(57)【要約】記述される好ましい実施の形態は、医療診断超音波イメージングシステム（１００）、及び被送信超音波ビームの音響出力パラメータを決定する方法を提供する。一つの好ましい実施の形態では、超音波システム（１００）は、超音波イメージングシステムの動作パラメータを自動的に調整することによって、選択された領域における被送信超音波ビームの指定された音響出力パラメータを達成する。更に別の好ましい実施の形態では、被送信超音波ビームのピーク音響出力パラメータをその中に含まない領域が超音波イメージ内に選択され、決定された音響出力パラメータの指示が供給される。
2004514461.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波イメージを生成するように動作し、且つ超音波ビームを送信するように動作するトランスデューサを備えている医療診断用超音波イメージングシステムと共に使用され、前記超音波イメージ内のユーザが選択した領域における被送信超音波ビームの音響出力パラメータを決定する方法において、
（ａ）医療診断用超音波イメージングシステムのトランスデューサから超音波ビームを送信するステップと、
（ｂ）前記医療診断用超音波イメージングシステムを用いて超音波イメージを生成するステップと、
（ｃ）前記超音波イメージ内の領域の選択をユーザから受けるステップと、
（ｄ）前記ユーザが選択した領域における被送信超音波ビームの音響出力パラメータを決定するステップと、
を含むことを特徴とする方法。
【請求項２】
（ｅ）前記決定された音響出力パラメータの指示を供給するステップ、
を更に含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記ステップ（ｅ）は、前記決定された音響出力パラメータを表示することからなることを特徴とする請求項２に記載の方法。
【請求項４】
前記ユーザが選択した領域は、単一の点からなることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項５】
前記ユーザが選択した領域は複数の点からなり、前記ステップ（ｄ）は、前記複数の各点毎にそれぞれの音響出力パラメータを決定することからなることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項６】
（ｅ）前記複数の点のための前記決定された音響出力パラメータの指示を供給すステップ、
を更に含むことを特徴とする請求項２に記載の方法。
【請求項７】
前記ステップ（ｅ）は、前記複数の点のための前記決定された音響出力パラメータの等圧線表現を供給することからなることを特徴とする請求項６に記載の方法。
【請求項８】
前記ステップ（ｅ）は、前記複数の点のための前記決定された音響出力パラメータのマップ表現を供給することからなることを特徴とする請求項６に記載の方法。
【請求項９】
前記ステップ（ｅ）は、前記複数の点のための前記決定された音響出力パラメータのグレースケールマップ表現を供給することからなることを特徴とする請求項８に記載の方法。
【請求項１０】
前記ステップ（ｅ）は、前記複数の点のための前記決定された音響出力パラメータのカラーマップ表現を供給することからなることを特徴とする請求項８に記載の方法。
【請求項１１】
（ｅ）前記複数の点のための前記決定された音響出力パラメータの分布を決定するステップ、
を更に含むことを特徴とする請求項５に記載の方法。
【請求項１２】
（ｆ）前記複数の点のための前記決定された音響出力パラメータの前記決定された分布の指示を供給するステップ、
を更に含むことを特徴とする請求項１１に記載の方法。
【請求項１３】
前記ステップ（ｆ）は、前記複数の点のための前記決定された音響出力パラメータを表示することからなることを特徴とする請求項１２に記載の方法。
【請求項１４】
（ｅ）前記医療診断用超音波イメージングシステムの動作パラメータを自動的に調整することによって、前記ユーザが選択した領域において被送信超音波ビームの指定された音響出力パラメータを達成するステップ、
を更に含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１５】
