃ１）制御システム６、９が連続する伝搬画像を決定するためにサブステップｂ２）の間に患者の身体２から受信された連続する超音波信号を処理し、
ｃ２）制御システム６、９が観察野内のさまざまな点において患者の血管壁３ａを構成する粘弾性媒質に対する少なくとも１つの移動パラメータを決定する、処理ステップを実行するようにプログラムされる、ステップ。

上記のサブステップｃ２）は、省略することが可能であり、より一般的には、本発明の方法は、伝搬画像を決定することを必要とせず、制御システム６、９が他の手段によって前記移動パラメータを決定することができることに留意されたい。

励起ステップａ）で放射される集束超音波は、０．５ＭＨｚ〜１５ＭＨｚの範囲にある、例えば、約２．５ＭＨｚに等しい周波数ｆの単色波とすることができ、これはｋ／ｆ秒の持続時間の間放射され、ただし、ｋは５０〜５０００の範囲にある整数（例えば、約５００）であり、ｆはＨｚで表される。このような波は、場合によっては、静止期間によって隔てられる一連の放射期間の間に放射され、これらの放射期間は毎秒５〜１０００回放射を行う割合で次々に続くものであってよい。こうして形成される剪断波は、軸Ｙに平行（したがって軸Ｘ_３に平行）に偏波され、軸Ｘに平行（したがってアレイ４の配向に従って軸Ｘ_１またはＸ_２に平行であるか、または平面Ｘ_１、Ｘ_２内に置かれている軸に平行）に伝搬する。

一変形形態では、励起ステップａ）で放射された集束超音波は、２０Ｈｚ≦｜ｆ１−ｆ２｜≦１０００Ｈｚとなるような各周波数ｆ１およびｆ２の２つの単色信号の一次結合（特に総和）であり、したがって、変調周波数｜ｆ１−ｆ２｜を有する振幅変調波を生成する。

それに加えて、励起ステップａ）で放射される集束超音波は、適宜、生成された剪断波が所望の波形を示し（例えば、それにより平面状である剪断波、または反対に、集束する剪断波を発生することが可能である）、血管壁３ａまたは患者の身体２の他の部分内の所望のゾーンに照射されるように複数の点上に同時に、または他の何らかの形で集束させることができる。

例えば０．１〜１秒間継続しうるステップｂ１）で、毎秒５００〜１０，０００ショットの範囲、好ましくは毎秒１０００〜５０００ショットの範囲の速度で非集束超音波圧縮波を放射することが可能である（この速度が患者の身体２を通る圧縮波に対する往復伝達時間によって制限される：圧縮波によって生成されるエコーのすべてが新しい圧縮波が送られる前にプローブ６に届いている必要があるため）。

それぞれの非集束超音波圧縮波は、剪断波の速度（例えば、人体中では約１５００ｍ／ｓ）よりかなり速い伝搬速度で患者の身体２内を伝搬し、反射微粒子３ｄと相互作用し、それによって、それ自体超音波検査分野において「スペックル雑音（ｓｐｅｃｋｌｅ ｎｏｉｓｅ）」という名称で知られている信号のエコーまたは他の類似の外乱を発生する。

スペックル雑音は、非集束超音波圧縮波のそれぞれのショットの後、サブステップｂ２）においてトランスデューサＴ_１〜Ｔ_ｎによって拾われる。ｊ番目のショットの後それぞれのトランスデューサＴ_ｉによってこの様に拾われるような信号ｓ_ｉｊ（ｔ）は、高い周波数（例えば、３０ＭＨｚ〜１００ＭＨｚ）で初期サンプリングされ、トランスデューサＴ_ｉに対応するアナログ／デジタルコンバータＥ_ｉによってリアルタイムでデジタイズ（例えば、１２ビットで）される。

この様にサンプリングされ、デジタイズされた信号ｓ_ｉｊ（ｔ）は、次いで、同様にリアルタイムで、トランスデューサＴ_ｉに対応するバッファメモリＭ_ｉ内に格納される。

例えば、それぞれのメモリＭｉは、約１２８メガバイト（ＭＢ）の容量を持つものとしてよく、ショットｊ＝１からｐについて連続して受信された信号ｓ_ｉｊ（ｔ）のすべてを格納する。

遅延時間では、剪断波の同じ伝搬に対応する信号ｓ_ｉｊ（ｔ）のすべてが格納された後、中央演算処理装置９がサブステップｃ１）に対応する従来の経路形成ステップを使用してこれらの信号を処理する（または加算回路などの別の回路に処理させるか、またはコンピュータ６それ自体が信号を処理することができる）。

これは、ｊ番目のショットの後の観察野の画像にそれぞれ対応する信号Ｓ_ｊ（ｘ，ｙ）を発生する。

例えば、下式：

により信号Ｓ_ｊ（ｔ）を決定することが可能であり、
ただし、式中、
ｓ_ｉｊは、超音波圧縮波のｊ番目のショットの後、ｉ番目のトランスデューサによって感知される生信号であり、
ｔ（ｘ，ｙ）は、超音波圧縮波がＸ、Ｙ座標系内の座標（ｘ，ｙ）を有する観察野の点に到達するのに要する時間であり（ただし、ｔ＝０はｊ番目のショットの開始点である）、
ｄ_ｉ（ｘ，ｙ）は、座標（ｘ，ｙ）を有する観察野の点とｉ番目のトランスデューサとの間の距離、または前記距離の近似値であり、
Ｖは、観察対象の粘弾性媒質中の超音波圧縮波の平均伝搬速度であり、
α_ｉ（ｘ，ｙ）は、アポダイゼーション関係を考慮した重み付け係数である（実際には、多くの場合において、α_ｉ（ｘ，ｙ）＝１と仮定することが可能である）。

上記の式は、観察野が空間座標（ｘ、ｙ）を（ｘ、ｙ、ｚ）で置き換えた三次元（トランスデューサの二次元アレイを有する）であるときに、必要な変更を加えて適用される。

オプションの経路形成ステップの後、中央演算処理装置９は、中央メモリＭ内に、それぞれがｊ番目のショットに対応する、画像信号Ｓ_ｊ（ｘ，ｙ）（または、画像が一次元のみであればＳｊ（ｘ）、または３Ｄ画像の場合にはＳｊ（ｘ，ｙ，ｚ））を格納する。これらの信号は、コンピュータそれ自体が画像処理を実行する場合にコンピュータ６内にも格納されうる。

