JP6002845B2 - 多方向波動場からのせん断波速度を測定するシステム及び医療機器の作動方法 - Google Patents

Description

関連出願の相互参照
本特許出願は、「多方向波動場からのせん断波速度を測定するシステム及び方法」と題された２０１３年７月１９日に出願された米国仮特許出願第６１／８５６４５２号に基づいており、その優先権を主張し、その全体が参照により本願明細書に組み込まれる。

連邦政府支援研究に関する記述
本発明は、国立衛生研究所によって授与されたＤＫ０９２２５５、ＥＢ００２１６７及びＤＫ０８２４０８に基づいて政府の支援を受けて行われた。政府は、本発明における所定の権利を有する。

本開示は、媒体の特性を非侵襲的に分析するためのシステム及び方法に関する。より具体的には、本開示は、媒体中のせん断波速度を測定するシステム及び方法に関する。

媒体の機械的特性の非侵襲的又は非破壊測定は、幅広い範囲の用途において有用である。具体的には、組織の機械的特性を測定することは、組織の健康状態に関連していることから、重要な医学的用途を有する。例えば、肝線維症は、肝臓組織の剛性の増加（剛性率又はずり弾性）と関連しており、それゆえに、肝臓剛性の測定は、非侵襲的に肝線維症のステージに使用されることができる。非侵襲的に且つ非破壊的に剛性を評価する方法の１つは、せん断波を使用している。そのため、媒体中のせん断波伝播を形成して正確に測定することへの関心が増大している。

特定のシステム及び使用される結果としての機能性又は求められる基礎的臨床情報にかかわらず、医療用途におけるせん断波の使用が増加している。そのため、医療用途に適切な方法でせん断波速度を測定又は判定するためのよりロバスト性があり且つ効率的なシステム及び方法を提供する必要がある。

本開示の１つの態様によれば、媒体中に多方向波動場を生成することを含む媒体の材料特性を測定する方法が提供される。本方法はまた、媒体中に伝播する波動場、所定期間にわたって少なくとも２つの空間的次元における多方向波動場を検出可能な検出システムを用いて検出することを含む。本方法は、さらに、検出から最低波速度を判定し、判定に基づいて媒体の波速度及び材料特性のうちの少なくとも一方を算出することを含む。本方法は、媒体の波速度及び材料特性のうちの少なくとも一方を示すレポートを生成することを含む。

本開示の他の態様によれば、物体に多方向波動場を生成することを含む物体の特性の画像を生成する方法が提供される。本方法はまた、撮像装置を使用し、所定期間にわたって少なくとも２つの空間的次元における多方向波動場に関するデータを取得し、取得したデータを異なる方向に伝播する成分データに分離することを含む。本方法は、さらに、少なくとも２つの波成分を算出し、成分データとは異なる空間的方向を指し、波成分を使用して各伝播方向についての波速度マップを生成することを含む。本方法は、物体の速度画像及び材料特性画像のうちの少なくとも一方を生成するために波速度マップを組み合わせることを含む。

本開示のさらに他の態様によれば、媒体の材料特性を測定するシステムが提供される。本システムは、媒体における多方向波動場を生成するように構成された励起システムと、所定期間にわたって少なくとも２つの空間的次元における多方向波動場に関するデータを取得するように構成された検出システムとを含む。本システムはまた、検出システムからデータを受信し、データから最低波速度を判定し、最低波速度に基づいて波速度及び媒体材料特性のうちの少なくとも一方を算出するように構成されたプロセッサを含む。プロセッサはまた、波速度及び媒体材料特性のうちの少なくとも一方を示すレポートを生成するように構成されている。

本発明の上述した及び他の態様及び利点は、以下の説明から明らかになる。説明において、本願明細書の一部を形成し且つ例示のために本発明の好ましい実施形態が示されている添付図面が参照される。そのような実施形態は、必ずしも、本発明の全範囲を表すものではないが、したがって、本発明の範囲を解釈するために特許請求の範囲及び明細書が参照される。

図１は、超音波プッシュビームによって生成されるせん断波を図示する概略図である。 図２は、未知の方向に伝播するせん断波では、ｃ_sの測定値が偏ることがあることを図示する概略図である。 図３Ａは、ｕ（ｘ，ｚ，ｔ）についての時空間領域を含む時空間及びｋ−ｆ周波数領域を図示する概略図である。 図３Ｂは、Ｕ（ｋ_x，ｋ_z，ｆ）についてのｋ−ｆ周波数領域を含む時空間及びｋ−ｆ周波数領域を図示する概略図である。 図４は、均質媒体を分析するときの方法のフローチャートである。 図５は、複数の波を示すｋ−ｆ領域の概略図である。 図６は、ｆ_c＝２５、７５、１２５Ｈｚにおける図５におけるデータからの統合された結果Ｓ（ｋ_r，ｆ_c）を示す一連のグラフであり、円は、Ｓ（ｋ_r，ｆ_c）の最大傾きと位相速度推定に使用されるｋ_mの値を示している。 図７は、ｋ−ｆ空間法（円によって示されるデータ点）を使用して導出された位相速度分散と、μ₁＝１．９ｋＰａ及びμ₂＝０．６Ｐａ・ｓによる式（１）におけるフォークトモデルにフィット（実線）のグラフである。 図８は、不均質媒体を分析するときの方法のフローチャートである。 図９は、２次元せん断波速度計算を図示する概略図であり、Ｖ_X及びＶ_Z方向の双方に沿ったせん断波速度は、真せん断波速度Ｖを取得するために算出される。 図１０Ａは、従来の局所せん断波速度の回復方法を図示する概略図であり、１つの相互相関は、ウィンドウの左側エッジ画素と右エッジ画素とからのせん断波信号間において算出される。 図１０Ｂは、局所せん断波速度推定方法を図示する概略図であり、複数の相互相関が算出され、中心画素における最終せん断波速度がそれらの相互相関係数によってこれらの速度推定値を加重和することによって与えられる。 図１１Ａは、従来の１次元処理ウィンドウを示す図であり、図１０Ｂに示されるアルゴリズムは、Ｖ_X及びＶ_Zのそれぞれを得るために軸方向及び横方向の双方に沿って使用された。破線曲線は、最重要の正方形についてのせん断波速度推定値を得るために使用される一対の画素を示している。実線曲線は、最左の三角形についてのせん断波速度推定値を得るために使用される一対の画素を示している。（円によって示される）中心画素に交差するライン上の画素のみが使用されることに留意すべきである。 図１１Ｂは、Ｖ_X及びＶ_Yの推定値を得るために使用される図１１Ａのウィンドウ内の全ての画素を示す図である。三角形は、推定されたＶ_Xの空間的位置を示している。長方形は、推定されたＶ_Yの空間的位置を示している。勾配は、距離加重を示しており、より高い重みが中心画素に近い推定値に割り当てられる。 図１２は、８つの方向フィルタを適用した後を含めたファントムについてのせん断波速度再構成を図示する一連の画像である。 図１３は、８つの方向フィルタからの結果を組み合わせた後のせん断波速度再構成を示す画像であり、スケールバーは、ｍ／ｓでのせん断波速度である。 図１４は、伝播方向に対して斜めの角度で測定されたせん断波面の遅延を図示する概略図である。 図１５は、２つの画素間で測定された遅延のスケーリングを図示する概略図である。 図１６は、公称せん断波速度５．２ｍ／ｓを有するテストファントムにおいて行われた測定結果を示すグラフである。ドットは、異なる角度で測定された（距離によって正規化された）時間遅延である。実線は、５．３ｍ／ｓのせん断波速度に対応する０．１８８４ｓ／ｍの振幅を与える正弦波モデルに対するデータのフィッティングである。 図１７Ａは、本発明にかかる被検体に振動を提供するシステムの斜視図である。 図１７Ｂは、本発明にかかる被検体に振動を提供するシステムの斜視図である。 図１７Ｃは、電磁アクチュエータの概略図であり、接触板とアクチュエータ本体とが起動時に互いに離間する「プッシュ」動作である。 図１７Ｄは、電磁アクチュエータの概略図であり、接触板とアクチュエータ本体とが起動時に互いに接近する「プル」動作である。 図１８は、本発明の実施によって使用するために構成された例示的な超音波システムのブロック図である。 図１９は、図１８の超音波システムの一部を形成する送信機の例のブロック図である。 図２０は、図１８の超音波システムの一部を形成する受信機の例のブロック図である。

