根據本公開內容的解決方案涉及醫(yī)療應用的領域。更具體來說，本解決方案涉及超聲掃描儀的使用。

背景技術：

超聲掃描儀被例行地使用在許多醫(yī)療應用中。一個典型的實例是診斷應用。在這種情況下，把超聲波施加到將要分析的患者的身體部位；作為響應記錄到的相應的回波信號可以被用來產生解剖圖像(提供身體部位的形態(tài)表示)或參數圖像(提供身體部位的特性參數的空間分布)。近來，在治療應用中也已引入了超聲掃描儀。在這種情況下，把超聲波施加到身體部位以便刻意在其上引發(fā)生物效應；特別是有可能獲得可逆細胞效應(例如通過聲學(微)流送)或細胞死亡(例如通過(慣性)聲學腔化(acoustic cavitation)的間接效應)。這些治療應用的典型實例有聲孔效應(sonoporation)、超聲溶栓(sonothrombolysis)以及高強度聚焦超聲(HIFU)療法。

超聲掃描儀還可以涉及使用(超聲)對比劑(UCA)，其例如由磷脂穩(wěn)定的充氣微泡的懸浮物制成。特別在診斷應用中，對比劑的顆粒(例如微泡)的反射特性便于對其進行跟蹤(例如，由于對比劑以與患者體內的血紅細胞相同的速度流動，獲得血液灌流信息)。此外，在治療應用中，對比劑顆粒可以充當微流送啟動子(promoter)或腔化核(cavitation nuclei)。

由超聲波施加到對比劑顆粒的聲壓電平在很大程度上根據不同的醫(yī)療應用而有所不同。舉例來說，在診斷應用中聲壓應當相對較低，以避免可能由熱機制或非熱機制在身體部位上引發(fā)的任何不合期望的生物效應。相反，在治療應用中需要相對較高的聲壓以實現所期望的效果。舉例來說，已經知道當對比劑顆粒按照穩(wěn)定并且可逆的方式振蕩時存在聲學流送，而在聲學腔化的條件下對比劑顆粒則更加劇烈地振蕩，并且最終導致其破壞。

確定在原位實際施加到對比劑的聲壓在體外條件下是相對簡單的(其中可以直接測量聲壓)。但是這在體內條件下則是非常困難的(或者甚至是不可能的)。實際上在這種情況下，可能無法在身體部位中測量聲壓，并且通常只能從由超聲掃描儀提供的超聲波的聲壓來對其進行估計。但是處于超聲掃描儀的換能器與身體部位之間的患者的解剖結構會與超聲波的傳送產生強烈的干擾。其結果是超聲波會受到衰減，其聲壓(并且從而還有能量)在經過解剖結構的傳播期間逐漸減小。超聲波的衰減的主要來源(除了其微小的反射/散射之外)是解剖結構對其的吸收，其中超聲波的能量被轉化成熱量(并且于是被損失)。此外，對比劑的存在還可能會對超聲波的衰減造成巨大影響。具體來說(除了根據其濃度線性地衰減超聲波的能量之外)，對比劑具有非線性特性，其涉及超聲波的衰減對于其能量和頻率的強相關性。

其結果是，不可能準確地控制在原位實際施加到對比劑或者施加到其周圍環(huán)境的聲壓。這可能會妨礙超聲掃描儀在實踐中的幾種醫(yī)療應用。具體來說，控制聲壓的困難對于幾種治療應用是有害的(例如當需要對比劑顆粒的穩(wěn)定并且可逆的振蕩時，比如在超聲溶栓中)；實際上，由于施加到對比劑顆粒的聲壓決定其振蕩，因此關于這方面的準確知識的缺乏可能會降低醫(yī)療應用的效率(當其過低時)，或者可能由于過度暴露于超聲波而導致不合期望的副作用(當其過高時)。

技術實現要素：

在這里給出了本公開內容的簡化概要以便提供關于本公開內容的基本理解；但是本概要的唯一目的是以簡化形式介紹本公開內容的某些概念以作為其后面的更加詳細的描述的前導，本概要既不應當被解釋成標識出其關鍵元素也不應當被解釋成界定其范圍。

一般來說，本公開內容是基于利用非基頻回波響應的概念。

更具體來說，一個方面提供了一種用于超聲掃描儀的方法，其中根據測量數據(基于包括響應于測量激發(fā)信號接收到的測量回波信號的非基頻分量的測量響應)與相應的參考數據之間的比較來確定估計值(特別是對于向身體部位施加所期望的聲壓電平所需要的超聲掃描儀的功率電平，在設定了特定功率電平時被實際施加到身體部位的聲壓電平，在超聲掃描儀的換能器與身體部位之間發(fā)生在患者體內的聲學衰減，以及/或者在不同的身體部位之間發(fā)生在患者體內的聲學衰減)。

另一方面提供了相應的計算機程序。

另一方面提供了相應的計算機程序產品。

另一方面提供了相應的系統(tǒng)。

另一方面提供了相應的治療方法。

另一方面提供了相應的診斷方法。

更具體來說，在獨立權利要求中闡述了本公開內容的一個或多個方面并且在從屬權利要求中闡述了其有利特征，其中所有權利要求的措辭被一字不差地合并在此以作參考(參考特定方面所提供的任何有利特征經過適當修正之后適用于每一個其他方面)。

附圖說明

通過參照將結合附圖(其中為了簡單起見利用相同的或類似的附圖標記來標示相應的單元并且不對其進行重復解釋，并且每一個實體的名稱通常被用來同時標示其類型及其屬性——比如值、內容和表示)閱讀的純粹通過非限制性指示的方式給出的后面的詳細描述，將會最佳地理解本公開內容的解決方案以及其另外的特征和優(yōu)點。具體來說：

圖1示出了可以被用來實踐根據本公開內容的一個實施例的解決方案的超聲掃描儀的圖形表示；

圖2示出了來自對比劑顆粒的對于超聲波的次諧波(sub-harmonic)響應的不同實例；

圖3-圖6示出了根據本公開內容的一個實施例的解決方案的一個應用實例；

圖7示出了根據本公開內容的另一實施例的解決方案的一個應用實例；

圖8示出了表示可以被用來實施根據本公開內容的一個實施例的解決方案的主要組件的角色的協(xié)作圖；以及

圖9-圖13示出了與根據本公開內容的一個實施例的解決方案的體外應用有關的實驗結果的不同實例。

具體實施方式

特別參照圖1，其中示出了可以被用來實踐根據本公開內容的一個實施例的解決方案的超聲掃描儀100的圖形表示。

超聲掃描儀100包括中央單元105以及與之連接的陣列類型的手持式傳送-接收成像探頭或換能器110。換能器110包括用于傳送用來生成解剖圖像幀(例如以4-20Hz的速率)的一連串超聲波的傳送器，以及用于從所選掃描平面內的超聲波反射得到的(射頻RF)回波信號的接收器；為此目的，換能器110提供有傳送/接收多路復用器，其允許在前面描述的脈沖-回波模式下使用換能器110。

中央單元105容納主板115，其上安裝控制超聲掃描儀100的操作的電子電路(例如微處理器、工作存儲器以及硬盤驅動器)。此外，一塊或多塊子板(其作為一個整體由附圖標記120表示)被插入在主板115中；子板120提供用于驅動換能器110以及用于處理回波信號的另外的電子電路。中央單元105還裝配有驅動器125以用于對可移除盤130(例如CD或DVD)進行讀取/寫入。監(jiān)視器135連接到中央單元105以用于顯示與正在進行中的治療/診斷過程有關的信息。

通過鍵盤140(其通過傳統(tǒng)方式連接到中央單元105)來控制超聲掃描儀100的操作；優(yōu)選的是，鍵盤140提供有軌跡球145，其被用來操縱監(jiān)視器135上的指針(圖中未示出)的位置。具體來說，鍵盤140允許在所允許的頻率范圍內(例如從1到50MHz)設定超聲波的所期望的(中心)頻率，以及在所允許的范圍內(例如對應于由從1mV到10V的傳送電壓所定義的幅度)設定生成超聲波的超聲系統(tǒng)的傳送功率。在大多數超聲掃描儀中，不可能按照絕對方式來設定傳送功率，而只有可能按照相對方式設定為其無量綱功率電平；舉例來說，所述功率電平關于參考值通過dB來表達，所述參考值比如是最大值(例如從-40dB到0dB)。