（ｅ）前記被送信超音波ビームの音響減衰を決定するステップと、
（ｆ）前記決定された音響出力パラメータを、前記決定された音響減衰に関して補正するステップと、
を更に含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１６】
前記音響出力パラメータは音響モデルを使用して決定され、前記音響モデルを、異なる非線形レスポンスレベルを有するコントラスト剤の生体内測定を用いて較正するステップを更に含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１７】
超音波イメージを生成するように動作し、且つ超音波ビームを送信するように動作するトランスデューサを備えている医療診断用超音波イメージングシステムと共に使用され、前記超音波イメージ内の選択された領域において被送信超音波ビームの指定された音響出力パラメータを達成する方法において、
（ａ）医療診断用超音波イメージングシステムのトランスデューサから超音波ビームを送信するステップと、
（ｂ）前記医療診断用超音波イメージングシステムを用いて超音波イメージを生成するステップと、
（ｃ）前記超音波イメージ内にある領域を選択するステップと、
（ｄ）前記医療診断用超音波イメージングシステムの動作パラメータを自動的に調整することによって、前記選択された領域において被送信超音波ビームの指定された音響出力パラメータを達成するステップと、
を含むことを特徴とする方法。
【請求項１８】
前記ステップ（ｃ）は、前記超音波イメージ内のある領域を自動的に選択することからなることを特徴とする請求項１７に記載の方法。
【請求項１９】
前記ステップ（ｃ）は、前記超音波イメージ内のある指定されたイメージ深さにおいてある領域を自動的に選択することからなることを特徴とする請求項１７に記載の方法。
【請求項２０】
前記ステップ（ｃ）は、前記送信された超音波ビームのある送信焦点においてある領域を自動的に選択することからなることを特徴とする請求項１７に記載の方法。
【請求項２１】
前記ステップ（ｃ）は、前記超音波イメージ内のある領域の選択をユーザから受けることからなることを特徴とする請求項１７に記載の方法。
【請求項２２】
（ｅ）前記達成された音響出力パラメータの指示を供給するステップ、
を更に含むことを特徴とする請求項１７に記載の方法。
【請求項２３】
前記ステップ（ｅ）は、前記達成された音響出力パラメータを表示することからなることを特徴とする請求項１７に記載の方法。
【請求項２４】
前記選択された領域は、単一の点からなることを特徴とする請求項１７に記載の方法。
【請求項２５】
前記選択された領域は、複数の点からなることを特徴とする請求項１７に記載の方法。
【請求項２６】
（ｅ）前記選択された領域における被送信超音波ビームの音響出力パラメータを決定するステップと、
（ｆ）前記被送信超音波ビームの音響減衰を決定するステップと、
（ｇ）前記決定された音響出力パラメータを、前記決定された音響減衰に関して補正するステップと、
を更に含むことを特徴とする請求項１７に記載の方法。
【請求項２７】
（ｅ）音響モデルを使用して、前記選択された領域における被送信超音波ビームの音響出力パラメータを決定するステップと、
（ｆ）前記音響モデルを、異なる非線形レスポンスレベルを有するコントラスト剤の生体内測定を用いて較正するステップと、
を更に含むことを特徴とする請求項１７に記載の方法。
【請求項２８】
超音波イメージを生成するように動作し、且つ超音波ビームを送信するように動作するトランスデューサを備えている医療診断用超音波イメージングシステムと共に使用され、前記超音波イメージ内の選択された領域における被送信超音波ビームの音響出力パラメータの指示を供給する方法において、
（ａ）医療診断用超音波イメージングシステムのトランスデューサから超音波ビームを送信するステップと、
（ｂ）前記医療診断用超音波イメージングシステムを用いて超音波イメージを生成するステップと、
（ｃ）前記被送信超音波ビームのピーク音響出力パラメータを含む領域とは異なる領域を前記超音波イメージ内に選択するステップと、
（ｄ）前記選択された領域における被送信超音波ビームの音響出力パラメータを決定するステップと、