これらの画像は、次いで、米国特許第７ ２５２ ００４号明細書において説明されているように、相関によって、および有利には、対での相互相関もしくは好ましくは参照画像との相互相関のいずれかによって、サブステップｃ２）で遅延時間において処理される。

上述の相互相関は、例えば、デジタルシグナルプロセッサ１１で実行されうるか、または中央演算処理装置９、またはコンピュータ６でプログラムされうる。

この相互相関プロセスにおいて、超音波エコーを引き起こすそれぞれの微粒子３ｃが受けた変位を決定するために、相互相関関数＜Ｓ_ｊ（ｘ，ｙ），Ｓ_ｊ＋１（ｘ，ｙ）＞は最大化される。

このような相互相関の計算例は、米国特許第７ ２５２ ００４号明細書に掲載されている。

これは、剪断波の効果の下で血管壁３ａのそれぞれの位置ｒ￣において剪断波によって生成される一組の変位ベクトルｕ￣（ｒ￣，ｔ）を形成する（これらの変位ベクトルは、適宜本明細書で記載されている例において単一の成分にまで縮小されうる）。

この一組の変位ベクトルは、メモリＭ内に、またはコンピュータ６内に格納され、例えば、特にコンピュータのモニター４ａによって、変位の値がグレーレベルまたはカラーレベルなどの光学パラメータによって示されるスローモーション動画の形で表示することができる。

これにより血管壁３ａ内で異なる特性を有するゾーン間の剪断波の伝搬差を明確に観察することができる。

剪断波伝搬の動画は、上述の装置１によって生成することもできる従来の超音波検査画像上に重ね合わせることができる。

さらに、変位の代わりに、観察野における点のそれぞれに対する血管壁３ａの変形、つまり、成分がそれぞれ空間変数（記載されている例ではＸおよびＹ座標）に関する変位ベクトルの微分であるベクトルを計算することも可能である。これらの変形ベクトルは、動画の形で剪断波の伝搬を明確に表示するための変位ベクトルのように使用することができ、これらはまた、観察対象の患者の身体２に関するトランスデューサアレイ４の変位を排除する利点も示している。

（剪断波の伝搬パラメータの決定）
次いで、コンピュータ６（またはより一般的には制御システム６、９）は、有利には、変位または変形場から、移動パラメータ（変位もしくは変形）が観察野Ｘ、Ｙ（またはトランスデューサの二次元アレイでＸ、Ｙ、Ｚ）において時間の経過とともに変化する仕方に基づき、コンピュータ６を作動させているユーザーによって選択された観察野内のいくつかの点（少なくとも１つの点）で、またはさもなければ観察野全体を通して、剪断波の少なくとも１つの伝搬パラメータを計算することができる。剪断波伝搬パラメータが観察野内のいくつかの点で計算された場合、コンピュータ６は、次いで、観察野内の前記パラメータのマップをモニター６ａに表示することができる。

サブステップｃ２）で計算された剪断波の伝搬パラメータは、例えば、剪断弾性率μ、またはヤング率Ｅ＝３μ、または剪断波の伝搬速度ｃ_ｓ（

ただし、式中、ρは組織の密度である）、または剪断弾性μ_１から選択され、これは米国特許第７ ２５２ ００４号明細書でより具体的に説明されている通りである。このような伝搬パラメータは、血管壁３ａの弾性を表す。

この伝搬パラメータは、例えば、複数の異なる時刻（少なくとも２つの異なる時刻ｔ_１、ｔ_２）において繰り返し、コンピュータ６（またはより一般的に制御システム６、９）によって計算されうる。

例えば、制御システム６、９（例えば、コンピュータ６）は、２つの異なる時刻ｔ_１、ｔ_２、例えば、収縮期と拡張期（それぞれ最高血圧と最低血圧）における血管壁３ａの剪断弾性率μ（ｔ）を計算することができる。

（血圧の計測）
それに加えて、血管３の内側の血圧は、コンピュータ６（またはより一般的には制御システム６、９）が血管３の内側、観察野の場所、および剪断波伝搬パラメータの計測の前記時刻（本事例では、例えば時刻ｔ_１、ｔ_２）の血圧の値を持つように計測される。

血圧のこれらの値は、例えば、以下の方法のうちの１つで得られる：
ａ）上述の圧力センサー１２が血管３内に挿入され、患者の血圧を計測する圧力センサーを装着されたカニューレである場合、このカニューレはトランスデューサアレイ４の付近の血管内に挿入することができ、血圧の値は剪断波伝搬パラメータのそれぞれの計測の各観察ステップ（ｂ）と同時に（つまり、ここで考察している例における時刻ｔ_１およびｔ_２で）リアルタイムで自動計測される。

ｂ）上述の圧力センサー１２が非侵襲的な方法で患者の血圧を計測する自動血圧計である場合、この血圧計の計測は、観察野内の剪断波伝搬パラメータの計測と同期され、血圧の計測の場所の間（例えば、弾性の計測と同じ動脈であるが、上流または下流の動脈、または患者２の指の先）の血圧サイクルにおける期の違いを補正する。

このような同期は、例えば血圧と、血圧の最高値と最低値（収縮期と拡張期）にそれぞれ対応する２つの時刻ｔ_１およびｔ_２における剪断波伝搬パラメータとの両方を計測することによって得られる。この場合、圧力計測は、剪断波伝搬パラメータの計測直前または計測中または計測直後の血圧の最高値と最低値を計測することだけであり、剪断波伝搬パラメータ計測は、それぞれ、血管３の直径Ｄが最大（最高圧力）である場合およびそのような直径Ｄが最小（最低圧力）である場合に、実行される。血管の直径は、装置１の撮像能力のおかげで制御システム６、９によって自動的に監視することができ、そのため、制御システム６、９は、剪断波伝搬パラメータ計測を血圧の最高値および最低値と同期させることができる。より一般的には、血圧は少なくとも心周期の２つの異なる特徴的な期において計測することができ、剪断波伝搬パラメータの計測は、心周期の前記２つの特徴的な期に対応する少なくとも２つの時刻において実行される。

