JP6063553B2 - 超音波イメージング方法及び超音波イメージング装置 - Google Patents

Description

本明細書に記載したシステム及び方法は、概して超音波イメージングの分野に関する。より詳細には、下記に記載する実施形態は、組織内でせん断波速度を測定する方法及びシステムに関する。

病理的状態では、生理的状態においてあるべき状態よりも硬い軟組織になる可能性がある。したがって、医師は、触診によって身体内の硬い組織を見つけることで病理的状態を識別する。例えば、乳癌は、健康な乳房組織よりも概して硬いことが知られており、触診によって硬いしこりとして検知され得る。

組織内のせん断波の伝播速度と組織の硬さ（ヤング率又はせん断弾性率）は、下記の式で示される関係にある。

上式において、ｃはせん断波の伝播速度、Ｅはヤング率、ρは組織密度である。したがって、組織内を通るせん断波の伝播速度を測定することによって、癌又は他の病理的状態を検知できる。

せん断波は、組織に強い超音波パルスを付与することによって組織の内部に生成することができる。超音波パルスは、高振幅であると共に存続期間が長くなる（例えば、１００マイクロ秒程度になる）可能性がある。超音波パルスが音響放射力を生成し、この音響放射力が組織を押すことによって、組織の層を超音波パルスの方向に沿ってスライドさせる。組織のこのようなスライド（滑り）移動は、周波数の低い（例えば、１０〜５００Ｈｚ）のせん断波であると見なすことができ、このせん断波は、超音波パルスの方向に垂直な方向に伝播し得る。超音波パルスは、組織内で１５４０ｍ／ｓの速度で伝播し得る。ただし、せん断波は、組織内において、約１〜１０ｍ／ｓという遥かに遅い速度で伝播する。

組織の動きは概ね軸方向（すなわち、超音波パルスの方向）であるため、せん断波は、従来の超音波ドプラ技術を用いて検出することができる。この点で、超音波ドプラ技術は、軸方向の速度を検出することに最も適する。これに代えて、せん断波は、音響放射力によって引き起こされる組織の変位を測定することによって検出されてもよい。

せん断波の伝播速度を正確に測定するためには、高速で、又は毎秒数千フレームという速いフレームレートでせん断波をトラッキングする必要がある。フレーム内の画像は、数百の超音波ラインで構成され得る。通常の超音波イメージングの一般的なフレームレートは約５０フレーム／ｓで、このレートは、せん断波の伝播をトラッキングするには遅すぎる。したがって、良好な信号対雑音比及び優れた空間解像度を維持しながら、フレームレートを上昇させる必要がある。また、組織の硬さの指標を効果的に提供する必要がある。

せん断波速度の画像は、限定的な空間解像度しか示さない可能性がある。せん断波速度の測定では、少なくとも２つの横方向位置（すなわち、少なくとも２つの超音波ビームの位置）におけるせん断波の検出を必要とするため、横方向の空間解像度が特に制限され得る。これに対し、組織の歪みは、一つの超音波ビームのみを利用して検出することができる。したがって、組織の歪みの画像は、せん断波速度の画像よりも高い空間解像度を示し得る。ただし、組織の歪みの画像では、組織の硬さの定性的測定値しか得られないが、せん断波速度の画像は定量的測定を提供する。

音響放射力によるせん断波生成を示す図である。 いくつかの実施形態の超音波イメージングシステムを示す図である。 従来の超音波イメージングシステムの図である。 複数の超音波送信／受信ビームを示す図である。 超音波送信ビーム及び複数の超音波受信ビームを示す図である。 二乗したせん断波伝播速度のカラーコーディング図である。 二乗したせん断波伝播速度のカラーコーディング図である。 音響放射力によるせん断波の生成及びせん断波の伝播を示す図である。 せん断波のスライド移動を示す図である。 せん断波の伝播を示す図である。 せん断波の伝播を示す図である。 組織内の、二乗したせん断波伝播速度の色分け画像の例を示す図である。 音響放射力によって引き起こされる組織変位を示す図である。 ＲＧＢ表現で構成されたカラーコーディングバーによる、二乗したせん断波速度ｃ^２のスケール図である。 超音波振動子を基準とした超音波座標系を示す図である。 歪み画像を示す図である。 せん断波画像を示す図である。 歪み画像及びせん断波画像を示す図である。 いくつかの実施形態に係る、せん断波画像値と歪み画像値の相関及び回帰線を示す図である。 いくつかの実施形態に係るプロセスのフローチャートである。 圧縮前の組織を示す図である。 圧縮後の組織を示す図である。 いくつかの実施形態に係るプロセスのフローチャートである。

実施形態について、付属の図面の図を参照しながら説明する。図において、同様の参照番号は図面全体を通じて同様の要素を表す。本発明の実施形態を詳しく説明する前に、実施形態は、その応用において、下記の説明又は図面に記載又は図示した例の細部には限定されないことを理解されたい。他の実施形態が、各種の用途及び各種の方式で実施又は実行されてよい。また、本明細書で用いる表現及び用語は、説明のためのものであり、限定するものと見なされるべきではないことを理解されたい。本明細書において「含む」、「から成る」、又は「有する」、及びその変化形の使用は、その後に列挙する項目及びその等価物を包含すると共に、追加の項目をも含むことを意図したものである。「搭載された」、「接続された」、及び「結合された」という表現は、幅広い意味で用いられ、直接的並びに間接的な搭載、接続、及び結合を含む。また、「接続される」及び「結合される」ことは、物理的若しくは機械的な接続又は結合に限定されない。

音響放射力は、図１に示すように、強い超音波パルス１２０によって生成される。超音波パルス１２０は、高い振幅と、長い存続期間（例えば、１００マイクロ秒程度）とを示す。超音波パルス１２０は、超音波振動子アレイ１１０から送信される。超音波パルス１２０は、生体組織１６０内で焦点１３０に集束し、その焦点１３０において組織１６０を押す音響放射力となる。超音波パルス１２０は、複数回に亘って送信されてよく、送信された複数の超音波パルスがそれぞれ異なる焦点に集束してよい。

組織１６０は、主に、超音波パルス１２０の軸方向に押されて、横方向、又は軸方向以外の方向（すなわち、垂直方向）に伝播し得るせん断波１４０，１５０を生成する。せん断波１４０，１５０の伝播速度は、組織１６０の硬さ（ヤング率又はせん断弾性率）に依存する。数式１に示すように、組織が硬いほど、せん断波の伝播速度が速くなる。癌などの病理的状態は、組織をより硬くするため、これらの状態は、伝播速度を特定することによって診断できる。例えば、せん断波の伝播速度は、組織の状態に応じて、１ｍ／ｓから１０ｍ／ｓまで変化し得る。