（ｅ）前記決定された音響出力パラメータの指示を供給するステップと、
を含むことを特徴とする方法。
【請求項２９】
前記ステップ（ｃ）は、前記超音波イメージ内のある領域を自動的に選択することからなることを特徴とする請求項２８に記載の方法。
【請求項３０】
前記ステップ（ｃ）は、前記超音波イメージ内のある指定されたイメージ深さにおいてある領域を自動的に選択することからなることを特徴とする請求項２８に記載の方法。
【請求項３１】
前記ステップ（ｃ）は、前記被送信超音波ビームの送信焦点においてある領域を自動的に選択することからなることを特徴とする請求項２８に記載の方法。
【請求項３２】
前記ステップ（ｃ）は、前記超音波イメージ内のある領域の選択をユーザから受けることからなることを特徴とする請求項２８に記載の方法。
【請求項３３】
前記ステップ（ｅ）は、前記決定された音響出力パラメータを表示することからなることを特徴とする請求項２８に記載の方法。
【請求項３４】
前記選択された領域は、単一の点からなることを特徴とする請求項２８に記載の方法。
【請求項３５】
前記選択した領域は複数の点からなり、前記ステップ（ｄ）は、前記複数の各点毎にそれぞれの音響出力パラメータを決定することからなることを特徴とする請求項２８に記載の方法。
【請求項３６】
前記ステップ（ｅ）は、前記複数の点のための前記決定された音響出力パラメータの指示を供給することからなることを特徴とする請求項３５に記載の方法。
【請求項３７】
前記ステップ（ｅ）は、前記複数の点のための前記決定された音響出力パラメータの等圧線表現を供給することからなることを特徴とする請求項３５に記載の方法。
【請求項３８】
前記ステップ（ｅ）は、前記複数の点のための前記決定された音響出力パラメータのマップ表現を供給することからなることを特徴とする請求項３５に記載の方法。
【請求項３９】
前記ステップ（ｅ）は、前記複数の点のための前記決定された音響出力パラメータのグレースケールマップ表現を供給することからなることを特徴とする請求項３８に記載の方法。
【請求項４０】
前記ステップ（ｅ）は、前記複数の点のための前記決定された音響出力パラメータのカラーマップ表現を供給することからなることを特徴とする請求項３８に記載の方法。
【請求項４１】
（ｆ）前記複数の点のための前記決定された音響出力パラメータの分布を決定するステップ、
を更に含むことを特徴とする請求項３５に記載の方法。
【請求項４２】
（ｇ）前記複数の点のための前記決定された音響出力パラメータの前記決定された分布の指示を供給するステップ、
を更に含むことを特徴とする請求項４１に記載の方法。
【請求項４３】
前記ステップ（ｇ）は、前記複数の点のための前記決定された音響出力パラメータを表示することからなることを特徴とする請求項４２に記載の方法。
【請求項４４】
（ｆ）前記医療診断用超音波イメージングシステムの動作パラメータを自動的に調整することによって、前記ユーザが選択した領域において被送信超音波ビームの指定された音響出力パラメータを達成するステップ、
を更に含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項４５】
（ｆ）前記被送信超音波ビームの音響減衰を決定するステップと、
（ｇ）前記決定された音響出力パラメータを、前記決定された音響減衰に関して補正するステップと、
を更に含むことを特徴とする請求項２８に記載の方法。
【請求項４６】
前記音響出力パラメータは音響モデルを使用して決定され、前記音響モデルを、異なる非線形レスポンスレベルを有するコントラスト剤の生体内測定によって較正するステップを更に含むことを特徴とする請求項２８に記載の方法。
【請求項４７】
超音波イメージを生成するように動作し、且つ超音波ビームを送信するように動作するトランスデューサを備えている医療診断用超音波イメージングシステムと共に使用され、前記超音波イメージ内の被送信超音波ビームの音響出力パラメータが決定される領域の位置の指示を供給する方法において、
（ａ）医療診断用超音波イメージングシステムのトランスデューサから超音波ビームを送信するステップと、
（ｂ）前記医療診断用超音波イメージングシステムを用いて超音波イメージを生成するステップと、