組織の機械的特性を測定することは、組織の健康状態に関連していることから、重要な医学的用途を有する。例えば、肝線維症は、肝臓組織の剛性の増加（剛性率又はずり弾性）と関連しており、それゆえに、肝臓剛性の測定は、非侵襲的に肝線維症のステージに使用されることができる。せん断波の伝播は、媒体の機械的特性によって判定される。フォークトモデルによれば、媒体中におけるせん断波速度ｃ_sは、以下のようにそのせん断弾性係数μ₁及び粘度μ₂に関する。

ここで、ω_sは、せん断波の周波数であり、ρは、１０００ｋｇ／ｍ³であると仮定することができる組織密度である。粘度を無視すると（μ₂＝０に設定）、式（１）は、以下のように簡略化される。

ここで、式（２）におけるｃ_sは、せん断波の全ての周波数成分にわたる平均せん断波速度を意味するせん断波の群速度である。したがって、せん断波は、μ₁について解くために、ゼロ粘度を仮定して式（２）を使用することによって組織の弾性を評価するか、又は、μ₁及びμ₂について解くために、組織におけるせん断波を生成し、複数の周波数におけるその伝播速度を測定し、式（１）を使用することにより、弾性及び粘性の双方を評価するために使用されることができる。

［せん断波による弾性測定］

超音波は、非侵襲弾性撮像のための組織内のせん断波を遠隔で生成するために使用されることができる。一般的には、長い持続時間を有する（フォーカスされた又はフォーカスされない）プッシュ超音波ビームは、図１に示されるように、過渡せん断波を生成するために使用され、パルスエコー超音波は、せん断波の伝播を検出するために使用される。組織粒子は、せん断波に起因して上下に移動し、この摂動は、伝播速度ｃ_sにおいてプッシュビームから外側に伝播する（図１における矢印を参照）。すなわち、図１において、Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄ、Ｅは、パルスエコー超音波によるせん断波検出の位置である。垂直線は、プッシュ中心から外側に向かって移動しているせん断波面を表す。ここに示す例において、（実線の垂直線によって表される）せん断波面は、位置Ｃにある。破線は、既に通過した（位置Ａ及びＢ）又は到達する（位置Ｄ及びＥ）せん断波面を表す。

せん断波の伝播経路に沿ってパルスエコー超音波によって検出された複数の位置におけるせん断波運動の時間プロファイルは、ｃ_sを算出するために使用されることができる。例えば、位置ＡとＥとの間の距離を仮定すると、Δｒであり、これら２箇所のせん断波の到達時間の間の遅延は、Δｔであり、ｃ_s＝Δｒ／Δｔである。時間遅延Δｔは、各位置におけるせん断波ピークの時間インスタンスを追跡することにより、又は、各位置において検出された２つのせん断波時間信号間の最大相互相関を与える遅延を求めることにより、推定されることができる。例えば図１に示される例において、せん断波面Ａ−Ｅは、深さ方向ｚに沿って比較的均一である。したがって、我々は、せん断波の伝播速度を測定するために、ｘ方向に沿ってせん断波を検出する必要があるにすぎない。換言すれば、１次元（１Ｄ）空間データのセットは、伝播方向と検出方向がそろっている場合には、せん断波速度を正確に測定する必要がある。

超音波プッシュビームによって生成されるせん断波は、一般的に弱く（マイクロメートル）、せん断波検出、したがってｃ_s測定値は、ノイズ（心臓運動、呼吸運動、身体運動、超音波システムのノイズ等）の影響を受けやすい。したがって、超音波プッシュビームを使用したせん断波測定は、浸透を制限している。これは、例えば、肥満患者の肝臓においてせん断波測定を行う等、より深い浸透を必要とする用途にとって問題となることがある。機械的振動源（外部振動や内部心臓運動）によって生成されるせん断波は、より深い領域においてより信頼性の高い測定のためにはるかに大きい振幅からなることができる。いくつかの用途について、多方向波伝播場が望ましい。多方向振動場を形成するために、連続的又は間欠的な方法で起動される複数の小さな外部振動子を使用することができる。さらに、単一の大きな外部振動子が使用され、連続的又は間欠的な励起信号によって駆動されることができる。心臓収縮、血管又は呼吸圧力波に起因するような生理的動作はまた、波動源として使用されることができる。各方法は、波の指向性、周波数特性及び動きの振幅に関して異なる利点を有する。それゆえに、生成されるせん断波は、一般的に、その向きが不明である複数の方向に到来する。これは、せん断波速度測定に偏りが生じることがある。

図２に示される例において、せん断波は、波面１から２、３へと斜めの角度で伝播している。時間間隔Δｔ内に（距離ａで）２から３へと伝播する波面を仮定すると、実際のせん断波速度ｃ_sは、ａ／Δｔである。せん断波速度が図１における場合のようにｘ方向に沿って測定されるのみである場合、見かけのせん断波速度ｃ_s'は、実際のせん断波速度ｃ_sよりも大きいｂ／Δｔである。したがって、測定方向がせん断波伝播方向と一致しない場合には、推定されたせん断波速度は大きくなるように偏る。この偏り効果は、面内（トランスデューサ撮像平面内）斜めせん断波に適用される。図２に示されるように、同様に面外（トランスデューサ撮像面外）せん断波は、斜め角度において２次元（２Ｄ）超音波検出面を通過する。

ここでは、この偏り効果を補正するための２つの方法が提供される。第１の方法は、媒体が均質であると仮定する。これは、機械的特性が臓器全体にわたって均一に変化することが予想されるびまん性疾患を研究するために使用されることができる。例としては、肝線維症、肺線維症、及び、アルツハイマー病患者の脳への変化を含む。

［均質媒体についてのｋ−ｆ空間法］

図３Ａ及び図３Ｂに示されるように、ｘ−ｚ平面における２次元の空間的平面において測定されることができるせん断波の動きを考慮する。図４を参照すると、均質媒体中における分析のためのプロセスは、処理ブロック１００において始まり、時間ｔにわたる一連の繰り返し測定を取得する。そして、処理ブロック１０２において、データが分析される。例えば、この時空間データｕ（ｘ，ｚ，ｔ）を分析する１つの方法は、Ｕ（ｋ_x，ｋ_z，ｆ）を与えるために２つの空間的次元及び時間的次元に沿ってフーリエ変換を適用することである。この周波数領域表現は、ｋ−ｆ空間と称される。

所定の周波数ｆ_cについて、波動の方向性は、｜Ｕ（ｋ_x，ｋ_z，ｆ_c）｜のエネルギの分布を調べることによって検査されることができる。任意の角度で伝播する面内波は、位置（ｋ_x，ｋ_z，ｆ_c）を有するｋ−ｆ空間におけるピークとして表示される。この目的のために、処理ブロック１０４において、ピークが識別されて使用され、処理ブロック１０６において、波の動きの方向を判定する。例えば、正値ｋ_xを有するピークの座標は、右方に移動する波を示している。正値ｋ_zを有するピークの座標は、下方に移動する波を示している。周波数ｆ_cにおいて、光線は、ｋ_x−ｋ_z平面の原点からピークの中心まで引かれることができ、その光線の角度θ＝ｔａｎ^-1（ｋ_z／ｋ_x）は、波についての波伝播方向を示し、この成分