せん断波は組織の移動（又は動作）を特徴とし得るため、せん断波は、超音波ドプラ技術で検出できる（例えば、ＵＳ４５７３４７７，ＵＳ４６２２９７７，ＵＳ４６４１６６８，ＵＳ４６５１７４２，ＵＳ４６５１７４５，ＵＳ４７５９３７５，ＵＳ４７６６９０５，ＵＳ４７６８５１５，ＵＳ４７７１７８９，ＵＳ４７８０８３７，ＵＳ４７９９４９０，ＵＳ４９６１４２７を参照）。この組織移動（動作）を検出するために、超音波パルスが組織に複数回送信され、超音波が組織内の散乱体によって散乱されて、超音波振動子によって受信超音波信号として受信される。超音波アレイ振動子から受信した超音波信号は、集束及びステアリングのための遅延若しくは相回転、又はその両方が適用された後で、フィルタリング、増幅、デジタル化、アポタイズ（apotize）、及びビーム成形（すなわち、可算）される。これらの処理ステップの順序は入れ替え可能である。受信したビーム成形済みのＲＦ超音波信号は、直交復調されて、複素ドプラＩ−Ｑ信号になる。カラードプラ法において、超音波は、パルス繰り返し周波数（Ｐｕｌｓｅ Ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ，ＰＲＦ）で送信され、速度は、受信超音波信号の周波数シフト（ドプラシフト周波数）として検出される。受信した超音波は、送信された超音波の周波数と同じ周波数の同相（０度）基準信号及び直交（９０度）基準信号と混合されて、複素Ｉ−Ｑドプラ信号になる。

ドプラシフト周波数と血流速度とが下記の関係にあるため、一般に、複素Ｉ−Ｑ信号を利用して、ドプラシフト周波数を得る。

上式において、Δｆはドプラシフト周波数、ｆ_ｔは送信周波数、ｖは血流速度、θは超音波ビーム方向と速度ベクトルの間の角度、ｃ_Ｓは音速である。したがって、ドプラシフト周波数は、速度方向と超音波ビーム方向の間の角度に左右され、超音波カラードプラシステムで取得できる測定値である。

カラードプラの場合、サンプリング信号数は、数個に限定され得る。したがって、通常は自己相関技法を利用して、Ｉ−Ｑ信号間の位相差を特定し、その後、ドプラシフト周波数及び速度を次のように求める。カラードプラのＩ−Ｑ信号ｚ（ｍ）＝ｘ（ｍ）＋ｊｙ（ｍ）を利用して、下記の数式に示すように「自己相関」ｒを算出する。下記の式において、ｚ（ｍ）は複素Ｉ−Ｑドプラ信号、ｘ（ｍ）は同相（実数）信号、ｙ（ｍ）は直角位相（虚数）信号で、ｍは信号番号を表し、ｊは虚数単位、＊は複素共役を表す。

ｒの実数（Ｒｅ ａｌ（ｒ））部分および虚数（Ｉｍ ａｇ（ｒ））部分は、以下の式に示すように位相φを得るために用いられる。

ｔａｎ^−１は、通常、−０．５πから０．５πまでしか提供しないため、複素座標の複素値ｒの位置も利用することで、−πからπの範囲のφを導出できる。次に、位相（すなわち、カラードプラ位相）φは、下記の数式に示すようにドプラシフト周波数（すなわち、カラードプラシフト周波数）に関係付けられる。

受信した複素ベースバンド超音波信号間の自己相関ｒを前述したように取得して、組織の速度又は移動を検出する。

組織の移動は、移動を監視するために、複数の超音波ビーム（例えば、図５の５４０，５４５，５５０）によって組織領域のフィールド内の横方向の複数のポイントで検出される。この移動は、これら横方向の複数のポイント（又は複数の超音波ビーム）におけるせん断波の動きを反映している。このため、検出した組織移動からせん断波の横方向の伝播速度を割り出すことができる。

これに代えて、せん断波は、音響放射力によって引き起こされる組織変位を測定することによって検出でき、この音響放射力は、図１３に示すように、強い超音波パルスによって引き起こされる。組織１３１０は、音響放射が付与される前には位置１３２０に存在し、音響放射力が付与された後、位置１３３０に移動する。強い超音波パルスによって生じる組織変位を測定するために、超音波振動子１３０５から組織に向かって超音波パルスが送出され、超音波パルスは、組織内の散乱体から散乱されて、振動子１３０５に戻り、振動子１３０５によって受信超音波信号として受信される。超音波パルスは、ある深さで集束され、これにより、得られる受信超音波信号の信号対雑音比は、集束されない超音波パルスよりも向上する。組織から受け取った超音波信号間の相関関係を利用して、音響放射力に起因する組織１３１０の変位１３４０（位置１３２０から位置１３３０までの変位）を取得でき、その後、組織１３１０をトラッキングすることができる。これにより、超音波パルスは、音響放射力によってせん断波が生成された後、せん断波をトラッキングできる。

音響放射力が付与される前に、第１の超音波パルスから生じ、組織１３１０から受け取る超音波信号と、音響放射力が付与された後で第２の超音波パルスから生じる受信超音波信号とを相関させて、受信超音波信号間の最大一致を求める。この最大一致は、組織と、音響放射力に起因する組織変位とをトラッキングするための最大相関値を求めることによって特定できる。したがって、組織変位が観察又は測定されたときに、せん断波が検出される。変位及び組織速度は、変位が組織速度ｖ_ｓの時間積分∫ｖ_ｓｄtである点で関係付けられる。したがって、組織変位は、カラードプラ速度の時間積分を計算することによって取得できる。受信超音波信号は、ＲＦ（無線周波数）信号、ＩＦ（中間周波数）信号、又は復調後のベースバンド信号であってよい。これに代えて、変位を更に微分して、組織の歪みを求めてもよく、この歪みを更に利用して、せん断波伝播速度を検出できる。

前の段落における信号の相関ＣＣ（ｔ，τ）は、下記の数式で表せる。

上式において、ＣＣ（ｔ，τ）：相関、Ｓ_１（ｔ’）：第１の超音波送信からの受信信号、Ｓ_２（ｔ’−τ）：第２の超音波送信からの受信超音波信号、Ｗ：ウィンドウ長さ、ｔ：時間、ｔ’：時間、τ：時間変位である。最大相互相関（又は最大一致）となる時間変位値τにより組織変位が決まる。補間関数（例えば、三次スプライン）を用いた信号の補間を相関前に実行することで、空間解像度を上げることができる。

相関は、絶対差の和（ＳＡＤ）、二乗差の和（ＳＳＤ）、絶対三乗差の和（ＳＣＤ）、又は絶対べき乗差の和（ＳＰＤ）を用いて次のように置換できる。

Ｓ_１は、第１の超音波送信から受信した変位前の超音波信号、Ｓ_２は、第２の超音波送信から受信した変位後の超音波信号である。Ｎ：信号ウィンドウ内の信号数。ｋ：信号数別のウィンドウ変位、τに相当。ｌ：ウィンドウの位置。ｐは実数である。ＳＡＤ，ＳＳＤ，ＳＣＤ，ＳＰＤの場合、組織変位は、ＳＡＤ，ＳＳＤ，ＳＣＤ，ＳＰＤがそれぞれ最小（すなわち最大一致）となるｋの値に基づいて決定される。

