JP7278267B2 - 音響減衰係数を測定するための超音波システム及び方法 - Google Patents

Description

[001] 関連出願
本願は、２０１７年９月１９日に出願された米国仮出願番号第６２／５６０，２４８号の利益及びそれに対する優先権を主張し、同出願は参照により本明細書に組み込まれる。

[002] 本願は、音響減衰係数を測定するための超音波システム及び方法を対象とする。具体的には、本願は、物質内の音響減衰係数を超音波トランスデューサで測定することを対象とする。

[003] 組織内の減衰係数の測定（例えば、縦方向減衰係数）は、長年にわたり学術的研究の主題となっている。減衰係数に基づいて組織を特徴付ける可能性に加えて、減衰係数に関する知識は、後方散乱係数などの組織の他の特性を抽出するための開始点である。近年、減衰係数は、医療用超音波業界からも関心を得ている。例えば、脂肪は、正常な肝組織に比べて超音波に対してより減衰性の高い媒体であり、そのため、減衰係数は、脂肪肝を定量化するためのバイオマーカとして働くことができる。

[004] 減衰係数の正確な推定は、撮像された物体が非常に均質でない限り、困難な作業である。これは、物体の吸収特性及び散乱特性の両方が、深度に伴う信号レベルの変動に寄与するためである。さらに、トランスデューサのインパルス応答、及びその他のシステムに依存する因子が、減衰係数の測定に影響し得る。

[005] 本発明は、大きい使用可能周波数範囲にわたって、例えば組織などの対象物体の減衰係数を測定し、それにより雑音及び他の信号劣化因子を低減して組織の特徴付けを改善し、一般には改善された医療診断を可能にするためのシステム及び方法を提供する。

[006] 本開示は、広い周波数範囲にわたって信号対雑音比が改善したスペクトルシフト技術を用いる超音波システム及び方法について記載する。特に、本明細書に記載されるシステム及び方法は、広い周波数範囲にわたって良好な信号対雑音比を提供することができるパルスを発することにより、スペクトルシフト法の改善した性能を提供する。例えば、本開示に係るシステムは、広帯域パルスを使用してトランスデューサの主通過帯域をカバーし、より高い及び／又はより低い中心周波数をもつ狭帯域パルスが別個に発され、それによりそれらの周波数における良好な信号品質を保証する。

[007] 本開示のいくつかの実施形態によれば、組織の減衰係数を求める方法は、パルスシーケンスに従って超音波トランスデューサから組織に向けて超音波パルスを送信するステップであって、パルスシーケンスは、超音波トランスデューサの主通過帯域の内側にある少なくとも１つの第１の周波数及び主通過帯域の外側にある少なくとも１つの第２の周波数のパルスを含む、ステップと、パルスシーケンスの少なくとも１つの第１の周波数及び少なくとも１つの第２の周波数のパルスに対応するエコー信号を受信するステップと、少なくとも１つの第１の周波数及び少なくとも１つの第２の周波数のパルスに対応する受信エコー信号の組み合わせに少なくとも部分的に基づいて、組織の減衰係数を求めるステップと、計算された減衰係数と同時に、超音波画像を表示するステップと、を有する。

[008] 本開示のいくつかの実施形態によれば、超音波撮像システムは、組織に向けて超音波パルスを送信するように構成される超音波トランスデューサであって、超音波パルスはパルスシーケンスに従って送信され、パルスシーケンスは、超音波トランスデューサの主通過帯域の内側にある少なくとも１つの第１の周波数及び主通過帯域の外側にある少なくとも１つの第２の周波数のパルスを含む、超音波トランスデューサを備える。超音波撮像システムは、少なくとも１つの第１の周波数及び少なくとも１つの第２の周波数のパルスに対応する受信エコー信号に少なくとも部分的に基づいて、組織の減衰係数を計算するように構成される減衰係数計算器と、エコー信号に基づいて超音波撮像データを生成するように構成された少なくとも１つのプロセッサと、を含む。

[009] 本開示の一実施形態に係る超音波撮像システムのブロック図である。 [010] 本開示の一実施形態に係る例示的なパルスシーケンスを説明する図である。 [011] 本開示の一実施形態に係る例示的な符号化励起を説明する図である。 [012] 本開示の一実施形態に係る方法のフローチャートである。 [013] 本開示の一実施形態に係る例示的な超音波画像を説明する図である。

[014] 以下の実施形態についての説明は、単に例示的な性質であり、本発明又はその適用若しくは使用を制限することは決して意図されない。以下の本システム及び方法の実施形態についての詳細な説明では、添付図面が参照され、添付図面は本明細書の一部をなし、図面には、記載されるシステム及び方法が実施され得る具体的な実施形態が例示として示される。これらの実施形態は、当業者がここに開示されるシステム及び方法を実施できるようにするのに十分に詳細に記載され、他の実施形態が利用され得、本システムの主旨及び範囲から逸脱することなく構造的及び論理的変更が加えられ得ることが理解されるべきである。

[015] したがって、以下の詳細な説明は、制限的な意味に解釈すべきではなく、本システムの範囲は添付の特許請求の範囲のみによって定義される。本明細書の図における参照符号の最初の桁は、通例、図番号に対応しているが、例外として、複数の図に出現する同一の構成要素は同じ参照符号で識別される。さらに、明瞭のために、一部の特徴についての詳細な説明は、それらが当業者に明らかであると思われる場合には、本システムの説明を不明瞭にしないために論じられない。

[016] 先に触れたように、減衰係数の正確な推定は、特に非均質な組織の中では困難な作業である。減衰係数の推定を試みるために、多くの技術的に根拠のある方法は、均質な基準ファントムを使用した等化後のエコー信号のパワースペクトル中の情報に依拠して、トランスデューサインパルス応答及び回折の影響を抑える。時間周波数ｆ、横方向位置ｘ、及び深度ｚにおける基準ファントムのパワースペクトルをＳ_ｒｅｆ（ｆ；ｘ，ｚ）で表し、撮像された物体のパワースペクトルをＳ_ｏｂｊ（ｆ；ｘ，ｚ）で表す。（ｘ，ｚ）における等化後のパワースペクトルは以下となる。

[017]

[018] 撮像された物体が均質である場合には、多くの場合、基準ファントムと撮像された物体との間の周波数に対する後方散乱係数の依存性の差を無視することにより、
[019]

と仮定し、
[020] ここで、α_ｏｂｊは撮像された物体の減衰係数であり、α_ｒｅｆは基準ファントムの減衰係数であり、Ａは定数である。この場合は、α_ｏｂｊを次のように推定することができる。
[021]

[022] ここで、ｗ（ｆ）は重み付け関数であり、
[023]