の径は、ｃ_s（ｆ_c）＝ｆ_c／ｋ_rによってせん断波速度ｃ_sに関連している。処理ブロック１０８において、ｋ−ｆ空間におけるピークの位置は、同一のせん断波速度を有するもの等と同様の波を判定するために分析される。例えば、異なる斜め方向で伝播する複数の波は、ｋ−ｆ空間における複数のピークを表示する。所定の時間的周波数ｆにおいて、媒体が均質であり、したがって、せん断波速度が全ての伝播について同一でなければならないことから、複数の面内波からのピークは、ｋ_x−ｋ_z平面の原点から等距離を有し、ｋ_r＝ｆ_c／ｃ_sを有する円上にある。したがって、処理ブロック１１０において、均質媒体中におけるせん断波の伝播は、上述した偏り効果に起因するエラーが発生することなく報告されることができる。

図５を参照すると、３つの波、波１、２及び３が存在する場合が図示されている。波１は、左方に上向きに移動する円４のｋ_r＝ｆ_c／ｃ_s上にある。波２はまた、円ｋ_r＝ｆ_c／ｃ_s上にあり、より大きなエネルギを有し、下向き且つ僅かに右方に移動している。波３は、ｋ_x−ｋ_z平面の中心付近に位置することから、高い波速度を有する面外波である。したがって、斜めの角度で伝播する面内せん断波の速度は、２次元空間データを使用して正確に測定されることができる。

しかしながら、測定された運動の平面に対して斜めに伝播する波（面外波）は、図２に図示されるものと同様の偏り効果を受け、媒体の真のせん断波速度よりも速く伝播するようにして測定される。ｋ−ｆ空間において、これらの面外波は、ｋ_r＝ｆ_c／ｃ_sとして円４内にあるピークとして表される。多方向波動場において、複数の面内波及び複数の面外波がある。ｋ−ｆ空間における所定の周波数ｆにおいて、この多方向波動場は、円ｋ_r＝ｆ_c／ｃ_s上及び内に分布した複数のピークとして表示する。したがって、ｋ−ｆ空間における円は、これらの複数の波ピークの外縁に位置する最大半径（最低波速度）を用いて求めることができ、正確なせん断波速度を算出するために円の半径を使用することができる。

円を求める方法が以下に提供される。全方向における波エネルギは、以下の関係を使用してｋ−ｆ空間における半径ｋ_rの円内に統合される。

ｋ_x＝ｋ_rｃｏｓ（θ） （３）

ｋ_z＝ｋ_rｓｉｎ（θ） （４）

Ｓ（ｋ_r，ｆ_c）関数は、ｋ_rに対するシグモイド形状を有し、追加された最大エネルギを有する径方向位置において、その最も急な勾配を有する。この最も急勾配の地点は、ｋ_mと参照されるｄＳ（ｋ_r，ｆ_c）／ｄｋ_rにおける最大をみつけることによって求めることができる。異なる方向に伝播する面内せん断波が十分存在する場合、ｄＳ（ｋ_r，ｆ_c）／ｄｋ_rは、全ての面内せん断波がある円にピークを有するであろう（最低波速度）。これは、以下によって与えられるように媒体のせん断波速度と厳密に相関がある。

ｃ_s（ｆ_c）＝ｆ_c／ｋ_m （６）

実験は、ファントム壁に複数の振動子を取り付けることによって均質弾性ファントムにおいて行われた。振動子は、衝撃的励起を提供し、複数の方向に伝播するせん断波を生成するようにランダムに起動された。上述したプロセスは、複数の周波数ｆ_cにおいて位相速度を評価するために使用された。具体的には、３つの異なるせん断波周波数ｆ_c＝２５、７５、１２５Ｈｚについて、均質なファントムについてのｋ−ｆ空間分布が研究された。この目的のために、図６は、取得されたデータについて式（５）を使用して得られた結果を示している。グラフ上の円は、最大傾斜の位置と式（６）によって位相速度を算出するために使用されるｋ_mの値を示している。統合された大きさは、ｋ_rがｋ_mよりも大きい場合であっても、ｋ_rとともに増加し続ける。これは、図５における背景が非ゼロ値を有するためである。異なる周波数についての位相速度分散が図７に示されており、粘弾性材料特性は、式（１）におけるフォークトモデルにデータをフィッティングすることにより、μ₁＝１．９ｋＰａ及びμ₂＝０．６ｋＰａと推定された。μ₁及びμ₂のこれらの値は、このファントムにおいて独立した検証測定によって得られた結果に近い。２次元空間データは、上記例のように使用されているが、本方法は、３次元空間データに拡張することができる。

［均質及び不均質媒体の双方についてのｋ−ｆ空間法］

図８を参照すると、不均質媒体については、せん断波速度又はせん断弾性係数の空間分布を得るために異なるアプローチが使用されることができる。波動場が多方向である場合、すなわち、波が多くの異なる方向に移動している場合、異なる方向に伝播する波は、処理ブロック２００において、データを取得することによって分離されることができる。必要に応じて、処理ブロック２０２において、せん断波を保ちながら圧縮波を除去するためにカール動作が使用されることができる。処理ブロック２０４において、方向フィルタが適用される。方向フィルタは、双方向フィルタ応答をデータと乗算することによってｋ−ｆ空間において適用されることができる。例は、４５度だけ離れた８つの方向フィルタを含むことができる。以下は、その全体が参照により本願明細書に組み込まれる。「Ｓｏｎｇ，Ｐ．，Ｍａｎｄｕｃａ、Ａ．，Ｚｈａｏ、Ｈ．，Ｕｒｂａｎ、Ｍ．Ｗ．，Ｇｒｅｅｎｌｅａｆ、Ｊ．Ｆ．，Ｃｈｅｎ，Ｓ．によるＦａｓｔ ｓｈｅａｒ ｃｏｍｐｏｕｎｄｉｎｇ ｕｓｉｎｇ ｄｉｒｅｃｔｉｏｎａｌ ｆｉｌｔｅｒｉｎｇ ａｎｄ ｔｗｏ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｓｈｅａｒ ｗａｖｅ ｓｐｅｅｄ ｃａｌｃｕｌａｔｉｏｎ，Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇ ｏｆ ２０１３ ＩＥＥＥ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ，Ｐａｇｅｓ １２６４−１２６７」。

大きい方に偏った速度を有する波として測定される面外せん断波の影響を低減するために、我々は、さらに、伝播波のために低空間周波数（ｋ）の値をフィルタリングすることにより、これらをフィルタリングすることができる。これは、上記速度ｃ＝ｆ_c／ｋ_l（すなわち、ｋ_r＜ｋ_l）が除去されるように、各周波数ｆ_cについてのｋ_lの値における下限を設定することによって方向フィルタに組み込まれることができる。同様に、ｋ_uの上限は、ｃ＝ｆ_c／ｋ_u（すなわち、ｋ_r＞ｋ_u）以下の速度を有する波が除去されるように、各周波数ｆ_cについて設定されることができる。この波速度の下限は、せん断波データの取得中に体動又はその他の不要な干渉によって生じる、誤った「波動」を除去するために使用されることができる。

例えば、（肝硬変に対する法線からの）ヒト肝臓のせん断波速度は、１−５ｍ／ｓの範囲でなければならない。この場合、せん断波速度の下限及び上限は、最終せん断波速度の推定がより信頼性があるように、この範囲外の伝播速度との干渉波を抑制するために０．５及び５ｍ／ｓに設定されることができる。肝線維症等のびまん性疾患のために、上に開示された「均質媒体についてのｋ−ｆ空間法」が媒体のせん断波速度の初期推定値を得るために使用されることができ、その後に下限及び上限せん断波速度を設定するために使用されることができる。例えば、特定の患者において、「均質媒体についてのｋ−ｆ空間法」によって推定されるせん断波速度は、２ｍ／ｓである。そして、上限速度は、面外波の除去を改善してより少ない偏りを有する２次元画像を生成するために、この特定の患者について３ｍ／ｓに設定されることができる。２次元画像は、測定の信頼性の指標として、肝臓内のせん断波速度推定値の変動を算出することを可能とし、したがって、均質媒体を撮像する場合であっても依然として価値がある。下限及び上限波速度の代わりに、固定された閾値ｋ_l及びｋ_uは、ｋ_r＜ｋ_l又はｋ_r＞ｋ_uが除去されるように全ての周波数ｆ_cについて使用されることができる。