いくつかの実施形態において、カラードプラ速度、カラードプラシフト周波数、又はカラードプラ位相（数式２，３，４，５に記載）は、前述したように組織変位を特定するために、受信した超音波信号のＩ−Ｑ信号に基づいて算出されてもよい。カラードプラ速度（又は、カラードプラシフト周波数、カラードプラ位相）の時間積分により、前述した組織変位が得られる。この場合、数式２の角度θはゼロ（０）であると見なせる。

図８及び図９を用いて、せん断波の生成及び検出について詳細に説明する。強い超音波パルス８２０が、超音波振動子８１０，９１０から一回又は複数回、組織８６０，９６０に付与されると、超音波パルスから生じる音響放射力によって引き起こされるせん断波の振幅が大きくなる。せん断波は、組織内で極めて短時間のうちに減衰するため、振幅が大きくなるにつれて伝播距離が長くなる。一つ以上の超音波パルスが、一つの焦点、又は異なる複数の焦点に集束されてよい。超音波パルスが、組織の層を押す音響放射力を生成することで、組織の移動８３０，９１０が、図９に示すように、主に軸（垂直）方向に生じる。組織層の移動９１０は、隣接する組織層の移動９２０，９２５を主に軸方向に発生させる。そして、組織層の移動９２０，９２５は、更に次の組織層の移動９３０，９３５を生じ、この移動が、更に隣接する組織層の移動９４０，９４５を引き起こす。この連続した組織移動が、図８に示すような横（水平）方向におけるせん断波８４０，８５０の伝播である。音響放射力によって引き起こされる組織の移動（又は動き）は、主に軸方向に沿ったものであるため、この動きは、軸方向の動きを感知するカラードプラ技法で検出できる。

例えば、カラードプラ技法では、前述したように、またこの分野において知られているように、複数の超音波パルスを送受信し、受信した超音波信号間の位相差を特定して、自己相関技術を用いて組織又は血流の速度を算出する。速度に加えて、カラードプラ信号の分散及びパワーを算出してもよい。移動している組織又は血液の従来の表示と同様に、上記のパラメータの一つを利用して、図１０及び図１１に示すようにせん断波を表示してもよい。せん断波１０４０（１１４０），１０５０（１１５０）が、ある一つの時間を表すカラードプラフレーム内で特定されると、その次の瞬間、又は次のフレームにおいて、せん断波１０６０（１１６０），１０７０（１１７０）が特定されると想定される。せん断波の画像フレームをより多く取得することで、せん断波をトラッキングして、せん断波伝播ムービーを作成することができる。代替の実施形態において、音響放射力に起因する組織の変位を検出してもよい。

図１０及び図１１に、２つの時点におけるせん断波の伝播状態を示す。矢印１０８０，１０９０で示したような局部のせん断波伝播速度は、２つの時点におけるせん断波の２つの画像を相関させることによって求められる。より多くのせん断波の画像フレームを利用して、より多くの画像領域内でせん断波の伝播をトラッキングすることで、後述するように、局部のせん断波伝播速度又はせん断波伝播速度の二乗を二次元画像に表示できる。

第１フレームの信号Ｓ^１と第２フレームの信号Ｓ^２の相関係数（ＣＣＶ）は、下記のように、スペックルトラッキングとして取得できる。

上式において、Ｓ^１ _ｘ，ｚは、第１フレームのｘ，ｚにおける超音波信号、Ｓ^２ _ｘ＋Ｘ，_ｚ＋Ｚは、第２フレームのｘ＋Ｘ，ｚ＋Ｚにおける超音波信号で、

は、第１フレームの信号のウィンドウ内の平均信号値、

は、第２フレームの信号のウィンドウ内の平均信号値である。座標系（ｘ，ｙ，ｚ）は、図１５において、超音波振動子１５１０を基準に示されている。縦軸ｙは、図１５の紙面に対して垂直であるが、説明のために若干異なる状態で図示されている。

最大相関係数が得られる変位Ｘ，Ｚは、適正なスペックルトラッキング及び距離を決定し、ひいては速度（すなわち時間に応じた距離）を決定する。

１次元の場合と同様に、相関係数は、下記のように、絶対差の和（ＳＡＤ）、二乗差の和（ＳＳＤ）、絶対三乗差の和（ＳＣＤ）、及び絶対べき乗差の和（ＳＰＤ）で置き換えることができる。

ｐは実数、ｍ及びｎは整数である。２次元スペックルトラッキングを１次元スペックルトラッキングに近似化して、せん断波伝播速度及びせん断波伝播速度の二乗を得ることもできる。数式は、変位の測定において使用したものと同様である。

これに代えて、せん断波の式（１６）を利用して、下記のようにせん断波伝播速度を導出してもよい。

上式において、ｉ＝ｘ，ｙ，ｚ、ρは組織密度、μはせん断弾性率、ｕ_ｉは変位ベクトルであり、図１５に示すように、ｘは横座標、ｙは縦座標、ｚは軸座標である。非圧縮性材料について、ヤング率Ｅ及びせん断弾性率μは下記の関係を有する。

したがって、せん断波伝播速度の二乗は、次式に示すように、密度に対するせん断弾性率の比として得られる。

数式１６内の変位成分ｕ_ｚの一つは、上述したように、相関によって求めることができる。数式１６のｚ成分を数式１８に組み込むことによって、せん断波伝播速度の二乗及び速度が次のように得られる。

且つ、

したがって、せん断波伝播速度は、変位の二次時間導関数と変位の二次空間導関数の比の平方根として取得される。同様に、せん断波伝播速度の二乗は、変位の二次時間導関数と変位の二次空間導関数の比として取得される。縦方向の変位の空間導関数

は、他の空間導関数と比べて無視できる大きさであると考えられるため、せん断波伝播速度の二乗及びせん断波伝播速度は、他の測定値から取得されてよい。

頻繁に、すなわち高速又は速いフレームレートでせん断波を監視及びトラッキングすることが望ましい。フレームレートを上げるために、図５に示すように幅広の集束超音波パルス５２０を送信して、複数の超音波信号５４０，５４５，５５０を同時に受信してもよい。既に説明したように、受信した超音波ビームを利用してせん断波を検出し、そのせん断波からせん断波伝播特性（すなわち速度及び二乗速度）を求める。集束された送信超音波ビーム５２０は、せん断波の検出中に、結果的に得られる受信超音波ビームの良好な信号対雑音比を維持することに特に適し得る。

いくつかの実施形態において、図４に示すように、複数の超音波ビーム（パルス）を同時に付与して組織フィールドに送信し、送信された超音波パルス毎に複数の超音波ビーム（パルス）を受信することでフレームレートが向上する。図４において、超音波パルス４２０，４３０は、超音波振動子アレイ４１０から生体組織４８０に向かって同時に送信される。送信された各超音波パルス４２０，４３０に対して、複数の超音波受信信号４４０，４４５，４６５，４６０，４６５，４７０が同時に受信される。複数の超音波パルスは、同時に、又はほぼ同時に送信されてよい。複数の超音波パルスは同時に送信され得る。あるいは、第２の超音波パルスが、第１の超音波パルスが送信されてから、その第１の超音波パルスが超音波場の最深部から超音波振動子に戻るまでの間に送信されてもよい。この送信方法により、フレームレートが向上する。