超聲掃描儀100可以被使用在治療應用和診斷應用中，以便分別對患者155的身體部位150進行治療和分析。為此目的，通常向患者155施予(超聲)對比劑。

對比劑包括充當超聲反射體的顆粒。舉例來說，對比劑是液體載體中的充氣泡的懸浮物；通常來說，所述充氣泡具有近似0.1-5μm的直徑，以便允許其保留在患者155的脈管系統(tǒng)內，但是與此同時允許其經過毛細管。通常通過把氣體或其前驅物包裹或封裝到多種系統(tǒng)中而使得所述充氣泡穩(wěn)定化，所述系統(tǒng)包括磷脂、乳化劑、油類、增稠劑、糖類、蛋白質或聚合物；穩(wěn)定化的充氣泡通常被稱作微泡(microvesicle)。具體來說，分散在水介質中并且在氣體/液體界面處通過涉及表面活性劑(即兩親性材料)的非常薄的包膜(envelope)結合的微泡也被稱作微氣泡(microbubble)?；蛘撸赏ㄟ^脂類或(天然或合成)聚合物形成的固體材料包膜圍繞的微泡也被稱作微氣球(microballoon)或微膠囊(microcapsule)。另一類對比劑包括聚合物或其他固體的多孔微顆粒的懸浮物，其攜帶被夾帶在所述微顆粒的孔隙內或者被吸收在其表面上的氣體的氣泡。在EP-A-0458745、WO-A-91/15244、EP-A-0554213、WO-A-94/09829和WO-A-95/16467(通過參考的方式將其全部公開內容合并在此)中描述了微泡(特別是微氣泡和微氣球)的適當的水懸浮液及其準備的實例。包括微泡的商用對比劑的一個實例是Bracco International BV(商標)的SonoVue。

舉例來說，把對比劑作為推注通過靜脈注射施予患者155，也就是在短時間內(大約2-20秒)用手通過注射器提供的單次劑量。對比劑在患者155的脈管系統(tǒng)內循環(huán)，從而灌流身體部位150。與此同時，換能器110被放置成在身體部位150的區(qū)域內與患者155的皮膚接觸，并且對其施加超聲波的序列。在治療應用中，超聲波刻意在身體部位150上引發(fā)生物效應(例如聲學流送或聲學腔化)。替換地在診斷應用中，響應于超聲波記錄到的回波信號提供身體部位150的表示。

在根據本公開內容的一個實施例的解決方案中(正如后面詳細描述的那樣)，確定估計值；所述估計值表明向對于向身體部位150施加所期望的聲壓電平所需要的功率電平，在設定了特定目標功率電平時被實際施加到身體部位150的聲壓，在換能器110與身體部位150之間發(fā)生在患者155體內的聲學衰減，以及/或者在(例如不同深度處的)不同身體部位150之間發(fā)生在患者體內的聲學衰減。為此目的，利用對比劑顆粒對于超聲波的非基頻(例如次諧波)響應；實際上，存在于該非基頻響應中的典型式樣提供用于前面提到的估計的有價值的信息。

現在參照圖2，其中示出了來自對比劑顆粒的對于超聲波的次諧波響應的不同實例。

通常來說，所述次諧波響應由作為超聲波施加到對比劑顆粒的聲壓的函數的回波信號的次諧波分量的電平定義(例如其頻率等于超聲波的基頻/傳送頻率的一半(1/2)的分量的功率)。次諧波響應可以通過相應的點序列被表示在圖示中，所述圖示在縱軸上繪制出次諧波電平(關于參考值以dB計)并且在橫軸上繪制出聲壓(在對數標度上以kPa計)，其中每一個點表明在向對比劑施加相應的聲壓時所記錄到的次諧波電平。

具體來說，該圖示出了三個次諧波響應205a、205b和205c。次諧波響應205a-205c的每一個點表示已經對于相應的聲壓記錄到的次諧波電平的平均值(誤差條線表明其標準偏差)；具體來說，次諧波響應205a、205b和205c涉及在不同的(周圍環(huán)境)靜水壓下實施的測量，特別是分別涉及3mmHz、60mmHz和120mmHg下的測量。

次諧波響應205a-205c包括被稱作噪聲部分207n(例如低于50kPa)的初始部分，由于測量噪聲的主導效果，該初始部分并不重要。替換地考慮更高的聲壓，這是因為已經知道次諧波電平與靜水壓有強相關性；這一點通過次諧波響應205a-205c的中心部分之間的差異得到證實，所述中心部分也被稱作敏感部分207s(例如從50kPa到350kPa)。舉例來說，對于人體內的心臟腔室或者大的脈管中的非侵入性靜水壓測量可以利用次諧波電平與靜水壓的相關性，正如在Frinking PJA等人的“Subharmonic scattering of phospholipid-shell microbubbles at low acoustic pressure amplitude(低聲壓幅度下的磷脂殼微氣泡的次諧波散射)”(IEEE Trans.Ultrason.Ferroelectr.Freq.Control，Vol.57，No 8，2010年8月)中所提到的那樣，通過引用的方式將其全部公開內容合并在此。然而令人吃驚的是已經發(fā)現，對于高于一定過渡聲壓(例如大約300-400kPa)的聲壓，次諧波電平對靜水壓基本上是不敏感的；這在圖中通過次諧波響應205a-205c的最終部分的良好重疊示出，所述最終部分被稱作破壞性部分207d(高于該過渡聲壓，比如350kPa)。

此外，根據所述理論，在超聲波的傳送和相應的回波信號的接收中，次諧波響應都與聲學衰減(例如以dB計)具有相關性。實際上，在傳送路徑中，聲學衰減(從超聲掃描儀的換能器到感興趣的深度)減小施加到對比劑的聲壓；相反，在接收路徑上，聲學衰減(從感興趣的深度到超聲掃描儀的換能器)降低所記錄的次諧波電平。同樣地，當沿著傳播(也就是傳送和/或接收)路徑存在時，對比劑還可以充當導致與其濃度成比例的聲學衰減的聲學衰減器。

當在橫軸上的對數標度上表達聲壓時，任何次諧波響應的破壞性部分具有恒定的式樣(不管靜水壓、聲學衰減和對比劑濃度如何)，其中聲學衰減和對比劑濃度僅僅導致其偏移：水平偏移反映傳送路徑上的衰減，垂直偏移反映接收路徑上的衰減。

當通過作為超聲掃描儀的功率電平的函數的次諧波電平來表達次諧波響應時，類似的考慮因素也適用。在這種情況下，次諧波響應可以通過相應的點序列被表示在圖示中(圖中未示出)，所述圖示在縱軸上繪制出次諧波電平并且在橫軸上繪制出功率電平(二者都以dB計)，其中每一個點表明在把超聲掃描儀設定到相應的功率電平時所記錄到的次諧波電平。與前面一樣，針對不同靜水壓的次諧波響應包括不重要的噪聲部分、與靜水壓具有強相關性的中心部分以及對靜水壓基本上不敏感的破壞性部分；任何次諧波響應的破壞性部分具有恒定的式樣(不管靜水壓、聲學衰減和對比劑濃度如何)，其中聲學衰減和對比劑濃度僅僅導致其(水平和垂直)偏移。

其結果是，可以在測量(次諧波)響應與參考(次諧波)響應之間進行比較。具體來說，正如在后面更加詳細地描述的那樣，測量響應表達作為被用來向身體部位(體內)施加超聲波的超聲掃描儀的功率電平的函數而測量的(測量)回波信號的次諧波電平，參考響應則表達作為聲壓或功率電平的函數而提供的(參考)回波信號的次諧波電平；舉例來說，參考響應可以是表達作為包括對比劑的體外校準結構中的聲壓和/或功率電平的函數而測量的(校準)回波信號的次諧波電平的校準響應，或者可以是表達(例如在不同的深度測量的)另一(測量)回波信號的次諧波電平的另一測量響應。

現在參照圖3-6，其中示出了根據本公開內容的一個實施例的解決方案的一個應用實例。

從圖3開始，可以被用來記錄校準/測量響應的超聲波由校準/測量激發(fā)信號405定義，其在圖中通過在縱軸上繪制幅度(以mV計)并且在橫軸上繪制時間(以μs計)來表示。校準/測量激發(fā)信號405包括具有相對較窄的頻帶(其例如具有1-10MHz的頻率，并且優(yōu)選的是2-6MHz)的音調突發(fā)脈沖的序列；通過在一定校準/測量范圍內(例如在20dB內，并且優(yōu)選的是在30dB內)隨著時間改變超聲掃描儀的功率電平對所得到的超聲脈沖的幅度進行調制。