非常に低い周波数ｆ_cにおいて、ｋ_rの分解能は、波速度制限に基づいて波の適切な除去を可能とするように十分に小さくなくてもよい。１つの解決策は、下限時間周波数ｆ_lを設定することと、ｆ_lよりも低い周波数を有する全ての波を除去することである。滑らかな傾斜プロファイルは、このプロセス中においてリンギング効果を低減するために単位ステップ関数の代わりに使用されることができる。例として、外部振動によって生成されるせん断波が主に４０Ｈｚよりも高い場合、２０Ｈｚ未満の周波数を有する全ての波を除去することは、完全な有用なせん断波を保ちながら、不要な低周波数の動きを除去する。同様に、上限時間周波数ｆ_uは、より安定した結果のために、高周波ノイズを除去するために使用されることができる。硬閾値によって課される速度又は周波数の制限が望ましくないギブス・リンギングアーチファクトに関連した急激な不連続性を形成することがある。したがって、滑らかな遷移を有する「軟」閾値は、これらの制限のために代わりに使用されることができる。

図８を再度参照すると、処理ブロック２０４において方向フィルタを適用した後、処理ブロック２０８におけるせん断波速度又はせん断弾性率を得るための分析のために、処理ブロック２０６において時空間領域にデータを戻すために逆フーリエ変換が適用されることができる。処理ブロック２１０において、せん断波速度又はせん断弾性率を含むせん断波の特性がレポートされる。後述するように、このレポートは、せん断波速度マップ及び／又は複数の方向からのせん断波速度マップを組み合わせた情報を含むことができる。

例えば、せん断波速度は、飛行時間型（ＴＯＦ）法（例えば、その全体が参照により本願明細書に組み込まれる、Ｍ．Ｌ．Ｐａｌｍｅｒｉ、Ｍ．Ｈ．Ｗａｎｇ、Ｊ．Ｊ．Ｄａｈｌ、Ｋ．Ｄ．Ｆｒｉｎｋｌｅｙ及びＫ．Ｒ．Ｎｉｇｈｔｉｎｇａｌｅ、「Ｑｕａｎｔｉｆｙｉｎｇ ｈｅｐａｔｉｃ ｓｈｅａｒ ｍｏｄｕｌｕｓ ｉｎ ｖｉｖｏ ｕｓｉｎｇ ａｃｏｕｓｔｉｃ ｒａｄｉａｔｉｏｎ ｆｏｒｃｅ」、Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｍｅｄ．Ｂｉｏｌ．，ｖｏｌ．３４，ｐｐ．５４６−５５８、２００８年４月）を使用して、又は、波動の正規化された相互相関（例えば、それぞれがその全体が参照により本願明細書に組み込まれる、Ｍ．Ｔａｎｔｅｒ、Ｊ．Ｂｅｒｃｏｆｆ、Ａ．Ａｔｈａｎａｓｉｏｕ、Ｔ．Ｄｅｆｆｉｅｕｘ、Ｊ．Ｌ．Ｇｅｎｎｉｓｓｏｎ、Ｇ．Ｍｏｎｔａｌｄｏ、Ｍ．Ｍｕｌｌｅｒ、Ａ．Ｔａｒｄｉｖｏｎ及びＭ．Ｆｉｎｋ、「Ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ ｏｆ ｂｒｅａｓｔ ｌｅｓｉｏｎ ｖｉｓｃｏｅｌａｓｔｉｃｉｔｙ：Ｉｎｉｔｉａｌ ｃｌｉｎｉｃａｌ ｒｅｓｕｌｔｓ ｕｓｉｎｇ ｓｕｐｅｒｓｏｎｉｃ ｓｈｅａｒ ｉｍａｇｉｎｇ」、Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｍｅｄ．Ｂｉｏｌ．，ｖｏｌ．３４，ｐｐ．１３７３−１３８６、２００８年９月、又は、Ｊ．ＭｃＬａｕｇｈｌｉｎ及びＤ．Ｒｅｎｚｉ、「Ｕｓｉｎｇ ｌｅｖｅｌ ｓｅｔ ｂａｓｅｄ ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ｏｆ ａｒｒｉｖａｌ ｔｉｍｅｓ ｔｏ ｒｅｃｏｖｅｒ ｓｈｅａｒ ｗａｖｅ ｓｐｅｅｄ ｉｎ ｔｒａｎｓｉｅｎｔ ｅｌａｓｔｏｇｒａｐｈｙ ａｎｄ ｓｕｐｅｒｓｏｎｉｃ ｉｍａｇｉｎｇ」、Ｉｎｖｅｒｓｅ Ｐｒｏｂｌ．，ｖｏｌ．２２，ｐｐ．７０７−７２５、２００６年４月、又は、Ｒ．Ｓ．Ａｎｄｅｒｓｓｅｎ及びＭ．Ｈｅｇｌａｎｄ、「Ｆｏｒ ｎｕｍｅｒｉｃａｌ ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｔｉｏｎ，ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌｉｔｙ ｃａｎ ｂｅ ａ ｂｌｅｓｓｉｎｇ！」、Ｍａｔｈ．Ｃｏｍｐｕｔ．，ｖｏｌ．６８，ｐｐ．１１２１−１１４１、１９９９年）を使用して推定されることができる。これらは、１次元法であるが、図９に示されるように、撮像面において、２次元（２Ｄ）におけるせん断波速度を測定することができる。

特に、横方向のせん断波速度Ｖ_X及び軸方向のせん断波速度Ｖ_Zが得られることができるように、正規化された相互相関は、ｘ及びｚ方向の双方に適用されることができる。例として、画素ａ、ｂ及びｃおいて検出されたせん断波信号をＳ_a（ｔ）、Ｓ_b（ｔ）及びＳ_c（ｔ）とする。ここで、ｔは時間である。相互相関によって推定された時間遅延を、Ｓ_a（ｔ）とＳ_b（ｔ）との間についてｔ_ab、Ｓ_a（ｔ）とＳ_c（ｔ）との間についてｔ_acとする。画素ａとｃとの間の距離をＬ_acとし、画素ａとｂとの間の距離をＬ_abとする。そして、Ｖ_X＝Ｌ_ac／ｔ_ac及びＶ_Z＝Ｌ_ab／ｔ_abである。頂点ａ、ｂ及びｃによって示される三角形において、真のせん断波速度Ｖは、以下の式によって算出されることができる。

又は、

式（８）は、ｔ_ac又はｔ_abタブのいずれかがゼロである場合（波伝播方向が軸ｘ又はｚに一致している場合）には式（７）よりも安定である。なお、式（７）及び（８）によって与えられた２次元ベクトルのせん断波速度は、実際に知ることが困難であるせん断波伝播の方向の事前知識を必要としないことに留意すべきである。