図４に、同時に送信された２つの超音波パルスの例を示すが、２つより多くの送信超音波パルスも利用できる。いくつかの実施形態において、複数の同時超音波信号をより適切に分離できるように、コード化された超音波波形を送信してもよい。例えば、チャープコード、バーカーコード、ゴーレイコード、又はアダマールコードを用いて、超音波パルスをより適切に分離できる。繰り返すが、既に説明した方法を利用して受信信号を分析して複数のポイントにおける組織移動を特定し、その特定した組織移動からせん断波伝播特性を導出する。

せん断波の画像は、イメージングフィールド内の複数のポイントで検出された運動（又は速度）に基づいて生成できる。超音波の後の送受信シーケンスにより、複数の時点におけるせん断波の複数の画像を生成できる。次に、せん断波の画像間の相関を計算して、せん断波伝播速度及びその速度の二乗を前述したように求める。これに代えて、音響放射力によって生じる組織変位を特定し、その変位の二次時間導関数と二次空間導関数の比の平方根としてせん断波伝播速度を算出する。同様に、せん断波伝播速度の二乗は、前記変位の二次時間導関数と二次空間導関数の比として算出される。

いくつかの実施形態において、検出したせん断波の伝播速度（ｃ）が表示されてよい。いくつかの実施形態において、検出したせん断波の伝播速度の二乗（ｃ^２）が表示されてもよい。有利な点として、伝播速度の二乗（ｃ^２）は、数式１に示したように、伝播速度（ｃ）よりも密接にヤング率又はせん断弾性率に関連付けされ得る。したがって、伝播速度の二乗（ｃ^２）は、実際の硬さについての効率的な代用表現を提供できる。いくつかの実施形態において、伝播速度の二乗（ｃ^２）は、３倍した値で表示されてもよい。組織密度が１ｇ／ｃｍ^３に近いと、この数値（すなわち、３Ｃ^２）は、実際のヤング率に近くなり得る。いくつかの実施形態では、任意の実数（ｂ）と伝播速度の二乗（ｃ^２）の積（ｂｃ^２）が表示されてよい。組織の密度は未知で推測せざるを得ないため、実際の硬さの判断は難しく、誤りを生じやすい。

カラーコーディング技法、グレースケール技法、又はグラフィックコーディング技法を利用して、せん断波の伝播特性（すなわち、速度ｃ又は二乗速度ｃ^２）をユーザに提示できる。いくつかの実施形態において、組織内のせん断波の伝播速度の二乗（ｃ^２）は、二次元カラー画像で表示される。いくつかの実施形態では、グラフィックコーディング画像及び二次元画像の少なくともいずれかを利用して、伝播速度ｃ又は二乗速度ｃ^２を提示することができる。

小さい値のせん断波伝播速度の二乗ｃ^２は、赤色を用いてコード化されてよく、大きい値のｃ^２は、青色を用いてコード化されてよい。例えば、図６に示す判例には、赤色の組織領域が、小さいｃ^２値（例えば、１ｍ^２／ｓ^２）に対応するせん断波を含み、青色の組織領域が、大きいｃ^２値（例えば、１００ｍ^２／ｓ^２）に対応するせん断波を含むことが示されている。実施形態は、色に基づいたコーディングに限定されない。組織内のせん断波伝播特性の画像は、グレースケール、又は図形（例えば、垂直線、水平線、斜影線、密度が異なるドットパターン等）と色との各種の組み合わせを用いてコード化されてよい。

伝播速度の二乗（ｃ^２）を求めた後、ｃ^２は、図６に示すように、色の波長に基づいて線形にコード化できる。例えば、組織領域内のｃ^２が５０ｍ^２／ｓ^２であると判明した場合、その組織領域は、黄色６３０を用いて表示されてよい。

これに代えて、せん断波伝播速度の二乗（ｃ^２）のカラーコーディングは、図７に示すように定義されてもよい。小さい値の二乗せん断波伝播速度に対応する組織領域が青７１０として表示され、大きい値の二乗せん断波伝播速度に対応する領域が赤７２０として表示されてもよい。異なるコーディング方法を利用して、せん断波の二乗伝播速度（ｃ^２）又は伝播速度ｃを示してもよい。例えば、カラーコーディングは、色相、輝度、及び他の色特性に基づいたものであってよい。カラーコード化スケールは、図６及び図７とは異なる、せん断波伝播速度の二乗又は同速度の最大値及び最小値を示してもよい。したがって、図６及び図７における１００ｍ^２／ｓ^２の最大二乗速度及び１ｍ^２／ｓ^２の最小二乗速度は、例示のみを目的としたものであり、請求項の範囲を限定するものではない。他の値が、コーディングスケールの最大値又は最小値であってもよい。

赤、緑、及び青（ＲＧＢ）の値に基づいたカラーコーディングを利用して、図１４に示すようにせん断波の伝播速度ｃ又はその二乗（ｃ^２）を表してもよい。本例（図１４）において、組織内のせん断波伝播速度の二乗（ｃ^２）は、ＲＧＢの値１４２０，１４３０，１４４０に基づいたカラーコーディングバー１４１０に従って表示される。せん断波伝播速度の二乗は、本例において、カラーコーディングバー１４１０内に２５６色で表されるように、２５６個の値を持つことができる。最小の二乗速度ｃ^２（０）１４１２は、Ｒ（０）１４２２、Ｇ（０）１４３２、及びＢ（０）１４４２の組み合わせで構成される色によって表される。中央の二乗速度ｃ^２（１２７）１４１５は、Ｒ（１２７）１４２５、Ｇ（１２７）１４３５、及びＢ（１２７）１４４５の組み合わせで構成される色で表される。最大の二乗速度ｃ^２（２５５）１４１８は、Ｒ（２５５）１４２８、Ｇ（２５５）１４３８、及びＢ（２２５）１４４８の組み合わせで構成される色で表される。本例において、Ｒ（２５５）は、赤指数２５５に対応する赤色を示すのみであり、必ずしも最も明るい赤色である赤色値２５５を示すわけではない。同様に、Ｇ（２５５）は、緑指数２５５に対応する緑色を表し、Ｂ（２５５）は、青指数２５５に対応する青色を表す。

これに代えて、赤、緑、青、黄を用いて、カラーコーディングバーを定義してもよい。また、色相に基づいたカラーコーディングバーも利用できる。

図１２に、ヒトの軟組織（例えば、胸部）内のせん断波伝播速度の二乗ｃ^２を表示するカラーコード化画像１２６０の例を示す。図示したカラーコーディングスケール１２５０において、カラーコード１２１０（すなわち、赤色を表すコード、ただし、この白黒の文書では白として表示されている）は、せん断波伝播速度の二乗の小さい値を表し、カラーコード１２２０（すなわち、青色を表すコード、ただしこの白黒の文書では斜影線として表示されている）は、せん断波伝播速度の二乗の大きい値を表す。