である。

[024] 上記の方法に対する他の変形例が存在する。そのような方法は、次のように、Φ（ｆ；ｘ，ｚ）を１つの周波数ｆ_０にしか適用することができないため、実際には、ｄＢ単位での減衰と周波数との間の線形関係に関する仮定に基づいてα_ｏｂｊを解くものではない。
[025]

[026] 上記方法及びその変形例をスペクトル差分法と呼ぶ。スペクトル差分法は、深度に依存するＡの状況にうまく対処することができず、この状況は、撮像された物体が非均質である場合に発生する。何故ならば、その場合、

がα_ｏｂｊ’の一部となって、減衰係数の計算にバイアスを引き起こし得るためである。深度に依存するＡに対してロバストであり、減衰係数のより正確な測定を提供する、減衰係数を求める方法が要求される。減衰係数の正確な測定は、この因子を、脂肪肝の定量化などの医療診断及びモニタリングに使用することを可能にする。

[027] スペクトル差分法によって引き起こされる減衰係数測定のバイアスを回避するために、軟組織内での減衰係数の推定には、ｆ（時間周波数）に対するｇ（ｆ；ｘ，ｚ）＝ｌｎΦ（ｆ；ｘ，ｚ）の線形の依存性がしばしば使用される。この場合は、α_ｏｂｊ（撮像された物体の減衰係数）を次のように推定することができる。
[028]

[029] ここで、α_ｒｅｆは基準ファントムの減衰係数であり、ｘ及びｚはそれぞれ横方向の位置及び深度である。最後の数式に同等な代替法は、ガウス形状の帯域通過スペクトルを仮定して中心周波数のダウンシフトを推定するものである。ｇとｆとの間の線形関係に基づくこれらの方法をスペクトルシフト法と呼ぶ。

[030] 本発明者らは、スペクトルシフト法は、後方散乱係数の変動の影響を受けにくいため、生体内撮像により実用的であることを認識した。しかし、スペクトルシフト法は一般に、その２次偏微分性のために、スペックル雑音及び熱雑音の影響を受けやすい。スペクトルシフト法の精度の改善を評価するために、スペクトルシフトに基づく推定器の分散に対するクラメール・ラオの限界（Ｃｒａｍｅｒ－Ｒａｏ ｂｏｕｎｄ）を導出する技術が使用され得る。したがって、周波数範囲［ｆ_１，ｆ_２］の使用を仮定すると、
[031]

であることを示すことができる。

[032] ここで、Ｃは時間周波数に依存しない。そのような分析に基づき、本発明者らは、減衰係数推定値の誤差を低減するためには、より広い帯域幅を超音波信号に使用すべきことを認識した。例えば、帯域幅を５０％増大させることにより、分散を７０％低減することができる。帯域幅を増大させると、式（３）でより多くの情報が使用されることが可能となるため、スペクトル差分法の推定精度、並びに、スペクトル差分法及びスペクトルシフト法の両方を伴う混合型の方法の推定精度が改善する。

[033] 本発明の原理に従い、等化後のパワースペクトル（例えば、Φ（ｆ；ｘ，ｚ）＝Ｓ_ｏｂｊ（ｆ；ｘ，ｚ）／Ｓ_ｒｅｆ（ｆ；ｘ，ｚ））中のより多くの周波数成分を使用して減衰係数を推定する超音波システム及び方法が記載され、これらは、特にスペクトルシフト法において誤差を低減する。しかし、トランスデューサは、帯域に制限があるため、Ｓ_ｒｅｆ（ｆ；ｘ，ｚ）が小さい周波数では、等化後のパワースペクトルΦ（ｆ；ｘ，ｚ）が雑音によって支配され得る。よって、従来のパルスシーケンスを用いて撮像する場合に、ｆ_２及びｆ_１がトランスデューサの主通過帯域（例えば、－３ｄＢの通過帯域、－６ｄＢの通過帯域）内にあり、減衰係数を推定するために使用される帯域幅を制限することがより望ましい。推定精度を改善するために、本発明は、ｆ_２及びｆ_１が主通過帯域の外側になるように雑音を低減するための技術を提供する。

[034] 本開示の原理によれば、超音波システムは、パルスシーケンス生成器によって生成されるパルスシーケンス（又は単にシーケンス）に関するコマンドに従って、例えば送信／受信コントローラの制御下で、超音波パルスを送信するように構成されたトランスデューサアレイを含む。シーケンスは、例えば、本明細書に記載されるようにパルスの送信を制御することなどにより、広い周波数範囲にわたって改善した信号対雑音比（ＳＮＲ）を提供することにより、スペクトルシフト法の性能を改善するように構成される。例えば、超音波システムは、例えば減衰係数計算の目的で、トランスデューサの主通過帯域又は主通過帯域の一部をカバーするような１つ又は複数の広帯域パルスと、より高い中心周波数をもつ１つ又は複数の狭帯域パルスとを含むシーケンスに従って超音波パルスを送信するように構成され、狭帯域パルスは広帯域パルスとは別個に送信される。いくつかの例において、システムは、低い中心周波数をもつ狭帯域パルスを使用するように構成される。広帯域パルスとは別個に狭帯域パルスを送信することにより、より多くのエネルギーがトランスデューサ要素に印加されることが可能になり、それにより高い又は低い中心周波数における超音波パルスの強度が改善する。追加又は代替として、広帯域パルスとは別個に狭帯域パルスを送信することにより、狭帯域パルスが、広帯域パルスとは異なる長さの時間（例えば、より長い時間）にわたって印加されることが可能になる。このようにして、システムは、例えば、狭帯域パルスの強度及び持続時間を調節し、そのことで、結果生じる信号を使用して周波数範囲を広げ、減衰係数を推定する際の分散を低減できるようにすることにより、トランスデューサの主通過帯域の境界部の近く又は外側にある周波数によって生成される信号のＳＮＲを改善するように構成される。

[035] また、本明細書に記載されるように減衰係数を測定するためのパルスシーケンスを送信するように構成された本発明のシステムは、前記パルスシーケンスの前又は後に、別の超音波パルスシーケンス及び／又はＢモード若しくは他の種類の撮像のためのシーケンスを送信してもよい。すなわち、いくつかの実施形態において、システムのトランスデューサは、（例えば、撮像データを生成するために）第１のシーケンスに従ってパルスを発するように制御され、さらに（例えば、撮像領域の減衰係数を計算するために）第２のシーケンスに従ってパルスを発するように制御される。いくつかの実施形態において、減衰係数の測定及び撮像のために印加される第１及び第２のパルスシーケンスの個々のパルスは、インターリーブ方式で印加される。