２つの方法は、空間分解能を維持しながら、２次元ベクトルのせん断波速度算出のロバスト性を高めるために開発された。まず、数値微分計算に使用されるアルゴリズムは、局所せん断波速度算出に適合された。その全体が参照により本願明細書に組み込まれる、Ｍ．Ｔａｎｔｅｒ、Ｊ．Ｂｅｒｃｏｆｆ、Ａ．Ａｔｈａｎａｓｉｏｕ、Ｔ．Ｄｅｆｆｉｅｕｘ、Ｊ．Ｌ．Ｇｅｎｎｉｓｓｏｎ、Ｇ．Ｍｏｎｔａｌｄｏ、Ｍ．Ｍｕｌｌｅｒ、Ａ．Ｔａｒｄｉｖｏｎ及びＭ．Ｆｉｎｋ、「Ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ ｏｆ ｂｒｅａｓｔ ｌｅｓｉｏｎ ｖｉｓｃｏｅｌａｓｔｉｃｉｔｙ：ｉｎｉｔｉａｌ ｃｌｉｎｉｃａｌ ｒｅｓｕｌｔｓ ｕｓｉｎｇ ｓｕｐｅｒｓｏｎｉｃ ｓｈｅａｒ ｉｍａｇｉｎｇ」、Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｍｅｄ Ｂｉｏｌ，ｖｏｌ．３４，ｐｐ．１３７３−８６、２００８年９月において導入されたような従来の局所せん断波速度測定技術は、図１０（ａ）に示されるように、固定された距離だけ離間された２つの撮像画素からの２つのせん断波形（粒子変位又は速度対時間の波形）の相互相関をとり、中心画素のせん断波速度を推定する。図１０（ｂ）に示されるように、よりロバスト性があるアプローチは、短い距離だけ離間された複数対のせん断波形の相互相関をとり、複数の局所せん断波速度の推定値を生成する。中心画素における最終せん断波速度は、それらの相関係数によるこれらの推定値の加重和によって与えられる。このアルゴリズムは、図１１（ａ）に示されるように、Ｖ_X及びＶ_Zを得るためにｘ及びｚ方向の双方に沿って実装されることができる。図１１（ｂ）に関して、図１１（ａ）におけるようにな灰色ウィンドウ内の全ての画素は、Ｖ_X及びＶ_Zの推定値を取得するために使用されることができる。三角形は、推定されたＶ_Xの空間的位置を示す。長方形は、推定されたＶ_Zの空間的位置を示す。勾配シェーディングは、距離重みを示し、より高い重みは、（濃い灰色によって示される）中心画素に近い推定値計に割り当てられる。

［複数の方向からのせん断波速度マップの組み合わせ］

Ｄ個のせん断波速度マップの総数は、上述した２次元ベクトル算出方法を使用して、異なる方向を有するＤ個の方向フィルタから生成される。最終せん断波速度マップは、Ｄ個の速度マップの組み合わせから得られることができる。特に、図１２は、８つの方向フィルタを適用した後、中間に硬質介在物を有するテストファントムにおいて得られた８つの速度マップを示している（Ｄ＝８）。複数の小型振動子が、この実験において使用された複合波動場を生成するためにファントムの表面に取り付けられた。図１３は、図１２におけるデータの加重和によって得られる最終せん断波速度マップを示している。ここで使用される重みは、図１２における各方向画像における各画素の正規化された相互相関係数（ＮＣＣ）である。各方向画像の各画像画素（経時的な動き信号の二乗和）におけるせん断波エネルギはまた、良質の制御因子であり、したがって、各画素についての重みを算出するためにＮＣＣと組み合わせて使用されることができる。低いせん断波エネルギ及び悪い相互相関を有する画素からのせん断波速度の推定値が最終マップに寄与しないように、せん断波エネルギ及びＮＣＣについての閾値を設定することができる。複数の方向せん断波画像を組み合わせる他の選択肢は、最終せん断波マップを生成するために全ての画像の最小値又は中央値を取ることである。これは、面外波及び圧縮波によって生じる偏りを抑制し、均質媒体について特に良好に動作する。

方向フィルタリングの後、式（７）及び（８）は、２つの直交する方向からのせん断波速度を算出する。実際のアプリケーションにおけるせん断波データは、ノイズを有し、それゆえに、ｘ又はｚ方向のいずれかにおける時間遅延推定における誤りは、式（７）及び（８）を介して最終せん断波推定値に入る。ノイズの存在下では、最終せん断波速度推定のロバスト性を向上させるために、複数の方向におけるせん断波伝播を測定することが望ましい。図１４を参照すると、せん断波面は、距離間隔ｒを用いて位置１から２、３へと伝播する。せん断波が１から２へと伝播するのにかかる時間がτであると仮定する。位置２から３への伝播もまた、時間τがかかる。ａ（円の中心）及びｂ（半径ｒを有する円上）におけるせん断波信号間の時間遅延は、τ_ab＝τ・ｓｉｎ（θ）である。ここで、θは、図１４に示されるように、ｂの位置によって決まる角度である。現実には、測定された遅延は、τ_ab（θ）＝τ・ｓｉｎ（θ）＋ｎ（θ）である。ここで、ｎ（θ）は、ノイズである。異なる角度におけるｎ（θ）は、互いに独立していなければならない。したがって、ノイズｎ（θ）の存在下でτのよりロバスト性がある推定値を得るために、複数の遅延τ（θ）が測定され、モデルτ・ｓｉｎ（θ）にフィッティングする。実際の状況において、ｘ−ｚ座標におけるせん断波の伝播方向は、一般的には不明である。したがって、フィッティングのために使用されるモデルは、以下としなければならない。

τ・ｓｉｎ（θ＋φ） （９）

ここで、φは、一定の位相オフセットである。τ及びφは、双方とも、データフィッティング処理中に決定されることができる。そして、せん断波速度は、以下によって算出される。

Ｖ＝ｒ／τ （１０）

せん断波信号の超音波検出がデカルト空間グリッド上で実行される場合、２画素で検出されたせん断波間で測定された遅延は、これらの２画素間の距離によってスケーリングされる必要がある。図１５を参照すると、黒いドットは、せん断波が検出された画素位置を表す。画素ａは、原点に位置し、画素ｂは、（ｘ、ｚ）に位置する。ａとｂとの間の距離Ｒは、したがって、

であり、角度θ＝ａｒｃｔａｎ（ｚ／ｘ）である。画素ａとｂとの間で測定された遅延がＤ_abであると仮定すると、したがって、Ｒによって正規化された遅延は、τ_ab＝Ｄ_ab／Ｒである。このアプローチを使用して、τ_ab（θ）は、図１１における他のラベルが付されていない黒いドットが画素ｂとして選択される場合に複数の角度に沿って測定されることができる。そして、測定されたτ_ab（θ）は、τを推定するために式（９）におけるモデルにフィッティングされ、ここで測定された遅延は、既に距離によって正規化されていることから、ｒ＝１に設定することによって式（１０）を用いて最終せん断波速度を算出するために使用されることができる。図１６は、５．２ｍ／ｓの公称せん断波速度を有するテストファントムにおいて得られたデータの例を示している。ドットは、異なる角度で測定された（距離によって正規化された）時間遅延である。実線は、５．３ｍ／ｓのせん断波速度に対応する０．１８８４ｓ／ｍの振幅を与える正弦波モデルへのデータのフィッティングである。上記モデルフィッティングアプローチは、最終せん断波速度を算出するために複数の方向における遅延を使用する。式（７）と（８）との間の関係と同様に、複数の方向における遅延の代わりに見かけの波速度がまた、最終せん断波速度を算出するために使用されることができる。図１０及び図１１に示されるアプローチは、本方法をよりロバスト性があるものにするためにモデルフィッティングアプローチと組み合わせることができる。さらに、各画素は、式（９）による遅延又は速度を用いたモデルフィッティングの品質を示すＲ²の値を有する。したがって、Ｒ²の値は、最終せん断波速度マップを生成するための異なる方向についてのせん断波速度マップの重みを制御するために使用されることができる。

飛行時間法、正規化相互相関法、位相遅れ法（「Ｓｈｅａｒ ｗａｖｅ ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ ｆｏｒ ｉｎ ｖｉｖｏ ｑｕａｎｔｉｆｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｈｕｍａｎ ｓｏｆｔ ｔｉｓｓｕｅｓ ｖｉｓｃｏ−ｅｌａｓｔｉｃｉｔｙ」、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．Ｍｅｄ．Ｉｍａｇｉｎｇ，ｖｏｌ．２８，ｐｐ．３１３−３２２、２００９年）以外もまた、方向フィルタリング後に時空間データを使用して周波数依存の波伝播速度（位相速度）を推定するために使用されることができる。位相遅れ法において、フーリエ変換は、カルマンフィルタに変換し、又は、他の適切な方法は、複数の周波数におけるせん断波の位相を算出するために各画素における時間信号に対して実行される。そして、所定の周波数ｆにおけるせん断波速度は、せん断波伝播方向に沿った少なくとも２つの画素の周波数ｆにおける位相遅れから推定される。位相遅れ法は、複数の周波数（分散）における波伝播速度を解決することができ、式（７）を使用して未知の方向から伝播する波についての位相速度を算出するように拡張されることができる。式（８）から（１０）における時間遅延が代わりに使用される場合、時間遅延τは、以下のように位相遅れｐ及びせん断波の周波数ｆから算出されることができる。ｔ＝π／２πｆ。２次元空間データは、上記例のように使用されているが、本方法は、３次元空間データに拡張されることができる。