為了確定校準響應，在體外把校準激發(fā)信號405施加到校準結構(圖中未示出)。所述校準結構是對比劑(例如在水中)的懸浮物；對比劑具有相對較低的濃度，從而避免任何顯著的聲學衰減(例如低于5dB/cm，并且優(yōu)選的是低于2dB/cm)。對于(由超聲掃描儀的相應功率電平定義的)校準激發(fā)信號405的每一個超聲脈沖，記錄作為響應接收到的校準回波信號的次諧波電平以及(例如通過水聽器測量的)施加到對比劑的實際聲壓。另一方面，為了確定測量響應，在體內把測量激發(fā)信號405施加到(利用對比劑灌流的)身體部位；對于(由超聲掃描儀的相應功率電平定義的)測量激發(fā)信號405的每一個超聲脈沖，記錄作為響應接收到的測量回波信號的次諧波電平。

移動到圖4，在本公開內容的一個實施例中，測量數據與參考數據的比較是基于對測量響應和參考響應進行擬合的相同模型函數的相應實例(其分別被稱作測量函數和參考函數，其中參考函數在對校準響應進行擬合時可以是校準函數，或者在對另一測量響應進行擬合時可以是另一測量函數)。通常來說，所述模型函數在對數標度上表達作為功率電平或聲壓的函數的次諧波電平(例如以dB計)。特別參照功率電平，利用相應的曲線410來表示所述模型函數(在把次諧波電平繪制在縱軸上并且把功率電平繪制在橫軸上的圖示中，二者都以dB來表達)。所述模型函數(也就是其曲線410)包括代表相應的次諧波響應的噪聲部分的噪聲節(jié)段410n、代表敏感部分的敏感節(jié)段410s以及代表破壞性部分的破壞性節(jié)段410d。所述模型函數可以總體上呈S形。具體來說，所述模型函數包括具有基本上恒定的第一值的(初始)第一恒定節(jié)段(其定義噪聲節(jié)段410n)。所述模型函數隨后包括具有高于第一值的基本上恒定的第二值的第二恒定節(jié)段，以及處于第一恒定節(jié)段與第二恒定節(jié)段之間的呈凹形的基本上單調遞增的第一遞增節(jié)段(其定義敏感節(jié)段410s)。最后，所述模型函數包括具有高于第二值的基本上恒定的第三值的(最終)第三恒定節(jié)段，以及處于第二恒定節(jié)段與第三恒定節(jié)段之間的呈凹形的基本上單調遞增的第二遞增節(jié)段(其定義破壞性節(jié)段410d)。更加正式地說，所述模型函數在第一/第二/第三恒定節(jié)段內具有基本上等于零的一階導數，并且在第一/第二遞增節(jié)段內具有顯著高于(或等于)零的一階導數(其中所述模型函數還可以在第一/第二遞增節(jié)段內具有負的二階導數)。

舉例來說，可以通過下面的表達式來定義所述模型函數：

$SH\left(PL\right)=10\·\log ({10}^{\left(\frac{\mathrm{\Γ}SH}{10}\right)}\·e^{\left(\frac{-{10}^{\left(\frac{Kd}{10}\right)}\·{10}^{\left(\frac{\mathrm{\Γ}PL}{20}\right)}}{PL-{10}^{\left(\frac{\mathrm{\Γ}PL}{20}\right)}}\right)}+\frac{e^{{10}^{\left(\frac{Ks}{20}\right)}}\·{10}^{\left(\frac{\mathrm{\Γ}SH-\mathrm{\Δ}SH}{10}\right)}}{e^{{10}^{\left(\frac{Ks}{20}\right)}}+e^{\left(\frac{{10}^{\left(\frac{Ks}{20}\right)}\·{10}^{\left(\frac{\mathrm{\Γ}PL-\mathrm{\Δ}PL}{20}\right)}}{PL}\right)}}+{10}^{\left(\frac{Kn}{10}\right)})$

具體來說，模型函數SH(PL)具有表示功率電平的自變量PL以及表示次諧波電平的因變量SH(二者都以dB計)。模型函數SH(PL)由定義其噪聲節(jié)段410n、敏感節(jié)段410s和破壞性節(jié)段410d的三項之和構成。在(表示破壞性節(jié)段410d的)第一項中，參數Kd是波形因數(以dB計)，參數ΓPL是破壞性節(jié)段410d的(遞減)垂直漸近線415的功率電平，并且參數ΓSH是破壞性節(jié)段410d的(遞增)水平漸近線420的次諧波電平(也就是說分別有和)。在(表示敏感節(jié)段410s的)第二項中，參數Ks是波形因數(以dB計)，參數ΔPL是參數ΓPL與使得次諧波電平比敏感節(jié)段410s的(遞增)水平漸近線425低3dB的功率電平之間的差(也就是說有)，并且參數ΔSH是水平漸近線420的功率電平(即參數ΓSH)與水平漸近線425的功率電平(即SHo)之間的差。在(表示噪聲節(jié)段410n的)第三項中，參數Kn表明測量噪聲(以dB計)。隨后通過使得最佳地擬合測量/參考響應的模型函數SH(PL)的參數Kd、ΓPL、ΓSH、Ks、ΔPL、ΔSH和Kn的相應值來定義每一個測量/參考函數。

類似的考慮適用于表達作為聲壓的函數的次諧波電平的模型函數；在這種情況下，可以像前面一樣定義模型函數SH(AP)，其具有表示聲壓的自變量AP，針對破壞性節(jié)段的垂直漸近線的聲壓的參數ΓAP，以及針對參數ΓAP與使得次諧波電平比敏感節(jié)段的水平漸近線低3dB的聲壓之間的差的參數ΔAP。

根據前述內容，任何測量/參考函數的破壞性節(jié)段(其對應于模型函數的破壞性節(jié)段410d)都具有恒定的形狀(而不管靜水壓、聲學衰減和對比劑濃度如何)；破壞性節(jié)段僅根據相應的聲學衰減和對比劑濃度(基本上嚴格地)發(fā)生偏移。因此，在本公開內容的一個實施例中，測量函數與參考函數的比較簡單地是基于其破壞性節(jié)段的特性點(其對于測量函數和參考函數分別被稱作測量點和參考點，其中參考點可以是針對校準函數的校準點或者針對另一測量函數的另一測量點)。每一個測量/參考點明確地標識相應的測量/參考函數的破壞性節(jié)段的位置。舉例來說，總體上參照模型函數SH(PL)的曲線410，可以對應于敏感節(jié)段410s與破壞性節(jié)段410d之間的交點來定義特性點。具體來說，可以通過破壞性節(jié)段410d的垂直漸近線415與水平漸近線420的交點來定義特性點(在圖中由十字形430標示)；所述特性點于是具有坐標(ΓPL,ΓSH)，其中參數ΓPL定義特性功率電平(類似的考慮在特性點具有坐標(ΓAP,ΓSH)時適用，其中參數ΓAP定義特性聲壓)。

移動到圖5，通過由(校準)曲線510c表示的校準函數(通過SHc(PL)標示)來擬合示例性校準響應(在圖中未示出)。替換地通過由(測量)曲線510m表示的測量函數(通過SHm(PL)標示)來擬合示例性測量響應(在圖中未示出)。通常來說，測量響應關于校準響應被衰減(這是由于處在超聲掃描儀的換能器與身體部位之間的解剖結構所導致的患者體內的衰減以及/或者由于對比劑的可能相對較高的濃度)。因此，曲線510m關于曲線510c被向右偏移(由于傳送路徑中的聲學衰減，現在需要更高的功率電平來獲得相同的次諧波電平)并且被向下偏移(由于接收路徑中的聲學衰減，從相同的功率電平獲得更低的次諧波電平)。

校準函數SHc(PL)具有由(校準)十字形530c表示的校準點(ΓPLc,ΓSHc)。校準點(ΓPLc,ΓSHc)標識特性功率電平ΓPLc(其被稱作校準功率電平)，其導致向在校準結構中測量的對比劑施加相應的特性聲壓ΓAPc(其被稱作校準聲壓)。測量函數SHm(PL)具有由(測量)十字形530m表示的測量點(ΓPLm,ΓSHm)。測量點(ΓPLm,ΓSHm)標識對于向身體部位施加相同的校準聲壓ΓPAc所需要的特性功率電平ΓPLm(其被稱作測量功率電平)，并且其由于發(fā)生在患者體內的聲學衰減(當以dB表達時等于Att＝ΓPLm-ΓPLc)而高于校準功率電平ΓPLc。

通過由(測量)曲線510m’表示的測量函數(通過SHm’(PL)標示)來擬合另一示例性測量響應(圖中未示出)。該測量響應關于先前的測量響應被衰減更多(這例如是因為中間有更多解剖結構以及/或者對比劑具有更高濃度)，因此曲線510m’與510m相比(關于曲線510c)被進一步向右和向下偏移。測量函數SHm’(PL)具有由(測量)十字形530m’表示的測量點(ΓPLm’,ΓSHm’)，其標識測量功率電平ΓPLm’。在這種情況下，由于患者體內的更高聲學衰減(當以dB表達時等于Att’＝ΓPLm’-ΓPLc，關于衰減Att增加了ΔAtt＝ΓPLm’-ΓPLm)，對于向身體部位施加相同的校準聲壓ΓPAc需要更高的測量功率電平ΓPLm’。