一変形形態において、上述の同期は、剪断波伝搬パラメータおよび血圧の計測を、特に血圧が例えば同じ動脈上の観察野から一定距離のところで計測されるときにこれらの計測を同期すると判定される時間オフセットΔｔで行うことであるものとしてよい。次いで、同期は、剪断波伝搬パラメータの計測のそれぞれの時刻ｔ_１、ｔ_２と対応する血圧計測の時刻ｔ’_１、ｔ’_２との間の時間オフセットΔｔを
ｔ_１＝ｔ’_１＋ａ・Δｔおよびｔ_２＝ｔ’_２＋ａ・Δｔ （２）
Δｔ＝ｄ／ｖ
のように適用することによって得られ、
ただし、式中、
装置１の観察野の上流で血圧を計測した場合にはａ＝＋１であり、装置１の観察野の上流で血圧を計測した場合にはａ＝−１であり、
ｄは血圧の計測場所と観察野との間の動脈に沿った距離であり、
ｖはそれぞれの心拍における動脈内の圧力波の伝搬の速度である［この速度ｖは、制御システム内に記憶されている所定の値であるか、またはｖは、装置１の撮像能力によって（例えば、動脈の最大直径の部分を見つけて、動脈にそった最大直径のゾーンの変位速度を計測することによって）制御システムによって計測されうる］。

ｃ）一変形形態では、自動圧力センサー１２を省略することができ、血圧は、例えば、手動血圧計で医師が行う計測によって、装置１の外部でただ計測することができるだけであり、このような場合には、圧力値がコンピュータ６（またはより一般的に制御システム６、９）内に入力され、剪断波伝搬パラメータ計測との同期は、血管３の直径Ｄが最大（最高圧力）である場合、およびそのような直径Ｄが最小（最低圧力）である場合にそれぞれ剪断波伝搬パラメータ計測が実行される時点で、得られる。

（非線形性パラメータの決定）
次いで、制御システム６、９（例えば、コンピュータ６）は、非線形性決定ステップｄ）に進むことができ、ここで、弾性の非線形性のパラメータは：
前記複数回の剪断波伝搬パラメータ計測時に決定された剪断波伝搬パラメータの各値（ここで考察されている例における剪断弾性率μ（ｔ_１）、μ（ｔ_２））と、
前記血管内の対応する血圧値（例えば、本事例におけるＰ（ｔ_１）、Ｐ（ｔ_２））とに基づき決定される。

決定される弾性の非線形性のパラメータは、例えば、Ｇｅｎｎｉｓｓｏｎら（Ａｃｏｕｓｔｏｅｌａｓｔｉｃｉｔｙ ｉｎ ｓｏｆｔ ｓｏｌｉｄｓ：「Ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ ｏｆ ｔｈｅ ｎｏｎ−ｌｉｎｅａｒ ｓｈｅａｒ ｍｏｄｕｌｕｓ ｗｉｔｈ ｔｈｅ ａｃｏｕｓｔｉｃ ｒａｄｉａｔｉｏｎ ｆｏｒｃｅ」、Ｊ Ａｃｏｕｓｔ． Ｓｏｃ． Ａｍ １２２ （６）、２００７年１２月、３２１１〜３２１９頁）に述べられている、三次の剪断弾性率Ａと称されるランダウ係数であってよい。

三次の剪断弾性率Ａは、複数の剪断波伝搬尺度にそれぞれに対応する一組の方程式：

を解くことによって、制御システムによって決定することができ、
ただし、式中、
ｔは対応する剪断波伝搬パラメータ計測が実行される時刻であり、
μ（ｔ）は時刻ｔにおける剪断弾性率の値であり、
μ_０は制約条件のない剪断弾性率の値であり、
σ（ｔ）は、剪断波伝搬パラメータの計測の場所における、上述のような時刻ｔでの血管内の血圧に基づき決定される、時刻ｔにおける血管内の半径方向の機械的応力（つまり、軸Ｘ３に、つまり剪断波の偏波Ｙの方向に平行な機械的応力）であり、
血管壁３ａまたは血管の付近に位置する軟組織内においてσ（ｔ）＝Ｐ（ｔ） （１）であり、ただし、式中、Ｐ（ｔ）は剪断波伝搬パラメータの計測の場所での時刻ｔにおける血圧である（上で説明されているように圧力計測が実際にＰ（ｔ）に対応するように尺度の同期がとられるという条件で、圧力Ｐの計測の実際の時刻は、ｔと異なる時刻ｔ’であってよい）。

三次の剪断弾性率Ａが、時刻ｔ_１およびｔ_２における２つの計測に基づき決定される場合、制御システムは、一組の方程式（３）：

を解いてＡおよびμ_０を決定する。

弾性の非線形性のパラメータＡは、剪断弾性率μに結び付けられている、上述の剪断波伝搬パラメータのうちの別のパラメータに基づき決定することも可能であることに留意されたい。

それに加えて、弾性の非線形性のパラメータＡは観察野の複数の点で決定されうること、観察野内の弾性の非線形性の前記パラメータのマップは、制御システムによって決定され、例えばコンピュータ６のモニター６ａ上に表示することができることに留意されたい。

最後に、サブステップｃ２）で移動パラメータを決定するためにサブステップｃ１）で血管壁３ａの画像を計算する代わりに、国際公開第２００８／１３９２４５号で記載されている方法および装置を使用して、トランスデューサアレイの１つの対応するトランスデューサによってそれぞれの計測ゾーンについて、観察野内の１つまたは複数の所定の計測ゾーン内の前記移動パラメータを局所的に決定することが可能であろう。

上の記載は、心周期によって誘発される圧力変化を受ける血管壁以外の軟組織、例えば、脳組織の弾性の非線形性を計測する場合についても当てはまる。

＜本発明の第２の態様：哺乳類軟組織の温度を計測するための方法および装置＞
図２に示されている装置１は、哺乳類軟組織の温度、より具体的には生きている患者２の軟組織３’の一部を含む観察野内の温度を計測するように適合されている。

この目的のために、本発明は、少なくとも１つの剪断波伝搬パラメータ計測を含む、患者の血管の血管壁の弾性を計測するための方法を提供し、この剪断波伝搬パラメータ計測は：
機械的剪断波を軟組織３’によって構成される粘弾性媒質内に伝搬させることと、
例えば超音波圧縮波に対して反射し、生体組織内に自然に含まれる拡散微粒子３ｄで反射した非集束超音波圧縮波を通じて、軟組織３’内におけるこの剪断波の伝搬を観察することと（微粒子３ｄは軟組織３’内の非均一性、および特にコラーゲンの微粒子によって構成されうる）、
剪断波伝搬の観察結果に基づき、軟組織３’内の剪断波の伝搬パラメータを決定することとによって実行される。