上記開示された方法は、同じ時間グリッドを有するように時空間データの全ての画素を必要とする。「フラッシュ撮像」がせん断波のパルスエコー検出のために使用される場合、この要件は満たされる。２次元データがライン毎に又は領域毎に取得される従来の超音波スキャナについて、異なる超音波Ａラインにおける画素は、異なる時間グリッドでサンプリングされる。そのような状況において、各画素における時間信号は、補間後の時間サンプルが異なる画素についての同じ時間グリッド上に一致するように、より高いサンプリングレートに補間されることができる。補間及び一致のためのシステム及び方法の１つの例は、２０１２年１０月７日に出願された同時係属中の米国仮出願第６１／７１０７４４号及び２０１３年１０月７日に出願されたＰＣＴ出願第ＵＳ２０１３／０６３６３１号に記載されており、双方とも、その全体が参照により本願明細書に組み込まれる。

外部振動からせん断波を効率的に生成するシステム及び方法もまた、ここに開示されている。例えば、図１７Ａ及び図１７Ｂを参照すると、ベッド２５０若しくは椅子２５２等の家具の一部又は剛性面２５４、２５６を有する他の構造は、剛性面２５４、２５６と係合される被検体又は媒体（図示しない）を振動させるために使用されることができる。剛性面２５４、２５６は、体内における振動伝達を最適化するために平面又は曲面とすることができる。振動源２５８、２６０は、剛性面２５４、２５６に連結される。後述するように、振動源２５８、２６０は、剛性面２５４、２５６を介して被検体又は媒体に振動を提供する中心から外れた重量を有するモータ又は空気圧式若しくは音響的に提供される振動等の他の適切な振動源を含むことができる。これに関して、振動源は、駆動又は動力源に接続する接続部２６２、２６４を含むことができる。この目的のために、後述するように、振動源２５８、２６０の設計に応じて、接続部２６２、２６４は、電気的接続とすることができ、又は、空気圧式若しくは音響的な接続又は振動源２５８、２６０を作動させる駆動エネルギを受信する他の手段とすることができる。

クッション２６６は、患者の快適性を向上させるために、剛性面２５４、２５６と身体との間に追加されることができる。泡及びゴム等の従来のクッション材に加えて、柔軟膜の内部に封入された液体又は空気もまた、より効率的な振動供給のための接触面積を最大化するように体表面に適合することができる変形可能なクッションとして機能することができる。空気又は液体が密閉空間内に封入されていることから、剛性面からの振動は、効率よく体内に空気又は液体のクッションを介して伝達することができる。空気又は液体のクッションは、剛性面２５４、２５６と一体化されることができる。

振動源２５８、２６０が、オフセット荷重を担持するモータ等のいくつかの設計において大きな振動源を含むことができることが企図される。他の構成において、１つの大きな振動源の代わりに、体内にせん断波を生成するために、剛性面２５４、２５６に沿って異なる位置に複数の振動源が配置されてもよい。あるいは、振動源は、弾性ストラップ、接着膜又は他の適切な手段等によって被検体又は媒体の体表面に直接固定されることができる。さらにまた、振動源は、上にあるように患者用のクッション２６６に埋め込まれるか、又は、着用するように患者用のベストや他の衣類に埋め込まれることができる。

上述したオフセット荷重を担持するＤＣモータは、使用されることができるシステムの１つの例である。いくつかのケースにおいて、ＤＣモータは、携帯電話の振動子に使用されるものと同じくらい小さくてもよい。あるいは、より大きな電磁アクチュエータは、体表面から深い領域においてより強いせん断波を生成するために使用されることができる。また、磁気共鳴エラストグラフィ（ＭＲＥ）によって使用される空気圧式又は他のドライバは、この目的のために使用されることができる。そのようなＭＲＥドライバシステムの例は、米国特許第６，０３７，７７４号明細書、米国特許第７，０３４，５３４号明細書、米国特許第７，３０７，４２３号明細書、米国特許第８，５０８，２２９号明細書及び米国特許第８，６１５，２８５号明細書並びに米国特許出願公開第２０１２／０２５９２０１号明細書及び米国特許出願公開第２０１２／０２７１１５０号明細書においてみることができ、それぞれがその全体が参照により本願明細書に組み込まれる。超音波がせん断波の検出に使用される場合、電磁干渉は問題ではない。それゆえに、電磁デバイスは、振動源として使用されることができる。

振動を発生又は駆動する特定の手段にかかわらず、振動源のための発生又は駆動源を選択するために使用されることができるいくつかの基本的構成が存在する。例えば、図１７Ｃに示されるように、１つの種類のアクチュエータ３７０は、起動された場合に「プッシュ」動作を有する。そのようなアクチュエータ３７０は、例えば、弾性ストラップ又は他の適切な手段を使用して体表面に押圧されることができる。起動されると、作動体３７２は、体内のせん断波を生成するために体表面に小さな「パンチ」を生成するように接触板３７６においてシャフト３７４を介して押圧する。他の構成において、図１７Ｄを参照すると、アクチュエータ３８０は、起動されると「プル」動作を利用することができる。この構成において、アクチュエータは内部にあり、作動体３８２は、接触板３８６にシャフト３８４を介して接続される。しかしながら、バネ又は他の適切な付勢機構３８８は、これら２つの部品の分離を維持するように作動体３８２と接触板３８６との間に挿入されることができる。接触板３８６は、作動体３８２のケース３９０に固定され、アクチュエータは、シャフト３８４に沿って自由に移動して摺動する。起動されると、作動体３８２は、接触板３８６に向かって加速して移動する。作動体３８２の慣性質量は、それが接触板３８６に当たると、せん断波生成のために患者の身体に衝撃を生成する。アクチュエータが起動されないと、付勢機構３８８は、作動体３８２と接触板３８６とを分離し、次の衝撃のために作動体３８２の加速のために十分な距離を提供する。

上述したように、複数の振動源が使用されることができる。複数の振動源が患者の研究においてせん断波を生成するために使用される場合、これらの振動子を駆動する共通のソースから引き出される電流は、非常に高くなることがあり、高出力電源を必要とする。この問題を解決するために、制御回路は、駆動源と複数の振動子とを接続するために使用されることができる。制御回路は、短時間のみ複数の振動子のそれぞれとソースを接続する。各振動子の「ＯＮ」時間は、任意の所定の時間インスタンスにおいて、ソースが１つ又は少数の振動子にのみ電力を供給するように故意に位置ずれすることができる。例として、１つのソースが１０個の振動子であると仮定する。各振動子は、患者体内においてせん断波を生成するために１０ミリ秒（ｍｓ）間オンになる。制御回路は、振動子１が０−１０ｍｓ間オンになり、振動子２が１０−２０ｍｓ間オンになり、振動子３が２０−３０ｍｓ間オンになり、・・・、振動子１０が９０−１００ｍｓ間オンになるように、各振動子を順次オンオフすることができる。このように、ソースは、１度に１つの振動子を駆動する必要があるのみであり、それゆえに、ソースの電流及び電力要件を低減する。