コーディングスケール１２５０に基づき、カラーコード化画像１２６０は、伝播速度の二乗ｃ^２の大きい領域１２８０を含むことが判る。せん断波伝播速度の二乗ｃ^２はヤング率に比例するため、領域１２８０に対応する組織領域は硬くなっている可能性が高い。腫瘍は一般に硬いため、画像１２６０は病理的状態を示すと想定される。

カラーコーディング法は、伝播速度の二乗値の大きいせん断波を含む領域と、伝播速度の二乗値の小さいせん断波を含む領域との間の効率的な区別を提供する。したがって、カラーコーディング法は、軟組織領域内の硬い組織領域を効率的に識別できるようにする。せん断波伝播速度又はその二乗を表示する画像は、例えば、Ｂモード画像又は複合Ｂモード画像のような超音波の通常の画像、並びにカラードプラ画像及びスペクトルドプラ画像の少なくともいずれかと組み合わせる（例えば、重ね合わせる）ことができる。これに代えて、せん断波伝播速度の二乗、又は伝播速度は数値的に表示されてもよい。いくつかの実施形態において、せん断波伝播速度の二乗は、グレースケールで表示されても、又は色ではなく図形等を用いる他のグラフィックコーディング法に基づいて表示されてもよい。例えば、グレースケールコーディング法を用いて、小さい値のせん断波伝播速度又はせん断波伝播速度の二乗を黒色、又は暗いグレーで表示し、大きい値のせん断波伝播速度又はせん断波伝播速度の二乗を明るいグレー、又は白色で表示することができる。

組織の歪みεは、次式に示すように、組織変位の測定値である。

上式において、σは圧迫力、Ｅはヤング率であり、図１９Ａ及び図１９Ｂに示すように、Ｌは組織の長さ、ΔＬは変位である。図１９Ａに、力１９３０が付与される前の組織１９１０とその長さＬを示し、図１９Ｂに、力１９３０が付与されて組織１９２０が圧迫された後の組織１９２０を示す。圧迫力σは、面積当たりの力であり、数式２１に示すように、ヤング率Ｅを介して歪みσに相関する。この力は、超音波プローブを組織内に押し込む物理的な力であっても、送信超音波パルスによって生成される音響放射力であってもよい。数式（２２）は、全体歪み

（すなわち、長さＬに対する平均歪み）ではなく、局部歪み

について書き換えることができる。

上式において、ｕ_ｚは、数式１６において導入した慣例を用いた軸方向位置ｚにおける局部変位である。したがって、変位の空間導関数は、歪み、又は位置に応じて変化し得る局部歪みである。同様に、圧迫力も位置に応じて変化し得る。組織の圧迫力又は圧縮力が大きくなると組織の歪みも増大する。所定の圧迫力において、歪みは、組織の硬さがより硬く且つヤング率がより大きい場合により小さくなる。したがって、組織の歪みは、圧迫力が判明していれば、組織の硬さを示し得る。ただし、圧迫力は、一般に容易に取得できない場合がある。したがって、歪みは、圧迫力が同様の領域における相対的な組織の硬さを表せるため、定性的であると見なすことができる。圧迫力、ひいては歪みは、前述した音響放射力、又は超音波プローブによる機械的圧縮によって生成され得る。一方、数式１において組織密度は比較的不変であるため、せん断波伝播速度、又はせん断波伝播速度の二乗は、より直接的に組織の硬さに相関する。このため、せん断波伝播速度、又はせん断波伝播速度の二乗は、組織の硬さ及びヤング率を直接提示でき、これにより定量的であると見なすことができる。ただし、せん断波速度の画像は、２つ以上の横方向位置、又は２つ以上の超音波ビームを必要とし、これにより横方向の解像度が制限される場合がある。これに対し、歪みは、一つの超音波ビームで取得できるため、横方向の解像度がせん断波速度の画像よりも高くなり得る。したがって、本実施形態において、新しいせん断波速度画像は、歪みの画像とせん断波速度の画像の両方のデータを用いて生成される。

第１に、せん断波速度画像１６４０を、既に説明し、図１６Ｂに示したように取得する。第２に、図１６Ａに示すように、音響放射力、又は、例えば、超音波プローブによる機械的圧縮力のいずれかによって、歪み画像１６３０を生成する。超音波画像は、図１９Ａに示すように、力、すなわち音響放射力又は機械的圧縮力が付与される前の基準画像として取得される。第２の超音波画像が、図１９Ｂに示すように、力、すなわち音響放射力又は機械的圧縮力が付与された後で取得される。組織変位は、２つ（第１及び第２）の画像（図１９Ａ及び図１９Ｂ）の相関関係を利用して算出される。例えば、数式６、７、８、９、又は１０を２つの画像に適用して、相関関係ひいては変位ｕ_ｚを取得することができる。変位の空間導関数

により歪み画像が得られる。

第３に、歪み画像１６３０とせん断波速度画像１６４０の両方を、図１６Ｃに示すように複数の照合領域に区分け（分割）する。このプロセスを実行するのは、前述したように圧迫力が位置に応じて変化し得るためである。図１６Ｃにおいて、２つの画像（すなわち、歪み画像１６３０、せん断波画像１６４０）が互いに重ね合わされて、２つの画像の空間的関係を示している。僅かに大きい楕円画像１６２０が、せん断波の画像によって画像化された腫瘍を表し、小さ楕円画像１６１０が、歪み画像によって画像化された腫瘍を表しており、空間解像度が異なることが示されている。第４に、領域内の各ピクセル点の各歪み画像値（水平軸）を、その領域内の同じ（対応する）各ピクセル点のせん断波画像値（垂直軸）に図１７に示すようにプロットする。第５に、図１７に示すように、歪み画像値とせん断波画像値の間、すなわち図１６に示した各領域内の各対応ピクセル位置におけるせん断波伝播速度の二乗と歪みの逆数（反数）の間に、回帰線（例えば、直線若しくは曲線）又は回帰方程式（例えば、Ｙ＝ａＸ＋ｂ、式において、Ｘは歪み画像値を表し、Ｙはせん断波画像値を表す）と、相関係数とを取得する。

回帰線は、誤差を最小化することによって変数ＸとＹを密接に関連付ける線である。所定の画像点（ピクセル）における変数Ｘ（Ｘｉ：実際のせん断データサンプル）及び変数Ｙ（Ｙｉ：実際の歪みデータサンプル）が、回帰線、例えば、Ｙ＝ａＸ＋ｂによって関係付けられると想定してａ及びｂを取得し、次式に示すように、誤差（例えば、二乗誤差）の和を最小化する。