この方法を実行するための装置１の構造および一般的な動作方式は、すでに米国特許７ ２５２ ００４号明細書において詳しく記載されており、本発明の第１の態様について上ですでに想起されており、本発明の第２の態様について再度説明することはしない。

図２の装置１は、例えば：
超音波トランスデューサアレイ４、例えば通常の超音波検査プローブにおいてすでに知られているように、軸に沿って並列されたｎ個の超音波トランスデューサＴ_１〜Ｔ_ｎを典型的に備える直線アレイ［アレイ４は次いで平面Ｘ、Ｙ（ＸおよびＹはアレイ４に結び付けられた２本の軸であり、それぞれ、アレイ４の縦方向に平行であり、またアレイのトランスデューサＴｉに垂直である）内の観察野の二次元（２Ｄ）撮像を実行するように適合されるが、アレイ４は観察野の３Ｄ撮像を実行するように適合された二次元アレイとすることも可能である］であって、トランスデューサの個数ｎは、１より大きく、例えば、数十（例えば、１００〜３００）であり、アレイ４のトランスデューサＴ_１〜Ｔ_ｎは、超音波圧縮波パルスを送出し、これらのパルスは超音波検査で一般的に使用される種類のものであり、例えば０．５ＭＨｚ〜１００ＭＨｚの範囲、好ましくは０．５ＭＨｚ〜１５ＭＨｚの範囲にある、例えば、約２．５ＭＨｚである周波数を有するものである、アレイと、
トランスデューサアレイ４を制御し、そこから信号を取得する電子ベイ５と、
例えばモニター６ａおよびキーボード６ｂまたは他のユーザーインターフェースを備える、電子ベイ５を制御し、電子ベイから得られた超音波画像を表示するためのマイクロコンピュータ６とを備えることができる。

電子ベイ５およびマイクロコンピュータ６は、本明細書では、装置１の制御システムと称される。このような制御システムは、２つより多いデバイスから構成されうるか、またはただ１つの電子デバイスにより、電子ベイ５とマイクロコンピュータ６の機能のすべてを果たすことが可能である。

電子ベイ５は、例えば：
トランスデューサアレイ４のｎ個のトランスデューサ（Ｔ_１〜Ｔ_ｎ）に個別に接続されたｎ個のアナログ／デジタルコンバータ７（Ｅ_１〜Ｅ_ｎ）、
ｎ個のアナログ／デジタルコンバータ７にそれぞれ接続されたｎ個のバッファメモリ８（Ｍ_１〜Ｍ_ｎ）、
バッファメモリ８およびマイクロコンピュータ６と通信する中央演算処理装置９（ＣＰＵ）、
中央演算処理装置９に接続されたメモリ１０（ＭＥＭ）、
中央演算処理装置９に接続されたデジタルシグナルプロセッサ１１（ＤＳＰ）を備えることができる。

トランスデューサＴ_１〜Ｔ_ｎは、中央演算処理装置９によって互いに独立して制御される。そこで、トランスデューサＴ_１〜Ｔ_ｎは、選択的に：
非集束超音波圧縮波、
さもなければ、軟組織３’の１つまたは複数の点に集束する超音波圧縮波のいずれかを放射することができる。

本明細書で理解されるように、語句「非集束超音波圧縮波」とは、軟組織内の観察野全体に照射される任意の非集束波、例えば：
「平面」である超音波圧縮波（つまり、波面がＸ、Ｙ平面内で直線的である波）、または他の任意の種類の非集束波、
ランダム超音波信号をさまざまなトランスデューサＴ_１〜Ｔ_ｎによって放射させることによって発生する波、
または、軟組織３’の１つまたは複数の点に集束する超音波圧縮波、
または、弱集束波（「ファット」透過集束と称される：焦点距離／開口比＞２．５）、
または、球面波などの発散波、
または、いくつかの焦点に同時に集束する波、
または、より一般的に、単一焦点位置および焦点距離／開口比＜２．５を使用する従来の集束に対応しない任意の種類の透過波、を意味する。

装置１の動作中、トランスデューサアレイ４は、調査対象の軟組織３’の上で、患者２の皮膚２ａと接触するように配置される。

装置１の動作の仕方は、制御システム、つまりこの動作の仕方をするようにプログラムされた中央演算処理装置９および／またはコンピュータ６によって制御される。

（剪断波の伝搬の観察）
軟組織３’内の剪断波の伝搬を観察するために、装置１の制御システム６、９は、連続して、いくつかのステップ：
ａ）制御システム６、９が患者の身体内に集束する少なくとも１つの超音波をアレイ４によって放射させることによって弾性剪断波を軟組織３’中に発生させる励起ステップ（この集束波はトランスデューサＴ_１〜Ｔ_ｎの全部または一部によって放射されうる）、
ｂ）剪断波の伝搬が軟組織３’内の観察野の複数の点で同時に観察される観察ステップであって：
ｂ１）制御システム６、９がアレイ４に少なくとも毎秒３００ショット、例えば、少なくとも毎秒５００ショットの速度［ステップａ）で放射される集束超音波の集束およびタイミング、および前記非集束超音波のタイミングは、前記非集束超音波の少なくとも一部が観察野を通る剪断波の伝搬時に観察野に到達するように適合される］で一連の非集束超音波圧縮波（これらの非集束波はトランスデューサＴ_１〜Ｔ_ｎの全部または一部によって放射されうる）を粘弾性媒質内に放射させるサブステップと、
ｂ２）制御システム６、９がアレイ４に患者の身体２から受信された超音波信号を検出させ（この検出はアレイ４のトランスデューサの全部または一部によって実行されうる）、前記信号は観察野内で反射微粒子３ｄと相互作用する非集束超音波圧縮波によって発生するエコーを含み、これらのエコーは軟組織３’を構成する粘弾性媒質の変位の連続画像に（直接的にまたは間接的に）対応し、検出された信号はバッファメモリＭ_１〜Ｍ_ｎ内にリアルタイムで記録される、サブステップとを含む観察ステップ、
ｃ）少なくとも１つの処理ステップであって：
ｃ１）制御システム６、９が連続する伝搬画像を決定するためにサブステップｂ２）の間に患者の身体２から受信された連続する超音波信号を処理し、
ｃ２）制御システム６、９が観察野内のさまざまな点において軟組織３’を構成する粘弾性媒質に対する少なくとも１つの移動パラメータを決定する、処理ステップを実行するようにプログラムされる、ステップ。