[036] いくつかの実施形態に係る超音波システムは、超音波トランスデューサと、送信コントローラと、パルスシーケンス生成器とを含み、パルスシーケンス生成器は、送信コントローラに動作可能に結合され、パルスシーケンスに対応するコマンドを生成し、パルスシーケンスは、超音波トランスデューサの主通過帯域の内側にある周波数をもつ１つ又は複数のパルスと、超音波トランスデューサの主通過帯域の外側にある周波数をもつ１つ又は複数のパルスとを含み、コマンドを送信コントローラに送信して、パルスシーケンスに従って超音波トランスデューサから超音波パルスを送信させる、ように構成される。いくつかの実施形態において、システムは、パルスシーケンスから生じる受信エコー信号に少なくとも部分的に基づいて減衰係数を計算するように構成された減衰係数計算器をさらに含む。いくつかの実施形態において、超音波トランスデューサは別のシーケンスを送信し、このシーケンスに応答したエコー信号が、超音波撮像データを生成するために使用される。

[037] 図１を参照すると、本開示の原理に従って構築された超音波撮像システム１０がブロック図の形態で示されている。図１の超音波診断撮像システムで、超音波プローブ１２は、超音波を送信してエコー情報を受信するトランスデューサアレイ１４（又は単にトランスデューサ１４）を含む。トランスデューサアレイ１４は、例えば線形アレイ、コンベックス型アレイ、又はフェーズド・アレイなど、当技術分野における各種の知られているトランスデューサアレイのいずれであってもよい。トランスデューサアレイ１４は、例えば、２Ｄ及び／又は３Ｄ撮像のために高さ寸法及び／又は方位寸法の両方を走査することが可能なトランスデューサ要素の２次元アレイ（図示されるように）を含むことができる。また、外部プローブ又は管腔内プローブであってもよいプローブ１２の中に含まれるとして説明されるが、いくつかの実施形態において、アレイ１４は、撮像される対象の表面に共形に適用されるように構成された筐体の中に、単一の又は多パッチの機構として提供されてもよい。

[038] トランスデューサ１４は、周波数帯に制限がある可能性がある。トランスデューサ１４の周波数帯は、トランスデューサ１４の機械的特性及び／又は電気的特性に基づく。トランスデューサ１４の特性は、撮像用途に少なくとも部分的に基づいて選択される。医療撮像用途は、通例、１ＭＨｚ～２０ＭＨｚの間の周波数を使用する。より低い中心周波数をもつトランスデューサは深部撮像に使用され、一方、より高い中心周波数をもつトランスデューサは表層撮像に使用される。例えば、腹部の撮像であれば、トランスデューサは、１ＭＨｚ～５ＭＨｚの周波数範囲を有する。トランスデューサの主通過帯域は、２ＭＨｚ幅（例えば、２ＭＨｚ～４ＭＨｚ）であり、中心周波数が３ＭＨｚであり得る。これは、トランスデューサの周波数範囲、主通過帯域、及び中心周波数の原理を説明するための一例に過ぎない。各種の超音波トランスデューサが存在し、これらに限定されないが、異なる感度、中心周波数、周波数範囲幅、及び主通過帯域幅を含む各種の周波数特性を有することが理解される。提供される例は、本開示の原理を制限するものとは解釈すべきでなく、むしろ本明細書に記載される原理は、特定の主通過帯域及び他の特性をもつ実質的に任意の種類のトランスデューサに適用され得る。

[039] 静電容量マイクロマシン超音波トランスデューサ（ＣＭＵＴ）は、圧電トランスデューサよりも高い帯域幅を提供する。用途によっては、音響減衰係数の測定にはＣＭＵＴが好ましい。ただし、圧電トランスデューサはより高い感度を有する。そのため、本開示の原理は、異なるトランスデューサ種類（例えば、ＣＭＵＴ又は圧電トランスデューサ）にも等しく適用可能である。

[040] 図の例では、トランスデューサアレイ１４は、アレイ中のトランスデューサ要素による信号の送信及び受信を制御するプローブ１２内のマイクロビームフォーマ１６に結合されている。この例では、マイクロビームフォーマは、プローブケーブルによって送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ１８に結合され、スイッチ１８は、送信と受信間を切り替え、主ビームフォーマ２２を高エネルギーの送信信号から保護する。いくつかの実施形態において、Ｔ／Ｒスイッチ１８及びシステム内の他の要素は、別個の超音波システムベースではなくトランスデューサプローブの中に含めることができる。マイクロビームフォーマ１６の制御下でのトランスデューサアレイ１４からの超音波ビームの送信は、Ｔ／Ｒスイッチ１８及びビームフォーマ２２に結合された送信コントローラ２０によって指令され、送信コントローラ２０はユーザによるユーザインターフェース又は制御パネル２４の操作から入力を受け取る。送信コントローラ２０によって制御される機能の１つは、ビームが操縦される方向である。ビームは、トランスデューサアレイから前方へ（又はトランスデューサアレイに直交して）まっすぐに、又はより広い視野の場合には異なる角度で操縦される。マイクロビームフォーマ１６によって生成された部分的にビーム形成された信号は、主ビームフォーマ２２に結合され、そこでトランスデューサ要素の個々のパッチからの部分的にビーム形成された信号が組み合わされて、完全にビーム形成された信号になる。

[041] ビーム形成された信号は、信号プロセッサ２６に結合される。信号プロセッサ２６は、受信エコー信号を、帯域通過フィルタリング、間引き、Ｉ成分とＱ成分との分離、及び高調波信号の分離などの、様々な形で処理することができる。信号プロセッサ２６は、スペックル低減、信号合成、及び雑音除去などの追加的な信号強調も行ってよい。処理された信号はＢモードプロセッサ２８に結合され、Ｂモードプロセッサ２８は、体内の構造の撮像に振幅検出を用いることができる。Ｂモードプロセッサによって生成された信号は、スキャンコンバータ３０及び多断面再構築器３２に結合される。スキャンコンバータ３０は、エコー信号を、要求される画像形式で、エコー信号が受信された元の空間的関係に配置する。例えば、スキャンコンバータ３０は、エコー信号を２次元（２Ｄ）扇形形式、又はピラミッド型３次元（３Ｄ）画像に配置する。多断面再構築器３２は、米国特許第６，４４３，８９６号（Ｄｅｔｍｅｒ）に記載されるように、身体のボリューメトリック領域内の共通平面内の点から受信されたエコーを、その平面の超音波画像に変換することができる。ボリューム・レンダラー３４は、例えば米国特許第６，５３０，８８５号（Ｅｎｔｒｅｋｉｎら）に記載されるように、３Ｄデータセットのエコー信号を、所与の基準点から見た投影３Ｄ画像に変換する。２Ｄ又は３Ｄ画像は、スキャンコンバータ３０、多断面再構築器３２、及びボリューム・レンダラー３４から画像プロセッサ３６に結合され、画像ディスプレイ３８に表示するために、さらに強調、バッファリング、及び一時記憶される。グラフィックプロセッサ４０は、超音波画像（例えば、超音波画像５２）と共に表示するためのグラフィックオーバーレイを生成することができる。これらのグラフィックオーバーレイは、例えば、患者名、画像の日時、撮像パラメータ等の標準的な識別情報を含むことができる。これらの目的のために、グラフィックプロセッサ４０は、タイプ入力された患者名などの入力をユーザインターフェース２４から受け取る。ユーザインターフェースは、複数の多断面再構築（ＭＰＲ）画像を選択し、その表示を制御するための多断面再構築器３２に結合されることも可能である。