移動到圖6，在超聲掃描儀的初始化階段期間，可以確定相關的校準功率電平ΓPLc和校準聲壓ΓAPc(例如ΓPLc＝23dB并且ΓAPc＝200kPa)；對于特定的環(huán)境條件(例如超聲掃描儀的設定和對比劑的類型)只需要一次該操作。

從(利用對比劑灌流的)身體部位記錄測量響應605。通過由相應的(測量)曲線610m表示的測量函數來擬合測量響應605。測量函數具有由(測量)十字形630m表示的測量點，其標識相應的測量功率電平ΓPLm(例如ΓPLm＝25dB)。

測量功率電平ΓPLm和校準聲壓ΓAPc(與聲壓和被施加到對比劑的超聲波的功率之間的已知二次關系相組合，并且與超聲掃描儀的傳送功率和功率電平(在所討論的實例中以dB計)之間的已知關系相組合)可以被用來對于超聲掃描儀的任何功率電平估計被實際施加到身體部位的聲壓，或者反之被用來估計對于向身體部位實際施加任何聲壓所需要的超聲掃描儀的功率電平。具體來說，當將要向身體部位施加目標聲壓APt時，超聲掃描儀被設定到通過下式給出的目標功率電平PLt：

$PLt=\mathrm{\Γ}PLm+20\·log\left(\frac{APt}{\mathrm{\Γ}APc}\right)$

舉例來說，在這種情況下，可以通過把超聲掃描儀設定到以下目標功率電平來向身體部位施加目標聲壓APt＝250kPa：

$PLt=25+20\·log\left(\frac{250}{200}\right)=26.94dB$

根據本公開內容的一個實施例的前面描述的技術允許以高準確度在原位確定所施加的實際聲壓；按照非侵入性的遠程方式，即使在體內條件下也可以實現這一結果。

如此獲得的關于施加到身體部位的聲壓的估計可以被使用在治療應用中，以便控制超聲掃描儀向對比劑顆粒施加任何所期望的聲壓。具體來說，當需要對比劑顆粒的穩(wěn)定并且可逆的振蕩時(例如在超聲溶栓中)，這樣會顯著提高治療應用(例如細胞溶解)的效率，并且與此同時避免或者至少大大限制由于過度暴露于超聲波而導致的任何不合期望的副作用。

測量功率電平ΓPLm和校準功率電平ΓPLc可以替換地被用來估計從換能器到身體部位發(fā)生在患者體內的聲學衰減(后文中稱作總聲學衰減)。具體來說，簡單地通過測量功率電平ΓPLm與校準功率電平ΓPLc之間的差給出總聲學衰減Att(也就是說Att＝ΓPLm-ΓPLc)。舉例來說，在本例中，總聲學衰減等于Att＝25-23＝2dB。

附加地或替換地，還有可能記錄來自仍然利用對比劑灌流的另一身體部位的另一測量響應(例如處于相同器官的不同深度)，并且通過具有標識另一測量功率電平ΓPLm’(例如在患者體內更深1cm的一點處，ΓPLm’＝25.3dB)的另一測量點(圖中未示出)的另一測量函數對其進行擬合。

這兩個測量功率電平ΓPLm和ΓPLm’可以如前所述地被用來估計在相應的身體部位之間發(fā)生在患者體內的聲學衰減(后文中稱作部分聲學衰減)。具體來說，簡單地通過測量功率電平ΓPLm與ΓPLm’之間的差給出部分聲學衰減ΔAtt(也就是說ΔAtt＝ΓPLm-ΓPLm’)。舉例來說，在本例中，所討論的器官的1cm的部分聲學衰減等于ΔAtt＝25.3-25＝0.3dB。

根據本公開內容的一個實施例的前面描述的技術允許以高準確度在原位確定所發(fā)生的實際(總的/部分)聲學衰減；按照非侵入性的遠程方式，即使在體內條件下也可以實現這一結果。

如此獲得的關于發(fā)生在患者體內的聲學衰減的估計可以被使用在診斷應用中(例如根據其聲學衰減來對身體部位進行表征)。

現在參照圖7，其中示出了根據本公開內容的另一實施例的解決方案的一個應用實例。

在本例中，通過在基本上對應于測量響應的破壞性部分的有限測量范圍內隨著時間改變超聲掃描儀的功率電平而生成(被用來記錄測量響應的)測量激發(fā)信號；為此目的，僅僅在相應的閾值以上(例如20dB以上并且優(yōu)選地是23dB以上)隨著時間改變超聲掃描儀的功率電平。響應于該測量激發(fā)信號記錄測量響應705(基本上被限制到其破壞性部分)。通過由相應的(測量)曲線710m表示的測量函數(基本上被限制到其破壞性節(jié)段)對測量響應705進行擬合，所述曲線710m具有由(測量)十字形730m表示的測量點。但是在本例中，測量函數是簡化的模型函數的一個實例。舉例來說，所述模型函數可以包括僅定義噪聲節(jié)段和破壞性節(jié)段的項，正如下面的表達式所定義的那樣：

$SH\left(PL\right)=10\·log({10}^{\left(\frac{\mathrm{\Γ}SH}{10}\right)}\·e^{\left(\frac{-{10}^{\left(\frac{Kd}{10}\right)}\·{10}^{\left(\frac{\mathrm{\Γ}PL}{20}\right)}}{PL-{10}^{\left(\frac{\mathrm{\Γ}PL}{20}\right)}}\right)}+{10}^{\left(\frac{Kn}{10}\right)})$

這樣就降低了擬合的計算復雜度；此外即使對于超聲掃描儀的有限動態(tài)范圍也允許應用相同的技術。在任何情況下，通過簡化的模型函數所涉及的準確度損失都不重要，這是因為對于測量響應與參考響應的比較總是考慮到測量響應的最重要的部分(也就是破壞性部分)。

現在參照圖8，其中示出了表示可以被用來實施根據本公開內容的一個實施例的解決方案的主要組件的角色的協(xié)作圖。這些(軟件和/或硬件)組件作為一個整體由附圖標記800標示。具體來說，軟件組件(程序和數據)通常被存儲在大容量存儲器中，并且在程序運行時連同操作系統(tǒng)和其他應用程序(圖中未示出)一起(至少部分地)被加載到超聲掃描儀的工作存儲器中。所述程序最初例如從可移除存儲單元或者從網絡被安裝到大容量存儲器中。在這方面，每一個軟件組件可以代表代碼模塊、節(jié)段或部分，其包括用于實施所規(guī)定的邏輯功能的一條或多條可執(zhí)行指令。具體來說，該圖同時描述了組件800的靜態(tài)結構及其動態(tài)行為(通過一系列所交換的消息，每一條消息代表相應的動作并且通過前面帶有符號“A”的序列號標示)。

TX/RX控制器803控制換能器。舉例來說，TX/RX控制器803包括具有傳送波束成形器和脈沖器的TX控制器，以用于在每一個采集時刻生成超聲波。TX/RX控制器803還包括用于在每一個采集時刻(對于所選掃描平面內的相應位置)接收相應的(模擬RF)回波信號的RX處理器。RX處理器預先放大模擬RF回波信號并且應用初步時間-增益補償(TGC)；隨后通過模擬到數字轉換器(ADC)把模擬RF回波信號轉換成數字值，并且通過接收波束成形器將其組合成聚焦波束信號。優(yōu)選地通過另外的數字算法以及其他線性或非線性信號調節(jié)器(例如后波束成形TGC)處理如此獲得的數字RF回波信號。TX/RX控制器803還包括視頻轉換器，其把數字RF回波信號解調、對數壓縮以及掃描轉換成視頻格式，從而生成針對每一個采集時刻的解剖圖像(包括基于相應位置的回波信號的像素值的矩陣)。