（ｃ）前記超音波イメージ内のある領域における前記被送信超音波ビームの音響出力パラメータを決定するステップと、
（ｄ）前記決定された音響出力パラメータの指示を供給するステップと、
（ｅ）前記超音波イメージ内の前記領域の位置の指示を供給するステップと、
を含むことを特徴とする方法。
【請求項４８】
前記音響出力パラメータはピーク音響出力パラメータからなり、前記位置は前記ピーク音響出力パラメータの位置からなることを特徴とする請求項４７に記載の方法。
【請求項４９】
前記音響出力パラメータは機械的インデックスからなり、前記位置は前記機械的インデックスに対応付けられた位置からなることを特徴とする請求項４７に記載の方法。
【請求項５０】
前記ステップ（ｅ）は、前記超音波イメージ内の前記領域における前記超音波イメージ上に視覚標識を供給することからなることを特徴とする請求項４７に記載の方法。
【請求項５１】
前記ステップ（ｅ）は、前記領域の範囲の指示を供給することからなることを特徴とする請求項４７に記載の方法。
【請求項５２】
前記領域は、１つの点、ある線内の少なくとも１つの点、任意の形状によって囲まれる少なくとも１つの点、及び所定の形状によって囲まれる少なくとも１つの点からなるグループから選択されることを特徴とする請求項１、１７、または２８に記載の方法。
【請求項５３】
前記被送信超音波ビームの機械的インデックス値を表示するステップを更に含むことを特徴とする請求項１、１７、または２８に記載の方法。
【請求項５４】
前記音響出力パラメータは、前記被送信超音波ビームの熱的音響出力のインデックスからなることを特徴とする請求項１、１７、２８、または４７に記載の方法。
【請求項５５】
前記音響出力パラメータは、前記被送信超音波ビームの機械的音響出力のインデックスからなることを特徴とする請求項１、１７、２８、または４７に記載の方法。
【請求項５６】
前記音響出力パラメータは、コントラスト剤の変更に影響を及ぼすように動作することを特徴とする請求項１、１７、２８、または４７に記載の方法。
【請求項５７】
前記音響出力パラメータは、薬品運搬容器に影響を及ぼすように動作することを特徴とする請求項１、１７、２８、または４７に記載の方法。
【請求項５８】
前記音響出力パラメータは、前記被送信超音波ビームの音響パワーからなることを特徴とする請求項１、１７、２８、または４７に記載の方法。
【請求項５９】
前記音響出力パラメータは、前記被送信超音波ビームの音響エネルギからなることを特徴とする請求項１、１７、２８、または４７に記載の方法。
【請求項６０】
前記音響出力パラメータは、前記被送信超音波ビームの音響圧力からなることを特徴とする請求項１、１７、２８、または４７に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
（背景技術）
連邦薬品局（ＦＤＡ）は、患者に進入する超音波ビームのピークレアフラクショナル圧力（ｐｅａｋ ｒａｒｅｆｒａｃｔｉｏｎａｌ ｐｒｅｓｓｕｒｅ）を指定レベル以下にすることを要求している。この要求に合致させるために、イメージング場内のピーク音響圧力に関係する機械的インデックスを表示するようになっている医療診断用超音波イメージングシステムが多い。表示された機械的インデックスは、コントラストイメージング検査を準備して遂行するためにも使用することができる。コントラスト剤の非線形レスポンス（調波または破壊）は、部分的に、超音波の音響圧力に依存する。もし非線形レスポンスを望まなければ、超音波システムのユーザは、例えば送信電力を低下させて表示された機械的インデックスをあるレベルまで低下させ、コントラスト剤の望ましくないレスポンスを最小にすることができる。しかしながら、表示された機械的インデックスが、イメージング場内のコントラスト剤が存在している位置には無関係になる可能性がある。従って、表示された機械的インデックスを使用することは、関連圧力の粗な測度でしかない場合が多く、イメージング状態をそれ程最適ではなくしてしまう可能性がある。例えば、コントラスト剤からの非線形レスポンスを回避するために、送信電力を必要なレベルより低いレベルまで低下させることはできるが、それによって、イメージ品質を望ましくなく犠牲にすることになる。また、現在のアプローチを用いる場合、イメージング手順を最適化するために、患者内へコントラスト剤を複数回注入する必要があり得る。更に、２つの関心領域からのコントラスト剤のレスポンスを比較する際に、表示された機械的インデックスに対応付けられた空間的曖昧さが誤差をもたらす恐れがある。