[042] 撮像に加えて、超音波撮像システム１０は、撮像された物体の１つ及び／又は複数の減衰係数を測定するように構成される。例えば、超音波撮像システムは、送信コントローラ２０に結合されるパルスシーケンス生成器４２を含む。パルスシーケンス生成器４２は、送信コントローラ２０にコマンドを提供し、送信コントローラ２０は次いで、要求されるパルスシーケンスで超音波パルスを送信するためにトランスデューサ１４の要素の印加の電圧及び順序を制御する。例えば、パルスシーケンスは、広帯域パルスと、１つ又は複数の狭帯域パルスとを含む。いくつかの実施形態において、送信コントローラ２０によって印加されるパルスシーケンスは、ユーザインターフェース２４を介してユーザによって選択又は構成される。ユーザは、例えば、追加の狭帯域パルスの数を入力し、パルスの中心周波数、持続時間、及び／若しくは順序を指定することにより、手動でパルスシーケンスを入力する、並びに／又は事前プログラムされたパルスシーケンスのセットからパルスシーケンスを選択することができる。ユーザに提供される事前プログラムされたシーケンスのセットは、超音波撮像システム１０のトランスデューサ１４の特性に少なくとも部分的に基づく。提供される事前プログラムされたシーケンスのセットは、異なる種類のプローブ又はトランスデューサが超音波撮像システム１０に結合される、及び／又は超音波撮像システム１０によって起動されるのに応じて、異なり得る。パルスシーケンス生成器４２は、選択されたパルスシーケンス及び／又はユーザにより手動で入力されたパルスシーケンスに基づいてコマンドを生成する。いくつかの実施形態において、デフォルトのパルスシーケンスが超音波撮像システム１０内に事前プログラムされる。

[043] 減衰係数を測定するためのパルスシーケンスは、超音波パルスシーケンス、並びに／又はＢモード撮像及び／若しくは他の撮像モード（例えば、Ｍモード、ドップラー等）のためのシーケンスが印加される前に印加されても、後に印加されてもよい。パルスシーケンスは、Ｂモード撮像及び／又は他の撮像モードのためのパルスを含んでもよい。いくつかの実施形態において、減衰係数の測定及び撮像のために印加されるパルスシーケンスは、インターリーブ方式で印加される。減衰係数、又は組織の特徴付けなどの減衰係数に基づいて導出される他の情報（まとめて減衰係数情報５４と呼ぶ）が、追加又は代替としてディスプレイ３８に表示されてよい。いくつかの例において、減衰係数５４のグラフィック表現が、例えばオーバーレイとして、又は横に並べた配置で、関連する超音波画像５２と同時に表示される。いくつかの実施形態において、減衰係数情報５４は、異なる出力装置に提供され（例えばプリンタ、報告に含められる、記憶装置に記憶される等）、必ずしもそれをディスプレイ３８に表示しない。

[044] パルスシーケンスに応答した受信エコーは、主ビームフォーマ２２及び信号プロセッサ２６に提供される。信号プロセッサ２６は、パルスシーケンスからの受信エコー信号を、帯域通過フィルタリング、信号合成、及び雑音除去などの様々な形で処理することができる。処理された信号は、減衰係数計算器４４に提供される。減衰係数計算器４４は、式６を参照して説明したスペクトルシフト法などのスペクトルシフト法に基づいて減衰係数の値を計算する。いくつかの実施形態において、減衰係数計算器４４はさらに、減衰係数に基づいて組織の特徴付けを計算する。例えば、減衰係数が閾値を上回る場合、減衰係数計算器４４は、組織を、正常な肝組織ではなく脂肪肝組織と特徴付けることができる。別の例では、減衰係数計算器４４は、減衰係数に少なくとも部分的に基づいて肝組織中の脂肪の割合を計算する。これらの例では、減衰係数に対応する組織の種類又は肝組織中の脂肪の割合の判定は、生体外データ及び／又は他の方法（例えば、ファントム、シミュレーション）に少なくとも部分的に基づき得る。いくつかの実施形態において、減衰係数計算器４４は、超音波撮像システム１０によって獲得された対応する画像の中のピクセル及び／又はボクセルごとに減衰係数及び／又は組織の特徴付けを計算する。

[045] 代替の実施形態において、減衰係数計算器４４は、信号プロセッサ２６ではなくビームフォーマ２２からパルスシーケンスのエコー信号を受信する。減衰係数計算器４４は、未処理のエコー信号から減衰係数を計算する、及び／又は独自の信号処理を行ってもよい。図では別個の構成要素として図示されているが、減衰係数計算器４４及び信号プロセッサ２６は、いくつかの実施形態においては単一の構成要素として実施される。いくつかの実施形態において、信号プロセッサ２６は、２つの別個の信号プロセッサとして実施され、一方の信号プロセッサがＢモード撮像のためのエコーを処理し、もう一方の信号プロセッサが減衰係数を測定するためのエコーを処理する。いくつかの実施形態においては、パルスシーケンス生成器４２及び減衰係数計算器４４が、単一の構成要素として実施される。事例によっては、パルスシーケンス生成器４２と減衰係数計算器４４とを組み合わせて単一の構成要素にすることにより、本開示の原理に従って動作するように既存の超音波撮像システムを適合することが容易になる。

[046] 計算された減衰係数及び／又は組織の特徴付けは、減衰係数計算器４４により、ディスプレイ３８に提示するためにグラフィックプロセッサ４０に提供される。減衰係数及び／又は組織の特徴付けは、超音波撮像システム１０によって獲得された画像と同時に表示され得る。例えば、減衰係数及び／又は組織の特徴付けは、上記で説明した患者データ及び撮像パラメータと同様にしてグラフィックオーバーレイとして表示される。いくつかの実施形態において、グラフィックプロセッサ４０は、カラー及び／又はグレースケールのオーバーレイを提供し、そこでは、それぞれの色又は陰影が、画像のピクセル又はボクセルごとに、異なる減衰係数及び／又は組織の特徴付け値若しくは値の範囲に対応する。これにより、撮像された物体の減衰係数及び／又は組織の特徴付けの定性的な視覚化を提供することができる。