上式において、誤差は、回帰線を用いて所定のＸ_ｉについて推定される回帰線による推定Ｙ値Ｙ_ｅｓｔと、実際のデータサンプルＹ_ｉとの差であり、次式で表される。

数式（１）、（２１）、及び（２４）から、小領域内の圧迫力は一定であると想定すると、せん断波伝播速度の二乗は、次式のように、歪みの逆数に比例する。

これに代えて、歪みは、次式のように、せん断波伝播速度の二乗の逆数に比例するとしてもよい。

上式において、εは歪み、ｃはせん断波伝播速度である。したがって、一定の圧迫力が予想される小領域では、図１７に示すような線形相関が予想され得る。

いくつかの実施形態において、実データに加え、原点（０，０）における仮想データを利用して、せん断波速度の二乗と歪みの関係から回帰線を算出してもよい。

データサンプルＸ_ｉとデータサンプルＹ_ｉの相関係数ｒは、次のように取得される。

上式において、

及び

はそれぞれＸ_ｉ及びＹ_ｉの平均である。
領域のうちの一つの相関係数が設定値（すなわち、閾値）よりも大きい場合、その領域の歪み画像値は、回帰線を利用して、回帰線方程式にＸ（すなわち、歪み画像値）を入力し、結果的に得られる新しいせん断波速度（又はせん断波速度の二乗）（すなわち、Ｙ）画像値を算出することによって、せん断波速度の二乗に変換される。歪み画像値を利用して領域の新しいせん断波画像値を得ることから、新しいせん断波画像は、元のせん断波画像の空間解像度よりも高い、歪み画像と同じ空間解像度を持つことになる。

相関係数が領域の閾値よりも小さい場合、その領域の歪み画像値及びせん断波画像値は十分に相関されていない。このことは、硬さが大きく変化する領域、例えば、硬い組織領域の境界部において生じ得る。相関係数が設定値よりも小さい場合は、所定値よりも大きい相関係数に関連付けられた最も近い近隣領域の回帰線を前述したように利用して、現在の領域の歪み画像値をせん断波画像値に変換する。

全体の流れを図１８に示す。せん断波画像（速度又は速度の二乗のいずれか）及び歪み画像を１８１０において取得する。１８２０において、これらの画像をより小さい領域に分割する。１８３０において、小領域のせん断波画像値（例えば、せん断波速度又はせん断波速度の二乗）及び歪み画像値（例えば、歪み、歪みの逆数）に基づいて、各小領域の回帰線及び相関係数を取得する。１８４０において、領域の相関係数が閾値よりも大きいと判定されたら、１８５０において、回帰線を利用して、その領域の歪み画像値を領域のせん断波画像値に変換する。領域の相関係数が閾値に満たない場合は、１８６０において、閾値よりも大きい相関係数を有する最も近い近隣領域の回帰線を利用して、歪み画像値をせん断波画像値に変換する。

いくつかの実施形態において、小領域は、図１６Ｃに示したように画像を分割（区分け）するのではなく、歪み画像及びせん断波画像で形成されてもよい。すなわち、隣接する領域間に間隙が存在してよい。図１６Ｃは、間隙が存在しない場合を表している。各領域内のせん断波若しくは歪みピクセルの全て又は一部を利用して、相関係数及び回帰線を算出してもよい。

いくつかの実施形態では、歪み画像及びせん断波内で小領域を選択する。選択した領域内の歪み画像値とせん断波画像値の関係（例えば、回帰線及び相関係数の少なくともいずれか）を取得する。次に、取得した関係に基づいて、歪み画像値をせん断波画像値に変換する。この手順を他の小領域において繰り返することで、画像の全て又は一部を網羅することができる。これにより、元の画像領域の全て又は一部において、歪み画像が新しいせん断波画像に変換される。図２０に、この処理の流れを示す。第１に、２０１０において、せん断波画像及び歪み画像を取得する。２０２０において、領域内の関係（例えば、回帰線及び相関係数の少なくとも一方）を取得する。２０３０において、取得した関係を利用して、歪み画像データをせん断波画像データに変換する。

いくつかの実施形態において、歪み画像データは、相関係数を確認せずに、回帰線を利用してせん断波画像データに変換される。

一部の実施形態では、領域として、せん断波画像データと歪み画像データの相関性の高いものが適合的に選択される。すなわち、せん断波画像データと歪み画像データの相関性が閾値より高い領域を検索する。この領域において、回帰線を取得し、その回帰線を利用して歪み画像データをせん断波画像データに変換する。このプロセスを他の領域において繰り返すことができる。これにより、同じ圧迫力を有する領域を見つけること、及び圧迫力が大きく反動する領域、例えば、図１６Ｃに示すような硬い組織損傷（又は腫瘍）の境界部を除外することを効率的に行える。

いくつかの実施形態において、せん断波画像値は、回帰線に基づいて歪み画像値に変換されてよい。詳細なプロセスを下記に示す。第１せん断波画像を取得する。歪み画像を取得する。歪み画像及び第１せん断波画像を複数の領域に分割する。複数の領域のうちの各領域において歪み画像値と第１せん断波画像値の間の回帰線を算出する。各領域の回帰線に基づいて、歪み画像値をせん断波画像値に変換する。

いくつかの実施形態において、せん断波画像と歪み画像の少なくともいずれかは、数ピクセルから数十億ピクセルで構成されてよい。いくつかの実施形態において、せん断波画像と歪み画像の少なくともいずれかは少なくとも一つの画像ピクセルで構成されてよい。

上記において、二次元画像を用いて実施形態について説明した。ただし、本明細書に記載したプロセスは、三次元画像にも適用することができ、この場合の画像は、１８２０において、面積ではなく体積で分割される。

図３に、Ｂモードイメージング、ドプラスペクトル、及びカラードプライメージングを用いる従来の超音波診断イメージングシステムの図を示す。このシステムは、他のイメージングモード、例えば、弾性イメージング、３Ｄイメージング、リアルタイム３Ｄイメージング、組織ドプライメージング、組織ハーモニックイメージング、コントラストイメージング等を含むことができる。超音波信号は、送受信スイッチ３２０を介して送信機／送信ビームフォーマ３１０によって駆動される超音波プローブ３３０から送信される。プローブ３２０は、超音波振動子の素子アレイで構成されてよく、その各素子は、送信超音波ビームが集束され且つステアリングされるように、送信機／送信ビームフォーマ３１０によって異なる遅延時間で個別に駆動される。受信ビームフォーマ３４０は、スイッチ３２０を介してプローブ３３０から受信される超音波信号を受け取り、その信号３２５を処理する。受信ビームフォーマ３４０は、遅延処理及び位相処理の少なくともいずれかを信号に適用し、その結果得られた信号を加算して、受信超音波ビームの集束及びステアリングを行う。受信ビームフォーマ３４０は、アポディゼーション、増幅、及びフィルタリングを適用してもよい。

処理された信号３４５は、ドプラスペクトルプロセッサ３５０、カラードプラプロセッサ３６０、及びＢモード画像プロセッサ３７０に結合される。ドプラスペクトルプロセッサ３５０は、ドプラ信号プロセッサ及びスペクトル分析器を含み、ドプラ流速信号を処理して、ドプラスペクトル３５５を算出及び出力する。カラードプラプロセッサ３６０は、受信信号３４５を処理して、速度、パワー、及び分散値の信号３６５を算出及び出力する。Ｂモード画像プロセッサ３７０は、受信信号３４５を処理し、Ｂモード画像３７５を算出して出力するか、又は振幅検出によって信号の振幅を算出して出力する。