【０００２】
従って、上述した欠陥を解消する医療診断用超音波イメージングシステムに対する要望が存在している。
【０００３】
（発明の概要）
本発明は、特許請求の範囲によって限定されるものであり、以下の説明はこれらの特許請求の範囲を何等制限するものではない。
【０００４】
序説として以下に説明する好ましい実施の形態は、医療診断用超音波イメージングシステム及び送信される（以下、被送信という）超音波ビームの音響出力パラメータを決定する方法を提供する。一つの好ましい実施の形態では、超音波システムは、ユーザが選択した領域における被送信超音波ビームの音響出力パラメータを決定する。別の好ましい実施の形態では、超音波システムは、超音波イメージングシステムの動作パラメータを自動的に調整することによって、選択された領域における被送信超音波ビームの指定された音響出力パラメータを達成する。更に別の好ましい実施の形態では、被送信超音波ビームのピーク音響出力パラメータを含まない領域が超音波イメージ内に選択される。次いでシステムは、その領域における被送信超音波ビームの音響出力パラメータを決定し、決定された音響出力パラメータの指示を供給する。
【０００５】
以下に、添付図面を参照して好ましい実施の形態を説明する。
【０００６】
（実施の形態）
図１は、現在では好ましい実施の形態の医療診断用超音波イメージングシステム１００及びトランスデューサ１０５のブロック図である。超音波システム１００はどのような適当なイメージングモード（例えば、Ｂモードイメージング、ドップラーイメージング、組織調波（ハーモニック）イメージング、コントラスト剤調波イメージング等）でも使用することができ、またトランスデューサ１０５はどのような型（例えば、１Ｄ、１．５Ｄ、平・凹、単要素、フェーズドアレイ等）であっても差し支えない。トランスデューサ１０５は、送信ビームフォーマー１１０及び受信ビームフォーマー１１５に結合されている。本明細書に使用する用語“…に結合されている”とは、直接的に結合されていること、または１つまたはそれ以上の成分を通して間接的に結合されていることを意味する。
【０００７】
各ビームフォーマー１１０、１１５はプロセッサ１２０に結合されており、プロセッサ１２０はユーザインタフェース１２５及びディスプレイ１３０に結合されている。用語“プロセッサ”は、広義に、以下に説明する好ましい実施の形態を実現するために使用することができる超音波システム１００の適切なハードウェア及び／またはソフトウェア成分を意味している。どのような適切なハードウェア（アナログまたはデジタル）またはソフトウェアも使用できること、及び以下に説明する実施の形態はハードウェアを用いることなく実現できることを理解されたい。更に、プロセッサ１２０は、簡易化のために図１には示されていない超音波システム１００（付随プロセッサを含む）の他のプロセッサと分離することも、またはそれらと（部分的に、または全体的に）組合わせることも可能である。
【０００８】
動作を説明する。プロセッサ１２０は、送信ビームフォーマー１１０からトランスデューサ１０５へ電圧を印加せしめてそれを振動させ、人の組織（即ち、患者の身体）のようなオブジェクト１４０内へ超音波ビーム１３５を放出させる。身体から反射した超音波エネルギはトランスデューサ１０５上に衝突し、トランスデューサ１０５から得られた電圧は受信ビームフォーマー１１５によって受信される。プロセッサ１２０はこれらの検知された電圧を処理し、反射信号に関連する超音波イメージを作り、ディスプレイ１３０上にイメージを表示する。典型的には、超音波イメージを生成するために、幾つかの超音波ビームが使用される。ユーザインタフェース１２５は、例えば送信、受信、及び表示動作に使用されるパラメータを調整するために使用することができる。超音波イメージングシステム１００が、付加的な成分を含むことができることを理解されたい。
【０００９】