[047] いくつかの例において、パルスシーケンス生成器４２によって提供されるパルスシーケンスは、広い範囲の周波数にわたる周波数掃引（例えば、要求される周波数ごとの別個のパルス）とすることができる。周波数掃引を使用して、減衰係数の計算における分散を低減し得る広い周波数範囲をもつ等化後のパワースペクトル、Φ（ｆ；ｘ，ｚ）を確立することができる。ただし、そのような掃引を遂行する時間の長さは、本開示の範囲の外側ではないものの、特にリアルタイム又は近リアルタイムの撮像が要求される場合には、非現実的である可能性がある。さらに、そのような掃引の使用は、リアルタイム又は近リアルタイムでの空間的合成の適用を阻む可能性がある。空間的合成は、いくつかの実施形態においてアーチファクトを低減し、よって、マトリクス・アレイ・トランスデューサを使用する場合に横方向及び高さ方向の両方で空間的合成を使用して、改善した性能を達成することができる。

[048] 記載されるように、本開示に係るシステムは、１つ又は複数のパルスシーケンスに従ってパルスを送信するように超音波トランスデューサを制御するように構成され、パルスシーケンスのうちの少なくとも１つは、媒体の減衰係数を測定するためのエコー信号を獲得するために使用され、それが次いで例えば組織の特徴付けに使用される。例えば、システムは、第１のシーケンスに従ってパルスを送信するようにトランスデューサを制御し、追加的に任意で、第２のシーケンスに従ってパルスを送信するようにトランスデューサを制御する。第１のシーケンスは、トランスデューサの主通過帯域内にある少なくとも１つの広帯域パルスと、トランスデューサの主通過帯域の外側にある１つ又は複数の、場合によっては２つ以上の狭帯域パルスとを含む。第２のシーケンスは、撮像データを生成するためのエコー信号を獲得するように構成される、よって、異なる撮像モード（例えば、Ｂモード、Ｍモード、ドップラー等）に関する従来の技術に従って構成され得る、１つ又は複数のパルスを含む。

[049] 要約すると、本開示に係る超音波システムは、組織（例えば、肝組織）などの媒体に向けて超音波パルスを送信するように構成された超音波トランスデューサを含む。超音波パルスは、超音波トランスデューサの主通過帯域の内側にある１つ又は複数のパルスと、超音波トランスデューサの主通過帯域の外側にある１つ又は複数のパルスとを含む第１のパルスシーケンスに従って送信される。超音波トランスデューサは、第２のパルスシーケンスに従って超音波パルスを送信してもよい。パルスシーケンス生成器は、第１のパルスシーケンスに対応するコマンドを生成し、そのコマンドを送信コントローラに送信する。これにより、超音波トランスデューサから第１のパルスシーケンスを送信させる。減衰係数計算器が超音波システムに含まれ得る。減衰係数計算器は、第１のパルスシーケンスに応答して受信されたエコー信号に少なくとも部分的に基づいて媒体の減衰係数を計算する。第２のパルスシーケンスに応答して受信されるエコー信号に基づいて超音波撮像データを生成するように構成されたプロセッサもシステムに含まれてよい。

[050] 図２は、例えば減衰係数を生成するために、本開示の原理によるシステムによって生成されるパルスシーケンスの例を例示する。図２は、各々が３つのパルスを含む３つの例示的パルスシーケンスＡ～Ｃを例示し、シーケンスＡはパルス２００、２０５、及び２１０を含み、シーケンスＢはパルス２１５、２２０、及び２２５を含み、シーケンスＣはパルス２３０、２３５、及び２４０を含んでいる。パルス２００～２４０の幅は、各パルスの周波数範囲を定性的に（すなわち実際の縮尺通りにではなく）示している。例えば、シーケンスＡのパルス２００は、パルス２０５及び２１０よりも広い周波数範囲を有する。各シーケンス内のパルス２００～２４０の順序は、各パルスがシーケンス内の他のパルスに対してどの時間に送信されるかを表す。例えば、シーケンスＡでは、パルス２００はパルス２０５より前に送信され、パルス２０５はパルス２１０より前に送信される。図２に例示されるシーケンスＡ～Ｃは、所与の範囲の周波数内の間、例えば３～６ＭＨｚの主通過帯域（例えば、－６ｄＢの通過帯域）を有するトランスデューサによって送信され得る。トランスデューサ要素ごとに、トランスデューサは、例えばパルスシーケンス生成器からトランスデューサに動作可能に結合された送信コントローラに送られるコマンドに基づいて３つのパルスを送信するように制御される。シーケンスＡでは、第１の送信パルス２００が広帯域パルスであり、第２のパルス２０５が、７ＭＨｚを中心とする狭帯域パルスであり、第３のパルス２１０が、２ＭＨｚを中心とする狭帯域パルスである。ただし、パルスシーケンスは、広帯域パルスが最初に送信されることに制限されない。シーケンスＢに示すように、第１のパルス２１５は、７ＭＨｚを中心とする狭帯域パルスであり、第２のパルス２２０は広帯域パルスであり、第３のパルス２２５は２ＭＨｚを中心とする狭帯域パルスである。シーケンスＣでは、２つの狭帯域パルス２３０及び２３５が、広帯域パルス２４０より前に送信される。さらに、より低い中心周波数をもつ狭帯域パルス（例えば、パルス２１０、２２５、及び２３５）が、高い中心周波数をもつ狭帯域パルス（例えば、パルス２０５、２１５、及び２３０）よりも前に送信され得る。

[051] 広帯域パルス（例えば、パルス２００、２２０、及び２４０）は、図２に提供される例では２ＭＨｚの帯域幅を有し得る。トランスデューサの特性（例えば、主通過帯域の幅、トランスデューサ要素の駆動限界）に応じて、広帯域パルスは、他の実施形態では１～３ＭＨｚの帯域幅を有し得る。図２に提供される例では、狭帯域パルスは、１０～１００ｋＨｚの帯域幅を有し得る。トランスデューサの特性に応じて、他の実施形態では、狭帯域パルスは、１ｋＨｚ～３００ｋＨｚの帯域幅を有し得る。

[052] ＳＮＲを改善するために、狭帯域パルスは、時間領域において広帯域パルスよりも長くてよい。すなわち、狭帯域パルスの送信時間は、広帯域パルスの送信時間よりも大きくてよい。例えば、広帯域パルスは０.５μｓ～１.０μｓの長さであり、対して狭帯域パルスは１０μｓの長さである。狭帯域パルスの継続時間は、要求されるＳＮＲ及び／又は要求される周波数におけるエネルギー送信に少なくとも部分的に基づいて、より長い又はより短くてよい。