ドプラスペクトル信号３５５、カラードプラプロセッサ信号（速度、パワー、及び分散値）３６５、及びＢモードプロセッサ信号３７５は、信号を走査変換信号に変換するスキャンコンバータ３８０に結合される。スキャンコンバータ３８０の出力は、超音波画像を表示するディスプレイモニタ３９０に結合される。

図２に、いくつかの実施形態に係るせん断波／歪みプロセッサ２９５を含む超音波イメージングシステムの構成要素の図を示す。図２の超音波システムは、生体組織に強い超音波パルスを送信して、生体組織を圧迫する音響放射力を生成する。生体組織が圧迫された後、組織内にせん断波が生成されて伝播する。次に、超音波システムは、超音波パルスを送信及び受信して、生体組織内でせん断波が伝播するときにそのせん断波をトラッキングする。複数の受信超音波ビームは、受信ビームフォーマ２４０で同時に成形することができる。同様に、複数の送信超音波ビームは、送信機／送信ビームフォーマ２１０で同時に成形できる。受信ビームフォーマ２４０から受信した超音波信号を処理して、組織変位、ドプラ速度、相関関係、せん断波伝播速度、及びせん断波伝播速度の二乗のうちの少なくともいずれかを前述したように取得する。せん断波／歪みプロセッサ２９５は、既に説明したせん断波及び歪みの処理方法を実行することができる。せん断波／歪みプロセッサ２９５は、受信ビームフォーマ２４０からの出力２４５を受信する。出力２９７は、せん断波速度データ、又は他のせん断波特性を含む。例えば、せん断波／歪みプロセッサ２９５が、せん断波の伝播速度又は伝播速度の二乗をスキャンコンバータ２８０に出力し、ディスプレイモニタに、せん断波伝播速度、又はせん断波伝播速度の二乗の表示が、Ｂモード画像、カラードプラ画像、又はスペクトルドプラ画像と共に出力される。

せん断波／歪みプロセッサ２９５は、汎用の中央処理装置（ＣＰＵ）、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、フィールドプログラマブルアレイ（ＦＰＧＡ）、図形処理装置（ＧＰＵ）、及びディスクリート（discreet）電子機器のうちの少なくともいずれかを含むことができる。

図２に、いくつかの実施形態に係る論理アーキテクチャを示す。実際の実装構成は、異なる方式で配置された追加の要素や他の要素を含むことができる。他の実施形態と組み合せて、他の配置構成が用いられてもよい。また、図２のシステムの各構成要素は、任意の数の他の公衆網及び私設網の少なくともいずれかを介して互いに通信する、任意の数の演算装置によって実施されてよい。このような演算装置の２つ以上は、互いにリモートに設けられてよく、いずれか既知の方式のネットワーク若しくは専用接続、又はその両方を介して互いに通信することができる。本システムは、本明細書に記載した機能及び各種他の機能を提供するのに適したハードウェア及びソフトウェアの少なくともいずれかを任意の個数で含むことができる。例えば、図２のシステムの実施例で用いた全ての演算装置は、本明細書に記載したように演算装置を動作させるプログラムコードを実行するプロセッサを含んでよい。

本明細書に説明したシステム及びプロセッサは全て、一つ以上の持続的コンピュータ可読媒体に格納されたプログラムコードで具現することができる。このような媒体としては、例えば、フロッピィディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ−ＲＯＭ、ブルーレイディスク、フラッシュドライブ、磁気テープ、及びソリッドステートランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）又はリードオンリメモリ（ＲＯＭ）記憶装置が挙げられる。プログラムコードは、本明細書に記載した各種のプロセスを実行する一つ以上の演算装置によって実行されてよい。また、一つ以上の演算装置は、後に実行されるプログラムコードを格納する一つ以上のメモリ装置（例えば、ＲＡＭ又はＲＯＭ記憶装置）を含んでもよい。したがって、実施形態は、ハードウェアとソフトウェアのいずれか特定の組み合わせに限定されるものではない。

一つ以上の実施形態について説明した。ただし、当業者には各種の変形物が明らかであろう。

Claims (24)