上記のサブステップｃ２）は、省略することが可能であり、より一般的には、本発明の方法は、伝搬画像を決定することを必要とせず、制御システム６、９が他の任意の手段によって前記移動パラメータを決定することができることに留意されたい。

励起ステップａ）で放射される集束超音波は、０．５ＭＨｚ〜１５ＭＨｚの範囲にある、例えば、約２．５ＭＨｚに等しい周波数ｆの単色波とすることができ、これはｋ／ｆ秒の持続時間の間放射され、ただし、ｋは５０〜５０００の範囲にある整数（例えば、約５００）であり、ｆはＨｚで表される。このような波は、場合によっては、静止期間によって隔てられる一連の放射期間の間に放射され、これらの放射期間は毎秒５〜１０００回放射を行う割合で次々に続くものとしてよい。

一変形形態では、励起ステップａ）で放射された集束超音波は、２０Ｈｚ≦｜ｆ１−ｆ２｜≦１０００Ｈｚとなるような各周波数ｆ１およびｆ２の２つの単色信号の一次結合（特に総和）であり、したがって、変調周波数｜ｆ１−ｆ２｜を有する振幅変調波を生成する。

それに加えて、励起ステップａ）で放射される集束超音波は、適宜、生成された剪断波が所望の波形を示し（例えば、それにより平面状である剪断波、または反対に、集束する剪断波を発生することが可能である）、軟組織３’の所望のゾーンに照射されるように複数の点上に同時に、または他の何らかの形で集束させることができる。

例えば０．１〜１秒間継続しうるステップｂ１）で、毎秒５００〜１０，０００ショットの範囲、好ましくは毎秒１０００〜５０００ショットの範囲の速度で非集束超音波圧縮波を放射することが可能である（この速度が患者の身体２を通る圧縮波に対する往復伝達時間によって制限される：圧縮波によって生成されるエコーのすべてが新しい圧縮波が送られる前にプローブ６に届いている必要があるため）。

それぞれの非集束超音波圧縮波は、剪断波の速度（例えば、人体中では約１５００ｍ／ｓ）よりかなり速い伝搬速度で患者の身体２内を伝搬し、反射微粒子３ｄと相互作用し、それによって、それ自体超音波検査分野において「スペックル雑音」という名称で知られている信号のエコーまたは他の類似の外乱を発生する。

スペックル雑音は、非集束超音波圧縮波のそれぞれのショットの後、サブステップｂ２）においてトランスデューサＴ_１〜Ｔ_ｎによって拾われる。ｊ番目のショットの後それぞれのトランスデューサＴ_ｉによってこの様に拾われるような信号ｓ_ｉｊ（ｔ）は、高い周波数（例えば、３０ＭＨｚ〜１００ＭＨｚ）で初期サンプリングされ、トランスデューサＴ_ｉに対応するアナログ／デジタルコンバータＥ_ｉによってリアルタイムでデジタイズ（例えば、１２ビットで）される。

この様にサンプリングされ、デジタイズされた信号ｓ_ｉｊ（ｔ）は、次いで、同様にリアルタイムで、トランスデューサＴ_ｉに対応するバッファメモリＭ_ｉ内に格納される。

例えば、それぞれのメモリＭｉは、約１２８メガバイト（ＭＢ）の容量を持つものとしてよく、ショットｊ＝１からｐについて連続して受信された信号ｓ_ｉｊ（ｔ）のすべてを格納する。

遅延時間では、剪断波の同じ伝搬に対応する信号ｓ_ｉｊ（ｔ）のすべてが格納された後、中央演算処理装置９がサブステップｃ１）に対応する従来の経路形成ステップを使用してこれらの信号を処理する（または加算回路などの別の回路に処理させるか、またはコンピュータ６それ自体が信号を処理することができる）。

これは、ｊ番目のショットの後に観察野の画像にそれぞれ対応する信号Ｓ_ｊ（ｘ，ｙ）を発生する。

例えば、下式

により信号Ｓ_ｊ（ｔ）を決定することが可能であり、
ただし、式中、
ｓ_ｉｊは、超音波圧縮波のｊ番目のショットの後、ｉ番目のトランスデューサによって感知される生信号であり、
ｔ（ｘ，ｙ）は、超音波圧縮波がＸ、Ｙ座標系内の座標（ｘ，ｙ）を有する観察野の点に到達するのに要する時間であり（ただし、ｔ＝０はｊ番目のショットの開始点である）、
ｄ_ｉ（ｘ，ｙ）は、座標（ｘ，ｙ）を有する観察野の点とｉ番目のトランスデューサとの間の距離、または前記距離の近似値であり、
Ｖは、観察対象の粘弾性媒質中の超音波圧縮波の平均伝搬速度であり、
α_ｉ（ｘ，ｙ）は、アポダイゼーション関係を考慮する重み付け係数である（実際には、多くの場合において、α_ｉ（ｘ，ｙ）＝１と仮定することが可能である）。

上記の式は、観察野が空間座標（ｘ、ｙ）を（ｘ、ｙ、ｚ）で置き換えた三次元（トランスデューサの二次元アレイ）であるときに、必要な変更を加えて適用される。

オプションの経路形成ステップの後、中央演算処理装置９は、中央メモリＭ内に、それぞれがｊ番目のショットに対応する、画像信号Ｓ_ｊ（ｘ，ｙ）（または、画像が一次元のみであればＳｊ（ｘ）、または３Ｄ画像の場合にはＳｊ（ｘ，ｙ，ｚ））を格納する。これらの信号は、コンピュータそれ自体が画像処理を実行する場合にコンピュータ６内にも格納されうる。

これらの画像は、次いで、米国特許第７ ２５２ ００４号明細書において説明されているように、相関によって、および有利には、対での相互相関もしくは好ましくは参照画像との相互相関のいずれかによって、サブステップｃ２）で遅延時間において処理される。