[053] 図２に例示されるシーケンスには３つのパルスが示されているが、シーケンスは、より多くの又はより少ないパルスを有し得る。例えば、広帯域パルス及び高い中心周波数をもつ狭帯域パルスのみが送信される。別の例では、シーケンスは、広帯域パルスと、低い中心周波数をもつ１つの狭帯域パルスと、それぞれ異なる高い中心周波数（例えば、６.５ＭＨｚ及び７.５ＭＨｚ）をもつ２つの狭帯域パルスとを含む。さらに、提供される広帯域及び狭帯域パルスの周波数範囲は、例示的なものに過ぎない。パルスの中心周波数及び周波数範囲は、異なる主通過帯域周波数範囲など異なる特性を有する超音波トランスデューサに対しては異なり得る。パルスの中心周波数及び周波数範囲は、異なる超音波撮像用途に対しては異なり得る。例えば、深組織の撮像には、表層組織の撮像のために選択される中心周波数に比べてより低い中心周波数が選択され得る。

[054] 図２のパルスは、矩形のスペクトル形状を有するものとして例示されている。ただし、パルスは、周波数領域において丸みを帯びた境界部、傾斜した境界部、及び／又は正弦波の外見を有し得る。同様に、パルスは、時間領域において矩形でないことがある。パルスは、時間領域において丸みを帯びた境界部、傾斜した境界部、及び／又は正弦波の外見を有し得る。

[055] 図２は、狭帯域パルスが別個に送信されるシーケンスを例示する。ただし、複数の狭帯域パルスを順次ではなく同時に送信することが可能である。例えば、トランスデューサは、３～６ＭＨｚの間の主通過帯域（例えば、－６ｄＢの通過帯域）を有し得る。各送信ビームにつき、トランスデューサは、２つのパルスを送信する。第１の送信パルスは、広帯域パルスであり、第２のパルスは、２ＭＨｚ及び７ＭＨｚの中心周波数をもつ２つの狭帯域パルスの合計である。３つ以上の狭帯域パルスが単一のパルスに組み合わされてもよいが、単一のパルスに組み合わせることができる狭帯域パルスの数には限界があり得る。限界は、電圧限界、主通過帯域範囲、及び／又はトランスデューサの他の特性に基づき得る。狭帯域パルスを位相においてシフトして、狭帯域パルスの各周波数で送信されることが可能なエネルギーを増大する、及び／又は単一のパルスで送信できる狭帯域パルスの数を増大することができる。

[056] 単純なパルスシーケンスの代替法として、符号化励起が使用され得る。超音波信号の符号化励起は、医療超音波の安全限界を超えることなく、合計の送信エネルギーを増大させる。超音波における符号化励起は、他の分野における符号化励起（例えば、周波数変調（ＦＭ）比）に類似する。送信時にパルスの適切な符号化が必要とされ、エコー信号の受信時に適切な復号が必要とされる。超音波パルスの符号化は、図１のパルスシーケンス生成器４２などのパルスシーケンス生成器によって生成されるコマンドによって提供され、エコー信号の復号は、図１の減衰係数計算器４４などの減衰係数計算器によって提供される。いくつかの実施形態においては、復号の一部又はすべてが、図１の信号プロセッサ２６などの信号プロセッサによって提供される。

[057] 線形チャープなどの符号化励起は、通常、超音波撮像においてＳＮＲを改善するために使用される。ただし、減衰係数を測定するためには、トランスデューサの主通過帯域の外側にある周波数成分を強化してトランスデューサの動作帯域幅を増大させることが要求される。したがって、非線形チャープは、用途によっては、減衰係数の推定において線形チャープよりも良好に機能する。

[058] 図３は、本開示の原理に係る非線形チャープの例を例示する。非線形チャープは、パルスシーケンス生成器によって提供されるコマンドに基づいて超音波トランスデューサによって送信される。ｙ軸は送信信号の周波数を表し、ｘ軸は時間を表す。図３に例示される例では、符号化励起を送信するトランスデューサは、３ＭＨｚ～６ＭＨｚの主通過帯域を有する。非線形チャープは、送信の開始時における低周波数の狭帯域パルス、中間における広帯域パルス、及び送信の最後における高周波数の狭帯域パルス、というカスケードに近似する。いくつかの実施形態において、非線形チャープ位相応答は区分的二次であり、そのため、時間領域において、信号がチャープの持続時間にわたって一定した振幅を有するようになる。Ｔ０からＴ１の非線形チャープは、低周波数の狭帯域パルスに対応する。Ｔ０からＴ１の継続時間は、５～２０μｓである。Ｔ１～Ｔ２の非線形チャープは、広帯域パルスに対応する。Ｔ１～Ｔ２の継続時間は、１～３μｓである。Ｔ２からＴ３の非線形チャープは、高周波数の狭帯域パルスに対応する。Ｔ２からＴ３の継続時間は、５～２０μｓである。提供される継続時間は例示を目的としたものである。他の継続時間が非線形チャープに使用され得る。非線形チャープの合計継続時間は、１０μｓ～１ｍｓの間である。合計継続時間は、トランスデューサの特性、撮像される物体、物体の深度、及び／又は適用される符号化励起技術に少なくとも部分的に基づき得る。通例、３ＭＨｚ～６ＭＨｚの主通過帯域の外側にある信号の継続時間は、主通過帯域内の信号の継続時間よりも大きい。これにより、トランスデューサの主通過帯域の外側にある信号のＳＮＲを改善し、それにより減衰係数の計算を改善する。

[059] 本明細書に記載されるように、組織内の減衰係数を求める方法は、パルスシーケンスに従って超音波トランスデューサ（例えば、超音波トランスデューサ１２）から組織に向けて超音波パルスを送信するステップを有する。パルスシーケンスは、超音波トランスデューサの主通過帯域の内側にある少なくとも１つの第１の周波数及び主通過帯域の外側にある少なくとも１つの第２の周波数のパルスを含む。方法は、パルスシーケンスの少なくとも１つの第１の周波数及び少なくとも１つの第２の周波数のパルスに対応するエコー信号を受信するステップと、少なくとも１つの第１の周波数及び少なくとも１つの第２の周波数のパルスに対応する受信エコー信号の組み合わせに少なくとも部分的に基づいて、組織の減衰係数を（例えば減衰係数計算器４４で）求めるステップとを有する。計算された減衰係数と同時に、超音波画像が表示され得る。