每當必須使用新的對比劑、改變超聲掃描儀的設定(例如其頻率)或者替換影響其操作的超聲掃描儀的任何部件(例如換能器)時，對超聲掃描儀進行初始化(在使用校準響應的情況下)。在此階段中，超聲掃描儀的操作員準備用于對比劑的校準結構，并且把水聽器806(其與校準結構相關聯)連接到超聲掃描儀。操作員隨后把換能器放置成與校準結構接觸，并且輸入初始化命令。作為響應，調制器809驅動TX/RX控制器803向校準結構的每一個位置施加校準激發(fā)信號(動作“A1、施加”)。對于每一個位置響應于校準激發(fā)信號而接收到的(數字RF)校準回波信號被傳遞到記錄器812，所述記錄器812圍繞(校準激發(fā)信號的)超聲波的基頻的一半對其進行帶通濾波，從而獲得相應的次諧波分量。在一個實施例中，校準激發(fā)信號包括具有相反符號的兩個超聲脈沖突發(fā)，所述兩個突發(fā)的每一對脈沖被快速地相繼傳送；在這種情況下，兩個相應的校準回波信號被接收并且求和(在帶通濾波之前)。因此，在從兩個突發(fā)的每一對脈沖得到的兩個校準回波信號的求和中，(由于組織所導致的)其線性分量抵消，(由于對相等幅度的正、負聲壓作出不同響應的對比劑所導致的)其非線性分量則增大。這樣就大大減少了可能會污染次諧波響應(并且無法通過簡單的帶通濾波被抑制)的任何線性分量，從而改進了響應噪聲比并且從而改進了技術的靈敏度。對于每一個采集時刻，記錄器812計算所有位置的次諧波分量的功率的平均值(從而定義用于超聲掃描儀的相應功率電平的回波信號的次諧波電平)。記錄器812隨后保存針對每一個采集時刻的記錄，從而把相應的功率電平和次諧波電平存儲到校準響應表815中(動作“A2、記錄”)。與此同時，水聽器806測量在每一個采集時刻施加到對比劑的聲壓，所述聲壓被添加到校準響應表815的相應記錄(動作“A3、測量”)。通過這種方式，校準響應表815的每一條記錄代表校準響應的一點，其由相應的成對聲壓/次諧波電平(用于估計聲壓)和/或功率電平/次諧波電平(用于估計聲學衰減)定義。擬合器818訪問校準響應表815。擬合器818通過模型函數的一個實例對其校準響應的各點進行擬合(例如通過應用眾所周知的誤差最小化算法)，從而獲得相應的校準函數。擬合器818把定義校準函數的參數(即Kd、ΓAP/ΓPL、ΓSH、Kn并且可能還有Ks、ΔAP/ΔPL、ΔSH)的值保存到校準函數表821中(動作“A4、擬合”)。提取器824訪問校準函數表821和校準響應表815以便提取校準聲壓ΓAPc和/或校準功率電平ΓPLc(分別由來自校準函數表821或者來自校準響應表815的相應記錄中的校準函數的參數ΓPL或ΓAP的值定義)；提取器824把定義校準點的這兩個值的其中之一或全部二者保存到校準點變量827中(動作“A5、提取”)。應當提到的是，可以在任何地方(例如在實驗室中)實施前面描述的操作，并且在掃描儀的實際操作期間不需要相應的組件。

在任何治療/分析處理的開頭，操作員致動換能器并且圍繞將被治療/分析的身體部位移動換能器(在施予任何對比劑之前)，并且輸入選擇命令。作為響應，TX/RX控制器803(以相對較低的功率電平)向身體部位施加超聲波，并且實時生成相應的解剖圖像序列；解剖圖像被提供到顯示器830，其控制超聲掃描儀的監(jiān)視器以導致其顯示；操作員選擇代表身體部位(并且可能是在任意選擇的解剖圖像中選擇的感興趣區(qū)段)的特定切片的掃描平面，其中包括將被治療的已知病變或者將被分析的懷疑病變(動作“A6、選擇”)。操作員現在向患者施予對比劑，并且隨后輸入治療命令或分析命令。在治療命令的情況下，操作員還輸入將要施加到身體部位的目標聲壓APt。在分析命令的情況下，操作員還選擇她/他希望估計總的聲學衰減(從換能器到操作員在該掃描平面內選擇的給定深度)還是部分聲學衰減(同樣是由操作員選擇的該掃描平面內的兩個深度之間)。作為響應，調制器809驅動TX/RX控制器803向身體部位的每一個位置施加測量激發(fā)信號，與前面一樣，該測量激發(fā)信號可以包括具有相反符號的兩個超聲脈沖突發(fā)(動作“A7、施加”)。響應于測量激發(fā)信號而接收到的(數字RF)(測量)回波信號被傳遞到記錄器812，所述記錄器812如前生成相應的測量響應；記錄器812隨后把測量響應的表示保存到測量響應表833中，所述測量響應表833包括存儲超聲掃描儀的相應功率電平和回波信號的次諧波電平的針對每一個采集時刻的記錄(動作“A8、記錄”)。擬合器818訪問測量響應表833，并且與前面一樣計算相應的測量函數；擬合器818把定義測量函數的參數(即Kd、ΓPL、ΓSH、Kn并且可能還有Ks、ΔPL、ΔSH)的值保存到測量函數表836中(動作“A9、擬合”)。提取器824訪問測量函數表836以便提取測量功率電平ΓPLm(由測量函數的參數ΓPL的值定義)，并且把定義測量點的該值保存到測量點變量839中(動作“A10、提取”)。在估計部分聲學衰減的情況下，重復相同的操作(動作A8-A10)以把(針對不同深度的)另外的測量功率電平ΓPLm’保存到相同的測量點變量839中(除了測量功率電平ΓPLm之外)。

計算器842訪問校準點變量827和測量點變量839(以便分別提取定義校準點和測量點的所需參數)，并且其計算用于特定治療/診斷應用的感興趣信息。

具體來說，在治療命令的情況下，計算器842取回測量功率電平ΓPLm(從測量點變量839)和校準聲壓APc(從校準點變量827)，并且計算對應于目標聲壓APt(先前由操作員輸入)的目標功率電平PLt。計算器842把目標功率電平PLt保存到目標功率變量845中(動作“A11、計算”)。隨后把目標功率電平PLt從目標功率變量845傳遞到TX/RX控制器803，以使其在目標功率電平PLt下向身體部位施加超聲波(“A12、施加”)。

或者，在基于總聲學衰減的分析命令的情況下，計算器842取回測量功率電平ΓPLm(從測量點變量839)和校準功率電平ΓPLc(從校準點變量827)，并且計算相應的總聲學衰減Att。計算器842把總聲學衰減Att保存到衰減變量848中(動作“A13、計算”)。同樣地，在基于部分聲學衰減的分析命令的情況下，計算器842取回兩個測量功率電平ΓPLm和ΓPLm’(從測量點變量839)，并且計算相應的部分聲學衰減ΔAtt。計算器842把部分聲學衰減ΔAtt保存到相同的衰減變量848中(動作“A14、計算”)。

隨后把(總的/部分)聲學衰減Att/ΔAtt從衰減變量848傳遞到控制超聲掃描儀的監(jiān)視器的顯示器830以對其進行顯示(動作“A15、顯示”)。舉例來說，該信息可以被用來表征身體部位(也就是檢測病變及其類型)。

現在參照圖9-圖13，其中示出了與根據本公開內容的一個實施例的解決方案的體外應用有關的實驗結果的不同實例。

為此目的，使用了尺寸為37cm x 57cm x 22cm的水箱；所述水箱填充有包括BR38磷脂微氣泡的對比劑在水中的懸浮液。所述水箱在其內部提供有定制測量單元和換能器固定架(用于包括傳送器和接收器的換能器)。測量單元的空腔具有80mm直徑和20mm深度，并且具有130mL的體積。測量單元內部的小型攪拌器允許對比劑懸浮液的混合。傳送器是Panametrics 5MHz換能器，其具有1英寸直徑，聚焦在3英寸處，型號為V307，序列號為265437(Olympus NDT，Waltham，MA)；接收器為Vermon M3W1001，其中心為3MHz，具有1英寸直徑，聚焦在3英寸處(Vermon SA，Tours，France)。換能器被放置成關于其縱軸成90°，全部兩個換能器在脈沖-回波模式下共焦對準在一個小珠(bead)上。超聲波由波形生成器Lecroy ArbStudio(Teledyne LeCroy，Chestnut Ridge，紐約)提供，并且通過55dB的RF功率放大器ENI型號3200L(ENI，Rochester，紐約)被放大，其在輸入處具有470Ω的串聯電阻并且充當-15dB衰減器。相應的回波信號通過Accutron+40dB RF放大器被放大，并且利用Yokogawa示波器型號DL1740(日本東京的Yokogawa Electric Corporation)被記錄。連接到壓縮空氣網絡并且由來自波形生成器的電氣設定點控制的比例閥(T2000，Marsh Bellofram，Newell，WV)被用來按照可編程的方式對測量單元加壓。醫(yī)用壓力探頭COBE 041-500-503(COBE，Lakewood，CO)和定制轉換器/傳送器設備被用來監(jiān)測以及向示波器傳送靜水壓信號。定制的Labview應用(National Instrument，Austin，TX)控制波形生成器和示波器。