空気又は水中スピーカもまた、体内に振動を導入するために使用されることができる。スピーカによって放出された音の周波数は、振動が導入される身体部分の共振周波数に調整されることができる。例えば、共振は、せん断波弾性測定のために肝臓において振動を導入するのに役立つことができる。この場合、スピーカは、作動面を上に向けてベッド面とほぼ同じレベルで検査ベッド内に埋め込まれることができる。患者は、スピーカの上部に位置する上部背によって上向きにベッド上にいることができる。スピーカを埋め込むためのベッドの開口は、スピーカからの音響エネルギの体内への十分な伝達を可能とするように十分に大きくなければならない。開口はまた、患者がベッド上にいるときに、それが完全に覆われて好ましくは患者の背中によって封止されるように大きすぎてはいけない。スピーカによって放射される音の周波数は、患者の胸腔の共振周波数、例えば５０Ｈｚに一致するように調整されることができる。あるいは、チャープ信号（例えば、３０から８０Ｈｚまで）がせん断波生成のために体内に放射されることができる。そして、胸郭及び肺からの振動は、肝臓において多方向せん断波を生成するように身体に伝播する。

ここに開示される方法は、均質媒体中における平面波伝播を仮定する。実際には、この仮定は、局所的に有効であると考えることができる。例えば、５ｍｍ×５ｍｍの領域内において、せん断波は、平面波として考えることができ、媒体が均質であると考えることができる。

せん断波は、この教示において例として使用されているが、ここで開示される方法は、圧縮波等の他の波の速度を測定するために使用されることができる。そして、せん断波は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）又は光学系等の超音波以外の方法によって検出されることができる。全ての検出方法について、ｘ方向、ｙ方向、ｚ方向における波動成分（通常は３次元ベクトル）又は利用可能な場合にはそれらの組み合わせは、せん断波速度測定のための上記方法を用いて使用されることができる。

ここで図１８を参照すると、本発明によって使用されることができる超音波撮像システム３００の例が図示されている。しかしながら、他の適切な超音波システムもまた本発明を実施するために使用可能であることが理解される。超音波撮像システム３００は、別個に駆動される複数のトランスデューサ素子３０４を含む複数のトランスデューサアレイ３０２を含む。送信機３０６によって通電されると、各トランスデューサ素子３０２は、超音波エネルギのバーストを生成する。研究中の物体又は被検体からトランスデューサアレイ３０２に反射し返された超音波エネルギは、各トランスデューサ素子３０４によって電気信号に変換され、スイッチ３１０のセットを介して受信機３０８に別個に印加される。送信機３０６、受信機３０８及びスイッチ３１０は、人間のオペレータによるコマンド入力に応じて、デジタルコントローラ３１２の制御下で動作する。完全なスキャンは、スイッチ３１０がそれらの送信位置に設定された一連のエコー信号を取得することによって実行され、それにより、送信機３０６を向き、瞬間的にオンにして各トランスデューサ素子３０４に通電する。スイッチ３１０は、そして、それらの受信位置に設定され、各トランスデューサ素子３０４によって生成された後続するエコー信号が測定されて受信機３０８に印加される。各トランスデューサ素子３０４からの別個のエコー信号は、例えば表示システム３１４上に画像におけるラインを生成するために使用される単一のエコー信号を生成するために受信機３０８に結合される。

送信機３０６は、トランスデューサアレイ３０２の前面に対して略垂直に向けられた超音波ビームが生成されるようにトランスデューサアレイ３０２を駆動する。トランスデューサアレイ３０２から所定範囲Ｒにおいてこの超音波ビームをフォーカスするために、トランスデューサ素子３０４のサブグループは、３１６に示されるように、超音波ビームを生成するために通電され、このサブグループにおける内側トランスデューサ素子３０４のパルス生成は、外側トランスデューサ素子３０４に対して遅延される。地点Ｐにフォーカスされた超音波ビームは、トランスデューサ素子３０４のサブグループによって生成された別個のウェーブレットの干渉から得られる。時間遅延は、２次元画像が実行されることになる場合、一般的にはスキャン中に変更される焦点深度又は範囲Ｒを決定する。エコー信号を受信した場合、同じ時間遅延パターンが使用され、トランスデューサ素子３０４のサブグループによって受信されたエコー信号のダイナミックフォーカスをもたらす。このように、画像内の単一のスキャンラインが形成される。

次のスキャンラインを生成するために、通電されることになるトランスデューサ素子３０４のサブグループは、トランスデューサアレイ３０２の長さに沿った１つのトランスデューサ素子３０４の位置にシフトされ、他のスキャンラインが取得される。３１８に示されるように、超音波ビームの焦点Ｐは、それにより、通電されたトランスデューサ素子３０４のサブグループの位置に繰り返しシフトすることによってトランスデューサ３０２の長さに沿ってシフトされる。

特に図１９を参照すると、送信機３０６は、３２２においてまとめて示されるチャネルパルスコード・メモリのセットを含む。一般的に、パルスコード・メモリ３２２の数は、トランスデューサ３０２におけるトランスデューサ素子３０４の数に等しい。これらのパルスコード・メモリはまた、この理由のために送信チャネルとも称される。各パルスコード・メモリ３２２は、一般的には、生成されることになる超音波パルス３２６の周波数を決定するビットパターン３２４を記憶する１×Ｎビットメモリである。このビットパターン３２４は、マスタクロックによって各パルスコード・メモリ３２２から読み出され、トランスデューサ３０２の駆動に適した電力レベルまで信号を増幅するドライバ３２８に適用されることができる。図４に示される例において、ビットパターンは、５メガヘルツの超音波パルス３２６を生成するために、４つの「１」ビットと４つの「０」ビットとを交互にしたシーケンスである。これらの超音波パルス３２６が適用されるトランスデューサ素子３０４は、超音波エネルギを生成することによって応答する。利用可能な全てのビットが使用される場合、キャリア周波数を中心とする狭帯域幅を有するパルスが放出される。

特に図２０を参照すると、受信機３０８は、以下の３つのセクションから構成される。時間利得制御部３３２、ビーム形成部３３４及び中間プロセッサ部３３６。時間利得制御部３３２は、受信機３０８における各受信チャネル用増幅器３３８と時間利得制御回路３４０とを含む。各増幅器３３８の入力は、各トランスデューサ素子３０４から受信されるエコー信号を受信して増幅するようにトランスデューサ素子３０４のそれぞれに接続される。増幅器３３８によって提供される増幅量は、時間利得制御回路３４０によって駆動される制御ライン３４２を介して制御される。エコー信号の深さ又は範囲Ｒが増加するのにともない、その振幅は減少する。結果として、より離れた反射体から発せられるエコー信号が近くの反射体からのエコー信号よりも増幅されない限り、画像の明るさは、範囲Ｒの関数として急速に減少する。この増幅は、セクタスキャンの全範囲にわたって比較的均一な輝度を提供する値に時間利得制御ポテンショメータ３４４を手動で設定するユーザによって制御される。エコー信号が取得される時間間隔は、それが発せられる範囲を決定し、この時間間隔は、例えば、時間利得制御回路３４０によって８つのセグメントに分割される。時間利得制御ポテンショメータ３４４の設定は、受信されたエコー信号が取得時間間隔にわたって増え続ける量で増幅されるように、各時間間隔のそれぞれの間に増幅器３３８の利得を設定するために使用される。

受信機３０８のビーム形成部３３４は、複数の別個の受信機チャネル３４６を含む。以下においてより詳細に説明されるように、各受信機チャネル３４６は、入力３４８において増幅器３３８の１つからアナログエコー信号を受信し、同相Ｉのバス３５０について及び直交Ｑのバス３５２についてデジタル化された出力値のストリームを生成する。これらＩ及びＱ値のそれぞれは、特定範囲Ｒにおけるエコー信号の包絡線のサンプルを表す。これらのサンプルは、それらが合計点３５４及び３５６の合計において他の受信機チャネル３４６のエコーからのＩ及びＱサンプルと加算されるように、上述したようにして遅延されるとき、それらは、ステアリングされたビームθにおいて範囲Ｒに位置する地点Ｐから反射されたエコー信号の振幅及び位相を示す。

中間プロセッサ部３３６は、合計点３５４及び３５６からのビームサンプルを受信する。各ビームサンプルのＩ及びＱ値は、例えば、地点（Ｒ、θ）からのエコー信号の大きさの同相Ｉ及び直交Ｑ成分を表す１６ビットのデジタル数とすることができる。中間プロセッサ３３６は、これらのビームサンプルにおける様々な計算を実行することができ、その選択は、タスクにおける撮像アプリケーションの種類によって決定される。