[060] 図４は、本開示の原理に係る方法４００のフローチャートである。このフローチャートは、本明細書に記載される方法及び例に従って音響減衰係数の測定を改善する方法を要約している。ステップ４０５で、パルスシーケンスが生成される。パルスシーケンスは、図２を参照して説明したような一連のパルス、又は図３を参照して説明したような符号化励起である。パルスシーケンスは、図１のパルスシーケンス生成器４２などのパルスシーケンス生成器によって生成される。ステップ４１０で、パルスシーケンスに関するコマンドが、図１の送信コントローラ２０などの送信コントローラに提供される。送信コントローラは、図１の超音波トランスデューサ１４などの超音波トランスデューサの送信を制御する。トランスデューサは、ステップ４１５でパルスシーケンスを送信し、その結果生じるエコー信号をステップ４２０で受信する。

[061] 受信エコー信号は、図１の減衰係数計算器４４などの減衰係数計算器に提供される。ステップ４２５で、減衰係数計算器は、受信エコー信号に少なくとも部分的に基づいて減衰係数を計算する。減衰係数計算器は、スペクトルシフト法、又はスペクトルシフト及びスペクトル差の両方に基づく混合型の方法を使用して減衰係数を計算する。例えば、減衰係数計算器は、式６を参照して説明したスペクトルシフト法を使用する。ステップ４３０で、計算された減衰係数が、表示のために図１のグラフィックプロセッサ４０などのグラフィックプロセッサに提供される。先に論じたように、いくつかの実施形態において、減衰係数計算器は、ステップ４２５で、減衰係数に少なくとも部分的に基づいて組織の特徴付けを計算する。組織の特徴付けは、ステップ４３０でグラフィックプロセッサに提供される。

[062] 図５は、本開示の実施形態に係る例示的な超音波画像５０１及び５０２を例示する。画像５０１及び５０２は、個々に、又は図５に示すように同時に表示される。画像５０１及び５０２は、図１のディスプレイ３８などのディスプレイ上に提供される。画像５０１は、肝臓の一部のＢモード画像である。画像５０１は、画像プロセッサ（例えば、画像プロセッサ３６）によって生成されている可能性がある。画像５０２は、減衰係数情報が同時に表示された、肝臓の一部の同じＢモード画像である。画像５０２に示すように、減衰係数情報は、Ｂモード画像の上に重ねられた減衰係数マップ５０５を含む。画像５０２に示される例では、減衰係数マップ５０５は、色分けされたマップであり、各ピクセルは、Ｂモード画像の中の対応するピクセルに対して計算された減衰係数値に基づいて色分けされている。他の実施形態においては、減衰係数マップ５０５は、グレースケールマップとして実施される。画像５０２ではＢモード画像の一部のみをカバーするように図示されているが、いくつかの実施形態において、減衰係数マップ５０５は、Ｂモード画像全体の上に重なり得る。スケールバー５１０は、どの色がどの減衰係数の値及び／又は値の範囲に対応するかを示す。この例のスケールバー５１０は、０ｄＢ／ｃｍ／ＭＨｚ～１ｄＢ／ｃｍ／ＭＨｚの範囲にわたっている。周波数及び／又は組織種類に応じて、他の範囲が表示され得る。いくつかの実施形態において、減衰係数マップ５０５は、減衰係数計算器（例えば、減衰係数計算器４４）から受け取られる減衰係数情報に少なくとも部分的に基づいてグラフィックプロセッサ（例えば、グラフィックプロセッサ４０）によって生成される。

[063] 減衰係数マップ５０５は、組織内の減衰係数の範囲の定性的な概要を提供する。いくつかの実施形態において、個々の減衰係数値は、ピクセルごとに提供される。減衰係数情報は、別個のファイルに提供される、代替のディスプレイ上に提供される、並びに／又はＢモード画像、及び／若しくは減衰係数マップが上に重ねられたＢモード画像と同時に表示される。いくつかの実施形態において、個々のピクセルに対応する個々の減衰係数値が、画像５０２の上に、及び／又は画像５０２に隣接して表示される。表示する個々の値は、カーソルが特定のピクセルを指し示すことにより、及び／又は個々のピクセル（例えば、ユーザインターフェースを介して提供される座標）が選択されることにより決定される。減衰係数情報を超音波画像と共に表示する他の変形例も使用され得る。例えば、最大及び最小の減衰係数値が、超音波画像の上に又はそれに隣接して表示される。別の例では、減衰係数値のヒストグラムが、超音波画像の上に又はそれに隣接して表示される。

[064] 本明細書に記載されるパルスシーケンスの印加は、超音波トランスデューサの主通過帯域の外側にある周波数のＳＮＲを改善する。これにより、より広い周波数範囲からの信号が音響減衰係数の計算に使用されることが可能になる。より広い周波数範囲は、減衰係数の分散を低減し、よって減衰係数の精度を改善する。減衰係数がより信頼できるものになるため、医療撮像における病態の定量的分析又は診断が可能になる。

[065] コンピュータに基づくシステム又はプログラム可能論理などのプログラム可能デバイスを使用して、構成要素、システム及び／又は方法が実施される様々な実施形態においては、上記のシステム及び方法は、「Ｃ」、「Ｃ＋＋」、「ＦＯＲＴＲＡＮ」、「Ｐａｓｃａｌ」、「ＶＨＤＬ」など、様々な知られている又は後に開発されるプログラミング言語の任意のものを使用して実施できることが認識されるべきである。したがって、コンピュータなどのデバイスに上記のシステム及び／又は方法を実施するように指令することができる命令を保持することができる、磁気コンピュータディスク、光ディスク、電子メモリ等の様々な記憶媒体が作成され得る。該当するデバイスが、記憶媒体に保持された情報及びプログラムへのアクセスを得ると、記憶媒体は、情報及びプログラムをデバイスに提供することができ、よって、デバイスが本明細書に記載されるシステム及び／又は方法の機能を行うことを可能にする。例えば、ソースファイル、オブジェクトファイル、実行可能ファイル等の適切な内容を保持しているコンピュータディスクがコンピュータに提供された場合、コンピュータはその情報を受け取り、自身を適宜構成して、上記で図及びフローチャートに概説した様々なシステム及び方法の機能を行って様々な機能を実施することができる。すなわち、コンピュータは、上記のシステム及び／又は方法の異なる要素に関係する情報の様々な部分をディスクから受け取り、個々のシステム及び／又は方法を実施し、上記の個々のシステム及び／又は方法の機能を連携させることができる。

[066] 本開示に照らして、本明細書に記載される様々な方法及びデバイスは、ハードウェア、ソフトウェア及びファームウェアに実施され得ることが留意される。さらに、様々な方法及びパラメータは、単に例として含まれるものであり、制限的な意味合いで含まれるものではない。本開示に照らして、当業者は、本発明の範囲に留まりながら、独自の技術及びこれらの技術を実施するための必要とされる機器を決定する際に本発明の教示を実施することができる。本明細書に記載されるプロセッサのうち１つ又は複数の機能は、より少ない数の又は単一の処理ユニット（例えばＣＰＵ）に組み込まれ得、実行可能命令に応答して本明細書に記載される機能を行うようにプログラムされた特定用途集積回路（ＡＳＩＣ）又は汎用処理回路を使用して実施され得る。