在不同的實驗條件下收集實驗結果。每一項實驗條件的實驗結果是通過測量針對一實驗參數的不同值的次諧波響應而獲得的(其中對于相同實驗參數的每一個值的次諧波響應的測量被重復5次)；通過前面提到的模型函數的相應實例對次諧波響應進行擬合，以便獲得相應的特性點的特性聲壓ΓAP。在圖示中示出了每一項實驗條件的實驗結果，所述圖示在縱軸上繪制出特性聲壓ΓAP并且在橫軸上繪制出相應的實驗參數的值(其中誤差條線表明針對實驗參數的每一個值的特性聲壓ΓAP的標準偏差)。

從圖9開始，實驗結果涉及來自5個不同小瓶的相同類型的對比劑(由于其固有的發(fā)散，對比劑的屬性存在一些差異，比如其顆粒的尺寸分布)。

移動到圖10，實驗結果涉及不同的靜水壓，即3mmHg和120mmHg(其涵蓋在人體內觀察到的系統(tǒng)性壓力的典型范圍)。

可以看到，對于不同的對比劑屬性和靜水壓，在特性聲壓ΓAP方面沒有顯著的差異。這表明了根據本公開內容的技術關于對比劑屬性的任何發(fā)散以及患者體內的實際靜水壓的良好獨立性。因此，所述技術是高度可再現的、精確的并且是魯棒的。

移動到圖11，實驗結果涉及對比劑的不同濃度，也就是其標準值(0.3·10⁶μm³/mL)、標準值的一半(0.15·10⁶μm³/mL)以及標準值的兩倍(0.6·10⁶μm³/mL)?？梢钥吹?，特性聲壓ΓAP隨著對比劑的濃度增大(這是因為其充當聲學衰減器，其效果隨著對比劑的濃度增大)。

移動到圖12，現在圖示中示出了相同的實驗結果，所述圖示在縱軸上繪制出(相對)聲學衰減(關于對比劑的標準濃度的特性聲壓ΓAP以dB計)，并且在橫軸上繪制出對比劑的濃度(誤差條線表明針對對比劑濃度的每一個值的聲學衰減的標準偏差)?？梢钥吹剑晫W衰減(以dB計)與對比劑的濃度成比例；具體來說，這些實驗結果的線性最佳擬合具有R²＝0.9996的決定系數。這證實了根據本公開內容的技術與理論的非常良好的匹配。

通過在傳送路徑中沒有任何聲學衰減器的情況下(如前面所表明的那樣)以及隨后在插入充當聲學衰減器的兩個襯墊(其被稱作襯墊P1和襯墊P2)之后測量次諧波響應收集了另外的實驗結果；具體來說，襯墊P1由PD442/1.6-二異氰酸己烷90.4/9.6％(質量)、50％己二酸二(2-乙基己)酯制成，其厚度為9.5mm并且直徑為38mm，襯墊P2則由PD443/1.6-二異氰酸己烷90.5/9.5％(質量)、40％己二酸二(2-乙基己)酯制成，其厚度為16mm并且直徑為38mm。通過前面提到的模型函數的相應實例對次諧波響應進行了擬合，以便獲得相應特性點的特性聲壓ΓAP。

參照圖13，在圖示中示出了沒有任何聲學衰減器的次諧波響應(由附圖標記1305標示)和具有襯墊P2的次諧波響應(由附圖標記1305p標示)，所述圖示在縱軸上繪制出次諧波電平(以dB計)并且在橫軸上繪制出聲壓(在對數標度上以kPa計)。可以看到，次諧波響應1305p的破壞性部分向右偏移(由于傳送路徑中的增加的聲學衰減)，但是關于次諧波響應1305的式樣沒有任何顯著的失真(類似的考慮適用于具有襯墊P1的次諧波響應，圖中未示出)。這證實了次諧波響應具有基本上恒定的式樣而不管聲學衰減如何。

被計算成相應的特性聲壓ΓAP與沒有任何衰減器的特性聲壓ΓAP之間的比值(以dB計)的每一個襯墊P1和P2的聲學衰減分別是Att1＝2.42dB和Att2＝5.69dB。通過標準替代方法使用水聽器測量的每一個襯墊P1和P2的實際聲學衰減是Att1’＝2.52dB和Att2’＝6.04dB。這證實了根據本公開內容的技術的準確度。

很自然的是，為了滿足局部的具體要求，本領域技術人員可以對本公開內容應用許多邏輯和/或物理修改和改動。更具體來說，雖然參照其一個或多個實施例以一定程度的特定性描述了本公開內容，但是應當理解的是，形式和細節(jié)方面的各種省略、替換和改變以及其他實施例都是可能的。具體來說，可以在沒有為了提供對于本公開內容的更加透徹的理解而在前面的描述中闡述的具體細節(jié)(比如數字值)的情況下實踐本公開內容的不同實施例；相反，為了避免以不必要的特定性模糊其描述，可能省略或簡化了眾所周知的特征。此外，作為一般性的設計選擇，結合本公開內容的任何實施例描述的特定單元和/或方法步驟都明確意圖可以被合并在任何其他實施例中。在任何情況下，序數或其他限定詞僅僅被用作標簽以便區(qū)分具有相同名稱的單元，其本身并不表示任何優(yōu)先級、先后次序或順序。此外，術語“包括”、“具有”、“包含”和“涉及”(及其任何形式)應當意圖具有開放性、非窮舉性的含義(也就是說不限于所引述的項目)，術語“基于”、“取決于”、“根據”、“…的函數”(及其任何形式)應當意圖作為非排他性關系(也就是說可能涉及另外的變量)，術語“一個/一項”應當意圖作為一個或多個項目(除非明確地另有所指)，并且術語“用于…的裝置”(或者任何裝置加功能表述)應當意圖作為適合于實施相關功能的任何實體或結構。

舉例來說，一個實施例提供了一種用于超聲掃描儀的方法。所述方法包括以下步驟。利用超聲掃描儀的換能器向患者的某一身體部位(其包括在實施所述方法之前向患者預先施予的對比劑)施加測量激發(fā)信號(其包括通過在一定測量范圍內改變超聲掃描儀的功率電平而生成的超聲波)。記錄測量響應(其包括響應于測量激發(fā)信號而接收到的測量回波信號的非基頻分量的電平)。根據(基于測量響應的)測量數據與(基于參考響應的)參考數據之間的比較來確定估計值。所述確定估計值的步驟包括以下操作當中的一項或多項。當參考響應是表達作為包括對比劑的體外校準結構中的聲壓電平的函數的校準回波信號的所述非基頻分量的電平的校準響應時，估計(對于向所述身體部位施加所選擇的目標聲壓電平所需要的)目標功率電平以及/或者(在設定了所選擇的另一目標功率電平時施加到所述身體部位的)另一目標聲壓電平。附加地或替換地，當參考響應是表達作為所述體外校準結構中的功率電平的函數的校準回波信號的所述非基頻分量的電平的另一校準響應時，估計(在換能器與所述身體部位之間發(fā)生在患者體內的)總的聲學衰減。附加地或替換地，當參考響應是表達作為另一身體部位中的功率電平的函數的另一測量回波信號的所述非基頻分量的電平的另一測量響應時，估計(在患者的所述身體部位與所述另一身體部位之間發(fā)生在患者體內的)部分聲學衰減。

但是所述方法可以用于任何超聲掃描儀(參見下文)。所述方法可以被應用于任何身體部位，其應用層級可以是整個身體部位、身體部位的某一感興趣區(qū)段或者單獨被應用于身體部位的任何位置或者(2D或3D)位置群組。所述身體部位可以包括任何對比劑(例如特定于目標的類型)?？梢酝ㄟ^任何方式來施加測量激發(fā)信號(例如通過任何形狀和長度的超聲波，由任意數目的一個或多個突發(fā)構成，每一個突發(fā)具有恒定的或者遞增/遞減的任何頻率或者具有不同頻率的混合)。可以通過任何方式來定義超聲掃描儀的功率電平(例如通過漸變標度的指數，通過傳送功率或傳送電壓的實際值，或者甚至通過由超聲掃描儀生成的超聲波的聲壓的實際值)。此外，可以在任何非零范圍內通過任何方式來改變測量激發(fā)信號的功率電平(例如通過遞增/遞減斜坡)。可以通過任何方式來記錄測量響應(例如通過對回波信號進行切趾(apodizing)并且特別是利用任何種類的函數進行加窗/錐化，比如利用矩形、余弦或Hanning類型的函數)?？梢酝ㄟ^任何方式來定義任何非基頻分量(參見下文)的電平(例如通過回波信號的功率或幅度)。參考響應可以是任何類型，測量數據和參考數據可以是通過任何方式分別基于測量響應和參考響應，并且可以根據二者之間的任何比較來確定所述估計值(參見下文)。具體來說，參考響應可以被定義成僅作為聲壓電平的函數(通過任何方式來定義，例如通過其在任何非零范圍內的能量來定義)，僅作為功率電平的函數(在任何非零范圍內定義，甚至不同于測量范圍，并且通過任何方式對應于聲壓電平，甚至是未知的方式)，或者作為全部二者的函數。所述校準結構和另一身體部位可以是任何類型(參見下文)。