1. 少なくとも一つのせん断波伝播特性の第１せん断波画像を取得し、
   歪み画像を取得し、
   前記第１せん断波画像に基づいて、少なくとも一つのせん断波伝播特性の第２せん断波画像に前記歪み画像を変換すること、を含む方法。
2. せん断波画像を取得することは、
   生体組織に第１超音波パルスを作用させて、前記生体組織内にせん断波を生成し、
   前記生体組織内に集束超音波パルスを送信し、
   前記集束超音波パルスに応答して生成された一つ以上の超音波信号を前記生体組織から受信し、
   前記受信した一つ以上の超音波信号に基づいて、前記生体組織内でせん断波を検出し、
   前記検出したせん断波に対応する少なくとも一つのせん断波伝播特性を特定し、
   前記検出したせん断波に対応する前記少なくとも一つのせん断波伝播特性の第１せん断波画像を形成することを含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記少なくとも一つのせん断波伝播特性は、
   一つ以上の前記検出したせん断波に対応するせん断波伝播速度と、
   実数（ｂ）と前記せん断波伝播速度の二乗（ｃ^２）の積（ｂｃ^２）とのうちの一つ以上を含む、請求項１に記載の方法。
4. 前記歪み画像を取得することは、音響放射力又は機械的圧迫の力を利用して、前記歪み画像を取得することを含んでよい、請求項１に記載の方法。
5. 前記第１せん断波画像は少なくとも一つの画像ピクセルを含む、請求項１に記載の方法。
6. 少なくとも一つのせん断波伝播特性の前記第２せん断波画像に前記歪み画像を変換することは、
   前記歪み画像及び前記第１せん断波画像を複数の領域に分割し、
   前記複数の領域のうちの各領域において、前記歪み画像値と前記第１せん断波画像値の間の回帰線及び相関係数を算出し、
   前記領域の前記相関係数が設定値よりも大きい場合に、各領域の前記回帰線に基づいて、前記歪み画像値をせん断波値に変換し、
   前記領域の前記相関係数が前記設定値に満たない場合に、最も近い近隣領域の回帰線に基づいて、前記歪み画像値をせん断波値に変換することを含む、請求項１に記載の方法。
7. 前記歪み画像値は、前記歪み又は歪みの逆数であってよい、請求項６に記載の方法。
8. 前記力を利用して前記歪み画像を取得することは、
   前記生体組織に前記力を付与する前に第１超音波画像を取得し、
   前記生体組織に前記力を付与した後で第２超音波画像を取得し、
   相関関係、絶対差の和（ＳＡＤ）、二乗差の和（ＳＳＤ）、絶対三乗差の和（ＳＣＤ）、絶対べき乗差の和（ＳＰＤ）、カラードプラシフト周波数、カラードプラ位相、又はカラードプラ速度を用いて、前記第１超音波画像から前記第２超音波画像までの組織変位を算出し、
   前記変位の空間導関数を算出することによって前記歪み画像を求めることを含む、請求項４に記載の方法。
9. コンピュータ実行可能プログラムコードを格納する持続性媒体であって、前記プログラムコードが演算装置によって実行されることで、
   少なくとも一つのせん断波伝播特性の第１せん断波画像を取得し、
   歪み画像を取得し、
   前記第１せん断波画像に基づいて、少なくとも一つのせん断波伝播特性の第２せん断波画像に前記歪み画像を変換できる、媒体。
10. 演算装置によって実行されることでせん断波画像を取得できる前記プログラムコードは、プログラムコードであって、演算装置よって実行されることで、
    生体組織に第１超音波パルスを付与して、前記生体組織内にせん断波を生成し、
    前記生体組織内に集束超音波パルスを送信し、
    前記集束超音波パルスに応答して生成された一つ以上の超音波信号を前記生体組織から受信し、
    前記受信した一つ以上の超音波信号に基づいて前記生体組織内で前記せん断波を検出し、
    前記検出したせん断波に対応する少なくとも一つのせん断波伝播特性を特定し、
    前記検出したせん断波に対応する前記少なくとも一つのせん断波伝播特性の第１せん断波画像を形成できるプログラムコードを含む、請求項９に記載の媒体。
11. 前記少なくとも一つのせん断波伝播特性は、
    一つ以上の前記検出したせん断波に対応するせん断波伝播速度と、
    実数（ｂ）と前記せん断波伝播速度の二乗（Ｃ^２）の積（ｂｃ^２）とのうちの一つ以上を含む、請求項９に記載の媒体。
12. 演算装置によって実行されて歪み画像を取得できる前記プログラムコードは、プログラムコードであって、演算装置によって実行されて、
    音響放射力又は機械的圧迫の力を利用して前記歪み画像を取得できるプログラムコードを含む、請求項９に記載の媒体。
13. 前記第１せん断波画像は少なくとも一つの画像ピクセルを含む、請求項９に記載の媒体。
14. 演算装置によって実行されて、少なくとも一つのせん断波伝播特性の前記第２せん断波画像に前記歪み画像を変換できる前記プログラムコードは、プログラムコードであって、演算装置によって実行されて、
    前記歪み画像及び前記第１せん断波画像を複数の領域に分割し、
    前記複数の領域のうちの各領域において、前記歪み画像値と前記第１せん断波画像値の間の回帰線及び相関係数を算出し、
    前記領域内の前記相関係数が設定値よりも大きい場合に、各領域の前記回帰線に基づいて、前記歪み画像値をせん断波画像値に変換し、
    前記領域内の前記相関係数が前記設定値に満たない場合に、最も近い近隣領域の前記回帰線に基づいて、前記歪み画像値をせん断波画像値に変換できるプログラムコードを含む、請求項９に記載の媒体。
15. 前記歪み画像値は、前記歪み又は歪みの逆数を含む、請求項１４に記載の媒体。
16. 演算装置によって実行されて、前記力を利用して前記歪み画像を取得できる前記プログラムコードは、プログラムコードであって、演算装置によって実行されて、
    前記生体組織に前記力を付与する前に第１超音波画像を取得し、
    前記生体組織に前記力を付与した後で第２超音波画像を取得し、
    相関関係、絶対差の和（ＳＡＤ）、二乗差の和（ＳＳＤ）、絶対三乗差の和（ＳＣＤ）、絶対べき乗差の和（ＳＰＤ）、カラードプラシフト周波数、カラードプラ位相、又はカラードプラ速度を用いて、前記第１超音波画像から前記第２超音波画像までの組織変位を算出し、
    前記変位の空間導関数を算出することによって前記歪み画像を求めることができるプログラムコードを含む、請求項１２に記載の媒体。
17. 記憶装置と、
    プロセッサと、を含むシステムであって、
    前記プロセッサは、前記メモリに格納されたコンピュータ実行可能プログラムコードを実行することで、前記システムに、
    少なくとも一つのせん断波伝播特性の第１せん断波画像を取得し、
    歪み画像を取得し、
    前記第１せん断波画像に基づいて、少なくとも一つのせん断波伝播特性の第２せん断波画像に前記歪み画像を変換することを行わせる、システム。
18. せん断波画像の取得は、
    前記生体組織に第１超音波パルスを作用させて、前記生体組織内にせん断波を生成し、
    前記生体組織内に集束超音波パルスを送信し、
    前記集束超音波パルスに応答して生成された一つ以上の超音波信号を前記生体組織から受信し、
    前記受信した一つ以上の超音波信号に基づいて、前記生体組織内で前記せん断波を検出し、
    前記検出したせん断波に対応する少なくとも一つのせん断波伝播特性を特定し、
    前記検出したせん断波に対応する前記少なくとも一つのせん断波伝播特性の第１せん断波画像を形成することを含む、請求項１７に記載のシステム。
19. 前記少なくとも一つのせん断波伝播特性は、
    前記検出したせん断波の一つ以上に対応するせん断波伝播速度と、
    実数（ｂ）と前記せん断波伝播速度の二乗（Ｃ^２）の積（ｂｃ^２）と、のうちの一つ以上を含む、請求項１７に記載のシステム。
20. 前記歪み画像の取得は、音響放射力又は機械的圧迫の力を利用して、前記歪み画像を取得することを含む、請求項１７に記載のシステム。
21. 前記第１せん断波画像は少なくとも一つの画像ピクセルを含む、請求項１７に記載のシステム。
22. 少なくとも一つのせん断波伝播特性の前記第２せん断波画像に前記歪み画像を変換することは、
    前記歪み画像及び前記第１せん断波画像を複数の領域に分割し、
    前記複数の領域のうちの各領域内の前記歪み画像値と前記第１せん断波画像値の間の回帰線及び相関係数を算出し、
    前記領域内の前記相関係数が設定値よりも大きい場合に、各領域の前記回帰線に基づいて、前記歪み画像値をせん断波値に変換し、
    前記領域の前記相関係数が前記設定値に満たない場合に、最も近い近隣領域の前記回帰線に基づいて、前記歪み画像値をせん断波値に変換することを含む、請求項１７に記載のシステム。
23. 前記歪み画像値は、前記歪み又は前記歪みの逆数を含む、請求項２２に記載のシステム。
24. 前記力を利用して前記歪み画像を取得することは、
    前記生体組織に前記力を付与する前に第１超音波画像を取得し、
    前記生体組織に前記力を付与した後で第２超音波画像を取得し、
    相関関係、絶対差の和（ＳＡＤ）、二乗差の和（ＳＳＤ）、絶対三乗差の和（ＳＣＤ）、絶対べき乗差の和（ＳＰＤ）、カラードプラシフト周波数、カラードプラ位相、又はカラードプラ速度を利用して、前記第１超音波画像から前記第２超音波画像までの組織変位を算出し、
    前記変位の空間的導関数を算出することによって前記歪み画像を求めることを含む、請求項２０に記載のシステム。

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