超音波システム１００は、以下に説明するように、被送信超音波ビームの音響出力パラメータの決定及び／または較正に関する１つまたはそれ以上の動作を遂行するように動作する。被送信超音波ビームの“音響出力パラメータ”なる用語は、広義に、医療診断用超音波イメージングシステムのトランスデューサから放出される超音波ビームの音響出力パラメータをカバーすることを意図している。音響出力パラメータが熱的及び／または機械的音響出力であり、音響出力パラメータはコントラスト剤を変更するように影響を与えることができる（例えば、音響出力パラメータがコントラスト剤に非線形レスポンスを生じさせることができる）ことが好ましい。熱的音響出力インデックスは、限定するものではないが、音響パワー、音響エネルギ、熱的インデックス（ＴＩ）、骨熱的インデックス（ＴＩＢ）、頭骨熱的インデックス（ＴＩＣ）、柔組織熱的インデックス（ＴＩＳ）、及びパルス強度積分（ＰＩＩ）を含む。機械的音響出力のインデックスは、限定するものではないが、圧力（圧縮またはレアフラクショナル，ｒａｒｅｆｒａｃｔｉｏｎａｌ）、瞬時空間ピーク時間平均（ＩＳＰＴＡ）、及び普通は送信周波数の平方根で除した被送信超音波ビームのピークレアフラクショナル圧力として定義される機械的インデックスを含む。
【００１０】
超音波システム１００は、図２のフローチャートに示すように、超音波イメージ内のユーザによって選択された領域における被送信超音波ビームの音響出力パラメータを決定するための方法に使用することができる。図３−５は、この方法の説明を援助するための超音波イメージである。先ず、超音波ビームがトランスデューサ１０５から送信され（ステップ２１０）、次いで超音波システム１００は図３に示す超音波イメージ３００を生成する（ステップ２１５）。次に、超音波システム１００は、超音波イメージ内のある領域の選択をユーザから受信する（ステップ２２０）。ここに使用する“領域”は、その領域を１つの線、または任意のまたは予め定められた形状によって限定される単一の点であることも、または複数の点であることもできる。例えば、図３の超音波イメージ３００においては、領域はキャリパー３０５によって指示されている点であり、一方図４及び５の超音波イメージ４００においては、領域４０５は五角形によって囲まれた複数の点である。また“領域”は、ある線内の、または任意の形状または予め定められた形状によって囲まれた点の部分集合ということもできる。例えば“領域”は、ある線上の点、またはある形状によって囲まれた１つの点、幾つかの点、または全ての点であることができる。ユーザは、例えばユーザインタフェース１２５（例えば、トラックボール、マウス、キーボード、タッチパッド、タッチスクリーン、音声認識装置等）と対話してディスプレイ１３０上に表示された超音波イメージ上にカーソルその他の視覚標識を位置決めし、ある領域を選択することができる。もしカーソルの下に位置するイメージされつつある組織が運動していれば、カーソルは、その組織内のオリジナルの位置を追跡するようにフレーム毎に自動的に再位置決めすることができる。
【００１１】
超音波システム１００はユーザが選択した領域を受けた後に、ユーザが選択し領域における被送信超音波ビームの音響出力パラメータを決定する（ステップ２２５）。上述したように、“領域”は、ある線によって限定された、または任意のまたは予め定められた形状によって囲まれた点の部分集合であることができる。例えば、図４において、音響出力パラメータが決定される“領域”は、五角形４０５によって囲まれた点の１つ、幾つか、または全てであることができる。音響出力パラメータは、測定、計算、推定、予測、または他の何等かの適当な方法によって“決定”することができる。２つの文献、即ち、Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ ｏｆ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ａｎｄ Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｍａｎｕｆａｃｔｕｒｅｒｓ Ａｓｓｏｃｉａｔｉｏｎから刊行された“Ｓｔａｎｄａｒｄ ｆｏｒ Ｒｅａｌ−Ｔｉｍｅ Ｄｉｓｐｌａｙ ｏｆ Ｔｈｅｒｍａｌ ａｎｄ Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ Ａｃｏｕｓｔｉｃ Ｏｕｔｐｕｔ Ｉｎｄｉｃｅｓ ｏｎ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｅｑｕｉｐｍｅｎｔ”Ｒｅｖｉｓｉｏｎ １ （１９９８）、及び“Ａｃｏｕｓｔｉｃ Ｏｕｔｐｕｔ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ Ｓｔａｎｄａｒｄ ｆｏｒ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｅｑｕｉｐｍｅｎｔ”（１９９８） に、送信される音場のパラメータを決定するために使用することができる適当な方法が記載されているので参照されたい。被送信超音波ビームの音響出力パラメータを決定するために使用されるハードウェア及び／またはソフトウェアは、従来の超音波システムにおいて機械的インデックスを決定するために使用されているものと同一であることができる。異なる点は、音響出力パラメータを、固定されたピーク圧力位置ではなく、ユーザが選択した領域内で決定することである。この決定動作は、捕捉されたフレームまたはクリップ上での取得中に、または取得後に行うことができる。取得後に決定する場合には、超音波システム１００または外部解析及び定量化システムの何れかによる取得後決定を援助するために、超音波システムの動作状態を記録しておくことが好ましい。
【００１２】
音響出力パラメータを決定した後に、超音波システム１００は、決定した音響出力パラメータの指示を供給することができる（ステップ２３０）。この指示は、限定するものではないが、視覚、聴覚、または触覚指示を含むどのような適当な形状であることもできる。この指示は、超音波システム自体に供給する（例えば、表示されたイメージ上に、またはシステム自体に視覚指示を（例えば、ＬＥＤを介して）供給する）ことも、または超音波システムの外部デバイスによって供給する（例えば、その指示を外部スピーカーによって発声させる）こともできる。勿論、決定された音響出力パラメータがあるしきい値に等しいか、それより上にあるか、またはそれより下にあることを、音、光、または触覚のような標識を用いて指示を供給する他の方法を使用することができる。
【００１３】
図３−５のディスプレイは、決定された音響出力パラメータを指示することができる種々の形状の幾つかを示している。これらの図においては、音響出力パラメータは、被送信超音波ビームの圧力である。この特定の音響出力パラメータの使用は単に説明の目的からに過ぎず、本発明の範囲を限定する意図は毛頭ない。決定された圧力と機械的インデックスとの間を有用に対応付けるために、決定された圧力を、送信周波数の平方根で除すことが好ましい。これらの図では、この量をコントラスト剤機械的インデックス（ＣＡ　ＭＩ）と称している。図３においては、ユーザが選択した領域は単一の点であり、決定されたＣＡ　ＭＩがイメージと共に表示されている。図３に示すように、機械的インデックス（ＭＩ）も表示されている。これらの好ましい実施の形態を実現するためには、機械的インデックスは必ずしも表示する必要はないが、国の規則に従うために機械的インデックスを表示することが好ましいであろう。勿論、複数の音響出力パラメータを決定して表示することができる。
【００１４】
図３においては、ユーザが選択した領域は単一の点であり、供給される指示はその単一の点に対応付けられた単一の値である。図４及び５に示すように、もしユーザが選択した領域が複数の点であれば、供給される指示はその領域内の点の１つ、幾つか、または全てのための指示であることができる。図４及び５においては、ユーザが選択した領域は、五角形４０５によって囲まれた複数の点からなっている。これらの複数の点に関して決定された音響出力パラメータの分布（例えば、最大、最小、平均、モード、分散）を決定し、指示することができる。例えば、図４には、決定された音響出力パラメータの平均値が表示されており（ＣＡ　ＭＩ　ＭＥＡＮ）、また図４及び５には最大値（ＣＡ　ＭＩ　ＭＡＸ）が表示されている。供給される指示は、ユーザが選択した領域において決定された音響出力パラメータの範囲を指示するために、一次元、二次元、または三次元の等圧線、またはマップ（グレースケール、またはカラー）の形状であることもできる。例えば、ユーザが選択した領域内の点または面積を、決定された音響出力パラメータがあるしきい値に等しいか、それより上にあるか、またはそれより下にあるものとして指示することができる。図５では等圧線表現が使用されており、五角形４０５は輪郭線４１０によって満たされている。図５には、最大輪郭の値（ＣＡ　ＭＩ　ＭＡＸ＝１．０）及び輪郭間隔（ＣＡ　ＭＩ　Ｉｎｔｅｒｖａｌ＝０．１）が指示されている。