在一個實施例中，所述確定估計值的步驟包括：還根據超聲掃描儀的功率電平與聲壓電平之間的預定義關系來估計目標功率電平和/或另一目標聲壓電平。

但是可以通過任何方式來估計目標功率電平和/或另一目標聲壓電平(參見下文)。

在一個實施例中，所述方法還包括以下步驟。利用換能器向校準結構施加校準激發(fā)信號(其包括通過在一定校準范圍內改變超聲掃描儀的功率電平而生成的超聲波)。記錄(響應于校準激發(fā)信號而接收到的)校準回波信號的所述非基頻分量的電平。

但是可以使用任何(體外)校準結構(例如具有已知的反射器)。正如對于測量響應是有效的，類似的考慮對于校準激發(fā)信號的施加以及對于校準響應的記錄(并且可能對于校準函數和校準點的確定)也是有效的。無論如何，不排除通過其他方式提供校準數據的可能性；例如有可能對于一系列不同的操作條件(比如超聲掃描儀的設定和/或對比劑的類型)確定校準數據(在實驗室中確定或者甚至通過分析法確定)，并且隨后將該信息加載到超聲掃描儀中。在任何情況下，當僅使用所述另一測量響應時還可以省略校準響應。

在一個實施例中，所述方法還包括：測量通過校準激發(fā)信號施加到校準結構中的對比劑的聲壓電平。

但是可以僅測量聲壓電平、僅測量功率電平或者測量全部二者。

在一個實施例中，校準結構中的對比劑的濃度低于提供校準激發(fā)信號和校準回波信號的基本上零衰減的閾值。

但是當衰減低于最小值(例如0.1-1％)時，可以將其視為零。在任何情況下，還可以對于對比劑的不同濃度(以及在衰減條件下)記錄校準響應。

在一個實施例中，所述方法還包括以下步驟。利用換能器向另一身體部位施加另一測量激發(fā)信號。記錄(響應于另一測量激發(fā)信號而接收到的)另一測量回波信號的所述非基頻分量的電平。

但是正如對于測量響應是有效的，類似的考慮對于另一測量激發(fā)信號的施加以及對于另一測量響應的記錄(并且可能對于另一測量函數和另一測量點的確定)也是有效的。此外，可以在任何時間(與所述測量響應同時或分開)從任何數目和類型的另外的身體部位(例如在相同器官或者甚至不同器官中的任何深度處)記錄另一測量響應。在任何情況下，當僅使用校準響應時還可以省略所述另一測量響應。

在一個實施例中，所述確定估計值的步驟包括：通過測量函數來擬合測量響應，以及根據測量函數與擬合參考響應的參考函數之間的比較來確定估計值。

但是可以利用任何已知的曲線擬合算法(例如基于最小二乘法、力矩或者最大似然性技術)通過測量函數來擬合測量響應。測量函數可以是任何類型(例如S形或累積對數正態(tài)函數)，甚至是事前未知的。可以通過任何方式來組合測量函數和參考函數(參見下文)。在任何情況下，原則上不排除把測量響應直接與參考函數或參考響應進行比較(甚至無需計算任何測量函數)的可能性(例如根據測量響應和參考響應的破壞性部分之間的差的平均值)。

在一個實施例中，測量函數和參考函數是總體上呈S形的模型函數的實例；模型函數包括具有基本上恒定的最終值的最終恒定節(jié)段、具有基本上恒定的另一值的另一恒定節(jié)段以及處于所述另一恒定節(jié)段與最終恒定節(jié)段之間的遞增節(jié)段，其中模型函數從所述另一恒定值到最終恒定值基本上單調地增大。

但是模型函數的每一個節(jié)段可以具有任何非零長度。(最終/另一)恒定節(jié)段可以具有任何恒定值，當其改變低于預定義閾值(例如0.1-1％)時，所述值可以被認為是基本上恒定的；此外，遞增節(jié)段可以是任何類型(例如嚴格遞增或弱遞增，其中具有任何數目和類型的凹處)。在任何情況下，不排除使用具有不同形狀的模型函數。

在一個實施例中，模型函數還包括具有基本上恒定的初始值的初始恒定節(jié)段以及處于初始恒定節(jié)段與所述另一恒定節(jié)段之間的另一遞增節(jié)段，其中模型函數從初始恒定值到所述另一恒定值基本上單調地增大。

但是與前面類似的考慮也適用于初始恒定節(jié)段和所述另一遞增節(jié)段。在任何情況下，模型函數可以包括不同的、附加的或者替換的節(jié)段。

更一般來說，模型函數可以涉及測量/參考響應的任何其他部分(至少包括其破壞性部分或者例如高于過渡功率電平的一大部分)；舉例來說，模型函數的范圍可以是從前面所表明的所有節(jié)段到僅有遞增節(jié)段。

在一個實施例中，所述確定估計值的步驟包括：確定表征測量函數的遞增節(jié)段的測量點，以及根據測量點與表征參考函數的遞增節(jié)段的參考點之間的比較來確定估計值。

但是可以通過任何方式來確定測量點(參見下文)；此外，可以僅通過參考聲壓電平、僅通過參考功率電平或者通過全部二者來定義參考點?？梢酝ㄟ^任何方式來比較測量點與參考點(參見下文)。在任何情況下，原則上不排除把測量點與參考函數進行比較或者把測量函數直接與參考函數進行比較(甚至無需確定任何測量點)的可能性(例如根據測量函數和參考函數的遞增節(jié)段之間的差的平均值)。

在一個實施例中，所述確定估計值的步驟包括：確定對應于所述另一恒定節(jié)段與測量函數的遞增節(jié)段之間的交點的測量點，以及根據測量點與參考點之間的比較來確定估計值，所述參考點對應于所述另一恒定節(jié)段與參考函數的遞增節(jié)段之間的交點。

但是可以通過任何其他方式來定義測量/參考點，甚至獨立于所述另一恒定節(jié)段與遞增節(jié)段之間的交點來定義(例如作為其中遞增節(jié)段的一階導數具有預定義值(比如1)的點)。

在一個實施例中，所述確定估計值的步驟包括：確定對應于遞增節(jié)段的遞減垂直漸近線的測量點，以及根據測量點與對應于參考函數的遞增節(jié)段的遞減垂直漸近線的參考點之間的比較來確定估計值。

但是可以通過任何其他方式根據所述另一恒定節(jié)段與遞增節(jié)段之間的交點來確定測量/參考點(例如所述兩個節(jié)段在該處實際相交)。

在一個實施例中，所述參考點是(表征擬合校準響應的校準函數的遞增節(jié)段的)校準點；所述估計目標功率電平和/或另一目標聲壓電平的步驟包括：通過把超聲掃描儀的功率電平與聲壓電平之間的預定義關系應用到(由測量點標識的)測量功率電平以及(由校準點標識的)校準聲壓電平來估計目標功率電平和/或另一目標聲壓電平。

但是可以利用任何其他公式來計算目標功率電平和/或另一目標聲壓電平(根據超聲掃描儀的任何關系，其或者是通過分析法獲知的或者是通過實驗確定的)。

在一個實施例中，所述參考點是表征擬合所述另一校準響應的另一校準函數的遞增節(jié)段的另一校準點；所述估計總的聲學衰減的步驟包括：根據(由測量點標識的)測量功率電平與(由所述另一校準點標識的)校準功率電平之間的比較來估計總的聲學衰減。

但是可以根據測量功率電平與校準功率電平之間的任何比較(例如其差、比值，甚至不是是對數標度中)來計算總的聲學衰減，并且可以通過任何方式來對其進行表達(例如通過絕對形式來表達以表明聲壓的實際損失)。

在一個實施例中，所述參考點是表征擬合所述另一測量響應的另一測量函數的遞增節(jié)段的另一測量點；所述估計部分聲學衰減的步驟包括：根據(由所述測量點標識的)測量功率電平與(由所述另一測量點標識的)另一測量功率電平之間的比較來估計部分聲學衰減。