上述の相互相関は、例えば、デジタルシグナルプロセッサ１１で実行されうるか、または中央演算処理装置９、またはコンピュータ６でプログラムされうる。

この相互相関プロセスにおいて、超音波エコーを引き起こすそれぞれの微粒子３ｃが受けた変位を決定するために、相互相関関数＜Ｓ_ｊ（ｘ，ｙ），Ｓ_ｊ＋１（ｘ，ｙ）＞は最大化される。

このような相互相関の計算例は、米国特許第７ ２５２ ００４号明細書に掲載されている。

これは、剪断波の効果の下で血管壁３ａのそれぞれの位置ｒ￣において剪断波によって生成される一組の変位ベクトルｕ￣（ｒ￣，ｔ）を形成する（これらの変位ベクトルは、適宜本明細書で説明されている例における単一の成分にまで縮小されうる）。

この一組の変位ベクトルは、メモリＭ内に、またはコンピュータ６内に格納され、例えば、特にコンピュータのモニター４ａによって、変位の値がグレーレベルまたはカラーレベルなどの光学パラメータによって示されるスローモーション動画の形で表示することができる。

これにより観察野内で異なる特性を有するゾーン間の剪断波の伝搬差を明確に観察することができる。

剪断波伝搬の動画は、上述の装置１によって生成することもできる従来の超音波検査画像上に重ね合わせることができる。

さらに、変位の代わりに、観察野における点のそれぞれに対する軟組織３’の変形、つまり、成分がそれぞれ空間変数（説明されている例ではＸおよびＹ座標）に関する変位ベクトルの微分であるベクトルを計算することも可能である。これらの変形ベクトルは、動画の形で剪断波の伝搬をわかりやすく表示するために変位ベクトルのように使用することができ、これらは、観察対象の患者の身体２に関するトランスデューサアレイ４の変位を排除する利点も示している。

（剪断波の伝搬パラメータの決定）
次いで、コンピュータ６（またはより一般的には制御システム６、９）は、有利には、変位または変形場から、移動パラメータ（変位もしくは変形）が観察野Ｘ、Ｙ（またはトランスデューサの二次元アレイでＸ、Ｙ、Ｚ）において時間の経過とともに変化する仕方に基づき、コンピュータ６を作動させているユーザーによって選択された観察野内のいくつかの点（少なくとも１つの点）で、またはさもなければ観察野全体を通して、剪断波の少なくとも１つの伝搬パラメータを計算することができる。剪断波伝搬パラメータが観察野内のいくつかの点で計算された場合、コンピュータ６は、次いで、観察野内の前記パラメータのマップをモニター６ａに表示することができる。

サブステップｃ２）で計算された剪断波の伝搬パラメータは、例えば、剪断弾性率μ、またはヤング率Ｅ＝３μ、または剪断波の伝搬速度ｃ_ｓ（

ただし、式中、ρは組織の密度である）、または剪断弾性μ_１、または剪断粘度μ_２であり、これは米国特許第７ ２５２ ００４号明細書でより具体的に説明されている通りである。このような伝搬パラメータは、軟組織３’の弾性を表す。

最後に、サブステップｃ２）で移動パラメータを決定するためにサブステップｃ１）で軟組織３’の画像を計算する代わりに、国際公開第２００８／１３９２４５号で記載されている方法および装置を使用して、トランスデューサアレイの１つの対応するトランスデューサによってそれぞれの計測ゾーンについて、観察野内の１つまたは複数の所定の計測ゾーン内の前記移動パラメータを局所的に決定することが可能であろう。

１つまたは複数の点について計算された剪断波伝搬パラメータ値に基づき、コンピュータ６（またはより一般的には制御システム６、９）は、前記剪断波伝搬パラメータを前記温度に結び付ける所定の法則に基づいて、対応する点（複数可）における軟組織３’の温度を決定する。このような所定の法則は、例えば図３のような図によって表すことができ（図３は剪断波伝搬パラメータが剪断弾性率である事例に対応する）、これは実験的に予め決定され、制御システム内に記憶されている。

したがって、軟組織の温度の計測を容易に、素早く、しかも非侵襲的に行うことができる。観察野内の複数の点において温度が決定された場合、温度の画像（例えば色のスケールによって示される）を決定して、ユーザーに対してコンピュータのモニター６ａ上表示することができる。この熱画像は、同じ装置１を通じて得られた患者の超音波検査画像に重ね合わせることができる。上記の方法は、剪断波が比較的高い周波数成分、例えば、５０Ｈｚを超える周波数成分を有する場合、なおいっそう有効である。

患者の軟組織３’中の温度を計測することは、例えば集束超音波（ＨＩＦＵ）によって、または高周波（ＲＦ焼灼）によって、例えば温熱療法などの局所療法をより良く制御するという観点から有用であり得る。

上で述べたような温度は、２つの異なる時刻における第１の温度と第２の温度との差であってもよいことに留意されたい。このような場合、装置１は、相対温度の値、つまり、基準状態（例えば、温熱療法の前）と現在状態（例えば、前記温熱療法実施中）との間の温度の変化の値を伝送することができる。

Claims (38)