本発明は、１つ以上の好ましい実施形態に関して記載されており、明示的に述べられたものから外れる多くの均等物、代替例、変形例及び変更例が可能であって本発明の範囲内であることが理解されるべきである。

Claims (29)

1. 医療機器の作動方法において、
   ａ）媒体中に多方向波動場を生成するステップと、
   ｂ）媒体中において伝播する波動場を検出することができる検出システムを用いて、少なくとも１つの時間インスタンスにわたる少なくとも２つの空間的次元における多方向波動場を検出するステップと、
   ｃ）ステップｂ）の検出から最低波速度を判定するステップと、
   ｄ）ステップｃ）の判定に基づいて、前記媒体の波速度及び材料特性のうちの少なくとも一方を算出するステップと、
   ｅ）前記媒体の波速度及び材料特性のうちの少なくとも一方を示すレポートを生成するステップとを備える、方法。
2. 前記材料特性が、周波数依存波速度、貯蔵率及び損失率のうちの少なくとも１つを含む機械的特性である、請求項１に記載の方法。
3. ステップａ）が、外部振動、生理的動作及び超音波放射力のうちの少なくとも１つを前記媒体に対して印加し、機械的波動場として前記多方向波動場を生成することを含む、請求項１に記載の方法。
4. ステップｂ）が、波動場の検出を行うために超音波システム、光学系システム及び磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムのうちの少なくとも１つを制御することを含む、請求項１に記載の方法。
5. ステップｃ）が、せん断波速度を算出することを含む、請求項１に記載の方法。
6. 前記せん断波速度を算出することが、周波数依存性を判定することを含む、請求項５に記載の方法。
7. ステップｃ）が、ｋ−ｆ空間の原点から最大距離を有するｆcにおいて、フーリエ変換された前記ｋ−ｆ空間における波成分を使用して、選択された時間的周波数ｆcにおける最低波速度を判定することを含む、請求項１に記載の方法。
8. ｉ）ｋ−ｆ空間原点を中心とする径変動の円内の前記ｋ−ｆ空間における波エネルギ及び振幅のうちの少なくとも一方を統合し、
   ｉｉ）ステップｉ）の統合がｋによって最も迅速に増加する最大径ｋmを求め、
   ｉｉｉ）ｃs（ｆc）＝ｆc／ｋmによって時間的周波数ｆcにおける最低せん断波速度を算出することにより、前記最低せん断速度が多方向せん断波及び圧縮波の存在において算出される、請求項７に記載の方法。
9. ステップｂ）が、時間グリッドにおいて補間されて一致される超音波データを使用して、ライン毎及び領域毎の波動場の順次検出のうちの少なくとも一方を実行することを含む、請求項１に記載の方法。
10. 医療機器の作動方法において、
    ａ）物体における多方向波動場を生成するステップと、
    ｂ）撮像装置を使用し、少なくとも１つの時間インスタンスにわたる少なくとも２つの空間的次元における前記多方向波動場に関するデータを取得するステップと、
    ｃ）ステップｂ）において取得された前記データを異なる方向に伝播する成分データに分離するステップと、
    ｄ）前記成分データから異なる空間的方向を指す少なくとも２つの波成分を算出するステップと、
    ｅ）前記波成分を使用して各伝播方向についての波速度マップを生成するステップと、
    ｆ）波速度マップを組み合わせて前記物体についての速度画像及び材料特性画像のうちの少なくとも一方を生成するステップとを備える、方法。
11. 前記速度画像及び前記材料特性画像のうちの少なくとも一方が、波速度、貯蔵率及び損失率のうちの少なくとも１つを示す、請求項１０に記載の方法。
12. ステップａ）が、外部振動、生理的動作及び超音波放射力のうちの少なくとも１つを使用して多方向波動場を生成することを含む、請求項１１に記載の方法。
13. 前記撮像装置が、超音波システム、光学系システム及び磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムのうちの１つを含む、請求項１０に記載の方法。
14. ステップｃ）が、フーリエ変換されたｋ−ｆ領域において方向フィルタを使用してデータを分離することを含む、請求項１０に記載の方法。
15. 前記波速度マップが、せん断波速度のマップである、請求項１０に記載の方法。
16. ステップｄ）が、相互相関によって波成分を算出することを含む、請求項１０に記載の方法。
17. 前記成分データが画素を有する画像データを含み、前記相互相関が、相互相関がとられた前記画像データにおける複数対の画素を使用して中心画素に対する一対の画素の正規化された相互相関係数及び距離のうちの少なくとも一方を重み付けすることによって前記中心画素の波速度を算出する、請求項１６に記載の方法。
18. ステップｆ）が、異なる方向についての前記波速度マップの加重和を形成することを含む、請求項１０に記載の方法。
19. ステップｆ）が、異なる方向についての前記波速度マップの最小及び中間値のうちの一方を判定することを含む、請求項１０に記載の方法。
20. ステップｄ）における前記波成分が、公知の距離にわたって測定された遅延、公知の距離によって分割された測定された遅延及び測定された遅延によって分割された公知の距離のうちの１つを含む、請求項１０に記載の方法。
21. ステップｄ）が、直交する空間的方向における少なくとも２つの波成分を算出することを含む、請求項１０に記載の方法。
22. ステップｅ）が、モデルに対して前記波成分をフィッティングすることによって前記波速度マップを算出することを含む、請求項１０に記載の方法。
23. ステップｄ）が、波速度制限、空間的周波数制限及び時間的周波数制限のうちの少なくとも１つを課すことを含む、請求項１０に記載の方法。
24. ステップｂ）が、超音波を使用して波動場のライン毎及び領域毎の波動場の順次検出のうちの少なくとも一方を実行し、時間グリッドにおいて波動場データを補間して一致させることを含む、請求項１０に記載の方法。
25. 前記波動場ステップが、振動子、スピーカ、振動ベッド及び振動椅子のうちの少なくとも１つを介して振動を発生することによって生成される、請求項１０に記載の方法。
26. 波動場ステップが、慣性質量による衝撃を形成する振動を使用して生成される、請求項１０に記載の方法。
27. 媒体の材料特性を測定するシステムにおいて、
    前記媒体中において多方向波動場を生成するように構成された励起システムと、
    所定期間にわたって少なくとも２つの空間的次元における前記多方向波動場に関するデータを取得するように構成された検出システムと、
    前記検出システムから前記データを受信し、
    前記データから最低波速度を判定し、
    前記最低波速度に基づいて、前記媒体の波速度及び材料特性のうちの少なくとも一方を算出し、
    前記媒体の波速度及び材料特性のうちの少なくとも一方を示すレポートを生成するように構成されたプロセッサとを備える、システム。
28. 前記励起システムが、振動ドライバ、スピーカ、振動ベッド及び振動椅子のうちの少なくとも１つを含む、請求項２７に記載のシステム。
29. 物体の特性の画像を生成するシステムにおいて、
    前記媒体中において多方向波動場を生成するように構成された励起システムと、
    少なくとも１つの時間インスタンスにわたる少なくとも２つの空間的次元における前記多方向波動場に関するデータを取得するように構成された検出システムと、
    ａ）前記物体における多方向波動場を生成し、
    ｂ）撮像装置を使用し、少なくとも１つの時間インスタンスにわたる少なくとも２つの空間的次元における前記多方向波動場に関するデータを取得し、
    ｃ）ステップｂ）において取得された前記データを異なる方向に伝播する成分データに分離し、
    ｄ）前記成分データから異なる空間的方向を指す少なくとも２つの波成分を算出し、
    ｅ）前記波成分を使用して各伝播方向についての波速度マップを生成し、
    ｆ）波速度マップを組み合わせて前記物体についての速度画像及び材料特性画像のうちの少なくとも一方を生成するように構成されたプロセッサとを備える、システム。

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