但是與前面一樣，可以根據兩個測量功率電平之間的任何比較來計算部分聲學衰減，并且可以通過任何方式對其進行表達。

在一個實施例中，所述身體部位和另一身體部位處于患者體內的距離其皮膚的不同深度。

但是兩個身體部位可以處于任何不同的深度；在任何情況下，不排除估計(設置處于相同深度的)不同器官之間的部分聲學衰減。

在一個實施例中，所述非基頻分量是回波信號的次諧波分量。

但是不排除使用不同的、替換的或附加的非基頻分量(或者其任意組合)；舉例來說，不排除使用更高諧波分量(比如2階或3階諧波)或者超諧波分量(比如具有等于1.5或2.5倍基頻的頻率)。

在一個實施例中，所述次諧波分量等于回波信號的1/2基頻。

但是不排除使用任何不同的、替換的或附加的次諧波分量(例如等于1/3或1/4基頻)(或者其任意組合)。

在一個實施例中，所述施加測量激發(fā)信號的步驟包括：施加第一測量激發(fā)信號以及與第一測量激發(fā)信號相反的第二測量激發(fā)信號；所述記錄測量響應的步驟包括：記錄響應于第一測量激發(fā)信號的第一測量響應以及響應于第二測量激發(fā)信號的第二測量響應，以及獲得根據第一測量響應和第二測量響應的組合的測量響應。

但是可以利用任何多脈沖激發(fā)技術來獲得測量響應。具體來說，測量激發(fā)信號可以是任何類型(例如具有不同的幅度)，并且可以通過任何方式來施加(例如相繼或交織施加)；此外，可以通過任何方式來組合相應的測量響應(例如通過將其直接或者利用相應的權重相加或相減)。在任何情況下，不排除基于單脈沖激發(fā)技術(也就是利用由單個超聲脈沖突發(fā)構成的測量激發(fā)信號)的基本實現方式。

在一個實施例中，所述方法還包括：根據目標功率電平來控制超聲掃描儀。

但是在一種簡化的實現方式中，可以簡單地向操作員顯示目標功率電平，操作員通過人工方式相應地設定超聲掃描儀。

通常來說，如果利用等效方法實施相同的解決方案(通過使用具有其更多步驟或部分的功能相同的類似步驟，去除一些非必要的步驟，或者添加另外的可選步驟)，則類似的考慮是適用的；此外，可以(至少部分地)按照不同順序、同時地或者按照交織方式來實施各個步驟。

在任何情況下，應當強調的是，前面描述的方法是一種數據處理(或計算)方法，其可以獨立于與患者(并且特別是與在實施所述方法之前預先施予患者的對比劑)的任何交互來實施。此外，還可以通過非侵入方式向患者施予對比劑(例如口服以便對腸胃道進行成像，或者通過噴霧器施予到氣道中)，或者在任何情況下沒有將需要專業(yè)醫(yī)學專門知識或者對于患者導致任何健康風險的任何實質物理干預(例如在肌肉內發(fā)生)。在任何情況下，雖然所提出的方法可以促進醫(yī)師的工作，但是其通常僅提供可以幫助他/她在治療應用中控制對于身體部位的治療以及/或者在診斷應用中分析身體部位的中間結果(盡管針對出于治療目的的治療和/或出于治愈目的的診斷的決定在嚴格意義上總是由醫(yī)師自己作出的)。

另一實施例提供一種計算機程序，當所述計算機程序在計算系統(tǒng)上執(zhí)行時被配置成使得所述計算系統(tǒng)實施前面提到的方法。

另一實施例提供一種包括具體實現計算機程序的計算機可讀存儲介質的計算機程序產品；所述計算機程序可以被加載到計算系統(tǒng)的工作存儲器中，從而配置所述計算系統(tǒng)實施所述方法。

但是所述解決方案可以被實施成獨立模塊，實施成用于超聲掃描儀的控制程序的插件，或者甚至直接實施在控制程序本身中；很容易認識到，可能把所述解決方案部署成通過網絡訪問的服務(比如在因特網中)。在任何情況下，如果軟件程序(其可以被用來實施本公開內容的每一個實施例)通過不同的方式被結構化，或者如果提供附加的模塊或功能，類似的考慮同樣適用；同樣地，存儲器結構可以是其他類型，或者可以用等效實體來替換(不一定由物理存儲介質構成)。所述程序可以采取適合于由任何數據處理或計算系統(tǒng)使用或者與之相結合來使用(例如在虛擬機內)的任何形式，從而配置所述系統(tǒng)實施所期望的操作；具體來說，所述程序可以具有外部或駐留軟件、固件或微代碼的形式(其具有對象代碼或源代碼的形式——以供例如編輯或解譯)。此外，有可能在任何計算機可用介質上提供所述程序(并且特別是作為非瞬時性介質上的制造品)；所述介質可以是適合于包含、存儲、傳送、傳播或者傳輸程序的任何元件。舉例來說，所述介質可以是電子、磁性、光學、電磁、紅外或半導體類型；此類介質的實例有固定盤(其中程序可以被預先加載)、可移除盤、磁帶、卡、連線、光纖、無線連接、網絡、廣播波等等。在任何情況下，即使利用硬件結構(例如集成在半導體材料的芯片中)或者利用軟件與適當編程或通過其他方式配置的硬件的組合也可以實施根據本發(fā)明的一個實施例的解決方案。

另一實施例提供一種系統(tǒng)，其包括被配置成實施前面描述的方法的各個步驟的裝置。

但是超聲掃描儀可以是任何類型(例如具有線性、凸形或相控類型的換能器)。此外，所述解決方案可以被應用在包括超聲掃描儀和分立計算機的系統(tǒng)中(或者任何等效系統(tǒng))；在這種情況下，所記錄的信息被從超聲掃描儀傳輸到計算機以進行處理(例如通過數字、模擬或網絡連接)。

通常來說，如果所述系統(tǒng)具有不同的結構或者包括等效組件，或者如果其具有其他操作特性，類似的考慮同樣適用。在任何情況下，其每一個組件可以被劃分成更多元件，或者兩個或更多組件可以被一起組合到單個元件中；此外，每一個組件可以被復制以支持并行執(zhí)行相應的操作。此外，除非另行表明，否則不同組件之間的任何交互通常不需要是連續(xù)的，并且其可以是直接進行或者通過一個或多個中介間接進行。

另一實施例提供一種治療方法，其包括以下步驟。向患者施予對比劑以使得對比劑灌流患者的一身體部位。利用超聲掃描儀的換能器向所述身體部位施加測量激發(fā)信號，所述測量激發(fā)信號包括通過在一定測量范圍內改變超聲掃描儀的功率電平而生成的超聲波。記錄包括響應于測量激發(fā)信號而接收到的測量回波信號的非基頻分量的電平的測量響應(根據前面提到的方法對測量響應進行處理，以便估計對于向所述身體部位施加所選擇的目標聲壓電平所需要的所述目標功率電平)。向所述身體部位施加通過根據所述目標功率電平設定超聲掃描儀的功率電平而生成的另外的超聲波。

但是可以通過任何方式來使用所獲得的信息。舉例來說，有可能把對比劑用作熱沉積的目標以便對身體部位進行加熱；此外，有可能使用利用藥物功能化的對比劑并且破壞其顆粒，從而導致藥物的原位遞送(其中利用非功能化的相同對比劑來記錄測量響應)。所述方法可以被應用在任何種類的治療應用中(所述術語具有最廣泛的含義——其例如旨在治愈病理狀況，避免其進展，防止病理狀況的發(fā)生，或者簡單地改善患者的舒適性)，以及用于治療任何(人類或動物)患者的任何種類的身體部位(例如器官(比如肝臟、前列腺或心臟)、區(qū)段或組織)。

另一實施例提供一種診斷方法，其包括以下步驟。向患者施予對比劑以使得對比劑灌流患者的某一身體部位。利用超聲掃描儀的換能器向所述身體部位施加測量激發(fā)信號，所述測量激發(fā)信號包括通過在一定測量范圍內改變超聲掃描儀的功率電平而生成的超聲波。記錄包括響應于測量激發(fā)信號而接收到的測量回波信號的非基頻分量的電平的測量響應(其中根據前面提到的方法對測量響應進行處理，以便估計在換能器與所述身體部位之間發(fā)生在患者體內的所述總的聲學衰減，以及/或者在患者的所述身體部位與另一身體部位之間發(fā)生在患者體內的所述部分聲學衰減)。根據總的聲學衰減和/或部分聲學衰減來評估所述身體部位的健康狀況。

但是可以通過任何方式來使用所獲得的信息(例如通過估計身體部位的每一個位置或鄰近位置群組的(總的/部分)聲學衰減并且隨后生成參數化圖像，所述參數化圖像的每一個像素值表示相應位置的聲學衰減)。所述方法可以被應用在任何種類的診斷應用中(所述術語具有最廣泛的含義——其例如旨在發(fā)現新的病變或者監(jiān)測已知的病變)，以及用于分析任何患者的任何種類的身體部位(參見前文)。