1. 哺乳類の軟組織中の物理的パラメータを計測するための方法であって：
   前記軟組織の剪断波伝搬パラメータが前記軟組織中における少なくとも剪断波の伝搬時に超音波トランスデューサのアレイを使用することによって計測される少なくとも１回の剪断波伝搬パラメータ計測と、
   前記軟組織の前記物理的パラメータが少なくとも前記剪断波伝搬パラメータに基づき決定される物理的パラメータ決定ステップとを含み、前記物理的パラメータは：
   前記軟組織の弾性の非線形性のパラメータであって、前記軟組織が血圧の影響下にあり、前記物理的パラメータが：
   前記哺乳類の心周期によって引き起こされる前記軟組織中の異なる圧力値に対応する異なる時刻における前記剪断波伝搬パラメータの複数回の計測と、
   前記軟組織中の対応する圧力値とに基づいて決定される、軟組織の弾性の非線形性のパラメータ、
   または前記軟組織の温度であって、前記剪断波伝搬パラメータを前記温度に結び付ける所定の法則に基づき決定される前記軟組織の温度のいずれかである、方法。
2. それぞれの剪断波伝搬パラメータ計測において決定される前記剪断波伝搬パラメータが、剪断波速度、剪断弾性率μ、ヤング率Ｅ、剪断弾性μ_１、および剪断粘度μ_２から選択される、請求項１に記載の方法。
3. 前記剪断波伝搬パラメータ計測が：
   ａ）弾性剪断波が前記軟組織中に発生する励起ステップと、
   ｂ）前記剪断波の伝搬が前記軟組織中の観察野内で観察される観察ステップであって：
   ｂ１）トランスデューサの前記アレイに前記軟組織中に一連の超音波圧縮波を放射することを行わせるサブステップであって、前記超音波のタイミングは前記剪断波が前記観察野内で伝搬している間に前記超音波の少なくとも一部が前記観察野内を貫通するように適合される、サブステップと、
   ｂ２）前記軟組織中の反射微粒子と相互作用する前記超音波圧縮波によって発生するエコーを含む、前記観察野から受け取った超音波信号を、トランスデューサの前記アレイによってリアルタイムに検出するサブステップとを含む、観察ステップと、
   ｃ）少なくともサブステップｃ２）を含む少なくとも１つの処理ステップであって：
   ｃ２）少なくとも１つの移動パラメータは前記観察野内で決定され、前記移動パラメータは前記反射微粒子の移動を特徴付け、前記剪断波伝搬パラメータの値は前記移動パラメータに基づき決定される、少なくとも１つの処理ステップとを含む、請求項１に記載の方法。
4. 前記処理ステップｃ）が、前記移動パラメータを決定する前記サブステップｃ２）の前に、さらなるサブステップｃ１）を含み、
   ｃ１）サブステップｂ２）において前記観察野から引き続き受信される前記超音波信号は、前記剪断波の連続する伝搬画像を決定するために処理される、請求項３に記載の方法。
5. 前記サブステップｃ２）において、前記移動パラメータが、前記トランスデューサアレイに属する１つの対応するトランスデューサによって、前記観察野内の少なくとも１つの所定の計測ゾーン内で決定される、請求項３に記載の方法。
6. 前記サブステップｂ１）において、前記超音波圧縮波が、少なくとも毎秒３００ショットの速度で放射される、請求項３に記載の方法。
7. 前記物理的パラメータが前記軟組織の弾性の非線形性のパラメータであり：
   前記心周期によって引き起こされる前記軟組織中の２つの異なる圧力値にそれぞれ対応する異なる時刻における少なくとも２回の剪断波伝搬パラメータ計測と、
   前記物理的パラメータ決定ステップであって、前記軟組織の弾性の非線形性の前記パラメータが、少なくとも：
   前記剪断波伝搬パラメータ計測時に決定された前記剪断波伝搬パラメータの前記各値と、
   それぞれの剪断波伝搬パラメータ計測の前記剪断波伝搬時にそれぞれ生じる、前記軟組織中の圧力値とに基づき決定される、
   前記物理的パラメータ決定ステップとを含む、請求項１〜６のいずれか一項に記載の方法。
8. 前記軟組織が血管を含み、前記剪断波伝搬パラメータが前記血管内で計測され、前記圧力が前記血管内の血圧である、請求項７に記載の方法。
9. 非線形性決定ステップｄ）で決定される弾性の非線形性の前記パラメータが、三次の剪断弾性率Ａである、請求項７に記載の方法。
10. それぞれの剪断波伝搬パラメータ計測で決定される前記剪断波伝搬パラメータが、剪断弾性率μであり、三次の剪断弾性率Ａが、前記いくつかの剪断波伝搬尺度にそれぞれ対応する一組の方程式：
    

    