[067] 本システムについては超音波撮像システムを参照して説明したが、本システムは、減衰係数を計算するためにスペクトルシフト法を使用する他の撮像システムに拡張され得る。また、本システムは、これらに限定されないが、腎臓、精巣、前立腺、***、卵巣、子宮、甲状腺、肝臓、肺、筋骨格、脾臓、神経、心臓、動脈及び静脈系、並びに他の撮像用途に関係する画像情報を取得及び／又は記録するために使用され得る。さらに、本システムは、本システムの特徴及び利点を提供するように、リアルタイムの撮像構成要素を伴う、又は伴わない非超音波撮像システムと共に使用され得る１つ又は複数の要素を含み得る。

[068] さらに、本方法、システム、及び装置は、例えば超音波撮像システムなどの既存の撮像システムに適用され得る。適切な超音波撮像システムには、例えば小部分の撮像に適した従来の広帯域線形アレイトランスデューサをサポートする、Ｐｈｉｌｉｐｓ（登録商標）超音波システムが含まれる。

[069] 本発明の特定の追加的な利点及び特徴は、本開示を考察すると当業者に明らかになり得、又は本発明の新規のシステム及び方法を用いる者によって経験され得、その主たるものは、音響減衰係数を測定する際の分散がより低くなることである。本システム及び方法の別の利点は、本システム、デバイス、及び方法の特徴及び利点を組み込むように従来の医療撮像システムを容易にアップグレードできることである。

[070] 無論、本システム、デバイス、及び方法に従い、上記の実施形態又はプロセスのいずれか１つが、１つ又は複数の他の実施形態及び／又はプロセスと組み合わせられる、又は分離される、及び／又は別個のデバイス若しくはデバイス部分の間で行われ得ることが認識されるべきである。

[071] 最後に、上記の論述は、単に本システムを説明することを意図したものであり、添付の特許請求の範囲を任意の特定の実施形態又は実施形態の群に制限するようには解釈すべきでない。よって、本システムについて例示的実施形態を参照して特に詳細に説明したが、以下の特許請求の範囲に記載される本システムのより広い意図される主旨及び範囲から逸脱することなく、多数の改変形態及び代替の実施形態が当業者によって考案され得ることも認識されるべきである。したがって、本明細書及び図面は、説明的な方式でみなすべきであり、添付の特許請求の範囲を制限することは意図されない。

Claims (15)

1. 組織の減衰係数を求める方法であって、前記方法は、
   パルスシーケンスに従って超音波トランスデューサから組織に向けて超音波パルスを送信するステップであって、前記パルスシーケンスは、前記超音波トランスデューサの主通過帯域の内側にある少なくとも１つの第１の周波数及び前記主通過帯域の外側にある少なくとも１つの第２の周波数のパルスを含む、ステップと、
   前記パルスシーケンスの前記少なくとも１つの第１の周波数及び前記少なくとも１つの第２の周波数の前記パルスに対応するエコー信号を受信するステップと、
   前記少なくとも１つの第１の周波数及び前記少なくとも１つの第２の周波数の前記パルスに対応する受信エコー信号の組み合わせに少なくとも部分的に基づいて、前記組織の減衰係数を求めるステップと、
   計算された前記減衰係数と同時に、超音波画像を表示するステップと、
   を有し、
   前記主通過帯域は、前記超音波トランスデューサの－３ｄＢ内の通過帯域又は－６ｄＢ内の通過帯域である、方法。
2. 前記超音波画像が、前記パルスシーケンスから受信されたエコーから、又は少なくとも１つの他のパルスシーケンスから受信されたエコーから生成される、請求項１に記載の方法。
3. 少なくとも１つの第１の周波数の前記パルスが広帯域パルスを含み、少なくとも１つの第２の周波数の前記パルスが少なくとも１つの狭帯域パルスを含む、請求項１又は２に記載の方法。
4. 前記広帯域パルスの中心周波数が、前記超音波トランスデューサの前記主通過帯域内にある、請求項３に記載の方法。
5. 前記少なくとも１つの狭帯域パルスの中心周波数が、前記超音波トランスデューサの前記主通過帯域の外側にある、請求項３又は４に記載の方法。
6. 前記少なくとも１つの狭帯域パルスが、それぞれ異なる中心周波数を有する複数の狭帯域パルスの組み合わせである、請求項３又は４に記載の方法。
7. それぞれ異なる中心周波数を有する前記複数の狭帯域パルスの位相が、互いに対してシフトされている、請求項６に記載の方法。
8. 前記広帯域パルスの継続時間が、前記少なくとも１つの狭帯域パルスの継続時間未満である、請求項３から７のいずれか一項に記載の方法。
9. 前記パルスシーケンスが符号化励起を含む、請求項１から８のいずれか一項に記載の方法。
10. 前記減衰係数を求めるステップがスペクトルシフト法を含む、請求項１から９のいずれか一項に記載の方法。
11. 組織に向けて超音波パルスを送信する超音波トランスデューサであって、前記超音波パルスはパルスシーケンスに従って送信され、前記パルスシーケンスは、前記超音波トランスデューサの主通過帯域の内側にある少なくとも１つの第１の周波数及び前記主通過帯域の外側にある少なくとも１つの第２の周波数のパルスを含む、超音波トランスデューサと、
    前記少なくとも１つの第１の周波数及び前記少なくとも１つの第２の周波数の前記パルスに対応するエコー信号に少なくとも部分的に基づいて、前記組織の減衰係数を計算する減衰係数計算器と、
    前記エコー信号に基づいて超音波撮像データを生成する少なくとも１つのプロセッサと、
    を備え、
    前記主通過帯域は、前記超音波トランスデューサの－３ｄＢ内の通過帯域又は－６ｄＢ内の通過帯域である、超音波撮像システム。
12. 前記減衰係数計算器がさらに、前記組織の減衰係数に少なくとも部分的に基づいて組織の特徴付けを計算する、請求項１１に記載の超音波撮像システム。
13. 前記パルスシーケンスに対応するコマンドを生成し、前記コマンドを送信して、前記超音波トランスデューサから前記パルスシーケンスを送信させるパルスシーケンス生成器をさらに備える、請求項１１又は１２に記載の超音波撮像システム。
14. 前記パルスシーケンス生成器がさらに、符号化励起を生成する、請求項１３に記載の超音波撮像システム。
15. 前記減衰係数計算器がさらに、前記符号化励起から生じるエコー信号を復号する、請求項１４に記載の超音波撮像システム。

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