    を解くことで求められ、
    ただし、式中、
    ｔは前記対応する剪断波伝搬パラメータ計測が実行される時刻であり、
    μ（ｔ）は時刻ｔにおける前記剪断弾性率の値であり、
    μ_０は制約条件のない前記剪断弾性率の値であり、
    σ（ｔ）は、前記剪断波伝搬パラメータの計測の場所における、時刻ｔでの前記軟組織中の圧力に基づき決定される、前記剪断波の偏波方向に平行な時刻ｔにおける前記軟組織中の機械的応力である、請求項９に記載の方法。
11. 前記圧力が、前記剪断波伝搬パラメータ計測と同時に、圧力センサーによって自動的に計測される、請求項７に記載の方法。
12. 前記血圧が、前記観察野から一定距離のところで計測され、次いで、前記距離および圧力波伝搬速度を考慮することによって前記剪断波伝搬パラメータの前記計測に同期される、請求項８に記載の方法。
13. 前記血圧が、少なくとも前記心周期の２つの異なる特徴的な期において計測され、前記剪断波伝搬パラメータの前記計測は、前記心周期の前記２つの特徴的な期に対応する少なくとも２つの時刻において実行される、請求項８に記載の方法。
14. 前記心周期の前記２つの特徴的な期が、最高血圧の前記時刻と最低血圧の前記時刻である、請求項１３に記載の方法。
15. 前記非線形性決定ステップにおいて、弾性の非線形性の前記パラメータが前記観察野の複数の点で決定され、前記観察野内の弾性の非線形性の前記パラメータのマップが決定される、請求項７に記載の方法。
16. 前記物理的パラメータが前記軟組織の温度であり、前記温度は前記剪断波伝搬パラメータを前記温度に結び付ける所定の法則に基づき決定される、請求項１〜６のいずれか一項に記載の方法。
17. 前記温度が２つの異なる時刻における第１の温度と第２の温度との差として決定される、請求項１６に記載の方法。
18. 前記温度が前記観察野の複数の点で決定され、前記温度のマップは前記観察野内で決定される、請求項１６に記載の方法。
19. 哺乳類の軟組織中の物理的パラメータを計測するための装置であって：
    剪断波伝搬パラメータが前記軟組織中における少なくとも剪断波の伝搬時に超音波トランスデューサのアレイを使用することによって計測される剪断波伝搬パラメータ計測を少なくとも１回実行し、
    前記軟組織の物理的パラメータを、少なくとも前記剪断波伝搬パラメータに基づき決定するように適合された少なくとも１つの電子制御システムによって独立制御されるトランスデューサのアレイを備え、前記物理的パラメータは：
    前記軟組織の弾性の非線形性のパラメータであって、前記軟組織が血圧の影響下にあり、前記物理的パラメータが、
    前記哺乳類の前記心周期によって引き起こされる前記軟組織中の異なる圧力値に対応する異なる時刻における前記剪断波伝搬パラメータの複数回の計測と、
    前記軟組織中の対応する圧力値とに基づいて決定される、前記軟組織の弾性の非線形性のパラメータ、
    または前記軟組織の温度であって、前記剪断波伝搬パラメータを前記温度に結び付ける所定の法則に基づき決定される前記軟組織の温度のいずれかである、哺乳類の軟組織中の物理的パラメータを計測するための装置。
20. 前記電子制御システムが：
    ａ）弾性剪断波を前記軟組織中に発生させ、
    ｂ）前記軟組織中の観察野内の前記剪断波の伝搬を：
    ｂ１）トランスデューサの前記アレイに媒質中に一連の超音波圧縮波を放射することを行わせ、前記超音波のタイミングは前記剪断波が前記観察野内で伝搬している間に前記超音波の少なくとも一部が前記観察野内を貫通するように適合されることと、
    ｂ２）前記媒質中の反射微粒子と相互作用する非集束超音波圧縮波によって発生するエコーを含む前記観察野から受け取った超音波信号を、トランスデューサの前記アレイによってリアルタイムに検出することとによって観察し、
    ｃ）前記観察野から連続して受信された前記超音波信号を処理して、前記観察野内の少なくとも１つの移動パラメータを決定し、そこから前記剪断波伝搬パラメータの値を決定し、前記移動パラメータは前記反射微粒子の移動を特徴付けるように適合される、請求項１９に記載の装置。
21. 前記制御システムが前記剪断波の連続する伝搬画像を決定し、そこから前記移動パラメータを決定するように適合される、請求項２０に記載の装置。
22. 前記制御システムが前記トランスデューサアレイに属する１つの対応するトランスデューサから到来するデータに基づき、前記観察野内の少なくとも１つの所定の計測ゾーン内で前記移動パラメータを決定するように適合される、請求項２０に記載の装置。
23. 前記制御システムは、前記超音波圧縮波が少なくとも毎秒３００ショットの速度で放射されるように適合される、請求項１９に記載の装置。
24. それぞれの剪断波伝搬パラメータ計測において決定される前記剪断波伝搬パラメータが、剪断波速度、剪断弾性率μ、ヤング率Ｅ、剪断弾性μ_１、および剪断粘度μ_２から選択される、請求項１９に記載の装置。
25. 前記物理的パラメータが前記軟組織の弾性の非線形性のパラメータであり、前記制御システムは：
    異なる時刻に少なくとも２回の剪断波伝搬パラメータ計測を実行し、
    前記軟組織の弾性の非線形性の前記パラメータを、少なくとも：
    前記剪断波伝搬パラメータ計測時に決定された前記剪断波伝搬パラメータの前記各値と、
    前記剪断波伝搬計測時にそれぞれ生じる、前記軟組織中の圧力値と
    に基づき決定するように適合される、請求項１９〜２４のいずれか一項に記載の装置。
26. 前記制御システムによって決定される前記剪断波伝搬パラメータが、剪断波速度、剪断弾性率μ、ヤング率Ｅ、および剪断弾性μ_１から選択される、請求項２５に記載の装置。
27. 前記制御システムによって決定された弾性の非線形性の前記パラメータが、三次の剪断弾性率Ａである、請求項２６に記載の装置。
28. 前記制御システムによって決定される前記剪断波伝搬パラメータが、剪断弾性率μであり、前記制御システムは、三次の剪断弾性率Ａを、前記いくつかの剪断波伝搬尺度にそれぞれ対応する一組の方程式：
    

    

    を解くことによって求めるように適合され、
    ただし、式中、
    ｔは前記対応する剪断波伝搬パラメータ計測が実行される時刻であり、
    μ（ｔ）は時刻ｔにおける前記剪断弾性率の値であり、
    μ_０は制約条件のない前記剪断弾性率の値であり、
    σ（ｔ）は、前記剪断波伝搬パラメータの計測の場所における、時刻ｔでの前記軟組織中の圧力に基づき決定される、前記剪断波の偏波方向に平行な時刻ｔにおける前記軟組織中の機械的応力である、請求項２５に記載の装置。
29. 前記制御システムが、前記剪断波伝搬パラメータ計測と同時に、圧力センサーを通じて自動的に前記軟組織中の圧力を計測するように適合される、請求項２５に記載の装置。
30. 前記軟組織が血管を含み、前記剪断波伝搬パラメータが前記血管内で計測され、前記圧力が前記血管内の血圧であり、前記制御システムは、前記血圧の前記計測を前記剪断波伝搬パラメータの前記計測に同期させることを：
    血圧の計測の場所と前記観察野との間の距離と、次いで同期させた前記距離と、
    圧力波伝搬速度とを考慮することによって行うように適合される、請求項２５に記載の装置。
31. 前記軟組織が血管を含み、前記剪断波伝搬パラメータが前記血管内で計測され、前記圧力が前記血管内の血圧であり、前記制御システムは、少なくとも前記心周期の２つの異なる特徴的な期における前記血圧の尺度を有し、前記心周期の前記２つの特徴的な期に対応する少なくとも２つの時刻において前記剪断波伝搬パラメータの前記計測を実行するように適合される、請求項２５に記載の装置。
32. 前記心周期の前記２つの特徴的な期が、最高血圧の前記時刻と最低血圧の前記時刻である、請求項３１に記載の装置。
33. 前記制御システムが、前記心周期の前記特徴的な期において前記血圧を計測するように適合される、請求項３１に記載の装置。
34. 前記制御システムが、弾性の非線形性の前記パラメータを前記観察野の複数の点で決定し、前記観察野内の弾性の非線形性の前記パラメータのマップを決定するように適合される、請求項２５に記載の装置。
35. 前記物理的パラメータは前記軟組織の温度であり、前記電子制御システムは、前記剪断波伝搬パラメータを前記温度に結び付ける所定の法則に基づき前記温度を決定するように適合される、請求項１９〜２４のいずれか一項に記載の装置。
36. 前記温度が、２つの異なる時刻における第１の温度と第２の温度との差である、請求項３５に記載の装置。
37. 前記剪断波が、少なくとも５０Ｈｚより高い周波数を有する、請求項３５に記載の装置。
38. 前記温度が前記観察野の複数の点で決定され、前記観察野内の前記温度のマップが決定される、請求項３５に記載の装置。

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