【００１５】
これらの好ましい実施の形態は幾つかの長所を伴っている。例えば、音響出力パラメータはユーザが選択した領域において決定されるので、従来の超音波システムにおける機械的インデックスの決定とは異なり、パラメータが決定される時にイメージ内の何処にも空間的曖昧さは存在しない。またこれらの好ましい実施の形態は、音響出力パラメータの空間的非均一性の記述を供給することができ、トランスデューサ、モード、周波数、及びイメージング応用全体にまたがる音響出力パラメータの矛盾のない最適化を可能にする。
【００１６】
これらの好ましい実施の形態は、コントラスト剤イメージング応用においても付加的な長所を有している。コントラスト剤イメージングにおいては、被送信超音波ビームの圧力（または、他の音響出力パラメータ）を、コントラスト剤の望ましくないレスポンスを最小にする値に制限することが好ましいことが多い。これらの好ましい実施の形態では、ユーザは、コントラスト剤が存在しているか、または存在するであろう超音波イメージ内の領域（例えば、心臓の心室）を選択することができ、またその領域における被送信ビームの圧力を監視することができる。ユーザは、このフィードバックを用いて所望のレベルを達成するように超音波システムの動作パラメータを調整し、それによってコントラスト剤レスポンスを最適化し、非均一音響出力パラメータによってもたらされる効果を除去乃至は最小化することができる。ここに使用した“超音波システムの動作パラメータ”とは、広義に、音響出力パラメータに影響を与えるように調整できる何等かの動作パラメータのことである。動作パラメータは、限定するものではないが、アポジゼーション、送信開口（アパーチャ）内の要素数、焦点距離、送信電圧、及び超音波パルスの持続時間を含む。
【００１７】
これらの好ましい実施の形態は、コントラストイメージデータの定量化を改善することに加えて、スタディ間のコントラストイメージデータの解析を援助することができ、決定された音響出力パラメータを記録することによってコントラストイメージング検査の再現性を改善する。更に、コントラスト剤を注入する前に音響出力パラメータを決定することによって、ユーザは、コントラストプロトコルを開始する前に所望の音響出力パラメータが達成されることを確認できる。これにより検査はより効率的になり、検査に必要とされるよりも多くのコントラスト剤を患者に注入することが回避される。薬品運搬容器を超音波によって破壊する薬品送給分野におけるような他のイメージング応用においても、同じような長所を得ることができる。例えば、好ましい実施の形態は、薬品送給及び投与のレートを決定することができる。
【００１８】
ユーザが超音波システムの動作パラメータを調整することに加えて、またはその代替として、超音波システム自体は動作パラメータを自動的に調整することができる。例えば、ユーザは、コントラスト剤イメージングを最適にするために、１つまたはそれ以上の点のための目標音響出力パラメータ（圧力のような）を領域内に指定、またはプリセットすることができる。音響出力パラメータを決定した後に超音波システムは、システムの動作パラメータを自動的に調整することによって指定された音響出力パラメータを達成することができる（ステップ２４５）。
【００１９】
これらの好ましい実施の形態には、幾つかの代替を使用することができる。一代替実施の形態では、ユーザが領域を超音波イメージ内に手動で選択する代わりに、またはそれに加えて、超音波イメージングシステムが領域を自動的に選択することができる。例えば、超音波イメージングシステムは、省略時に、またはユーザが指定した点、イメージ深さ、または方位送信焦点に基づいて領域を選択することができる。
【００２０】
別の代替実施の形態は、超音波ビームの減衰に関する。超音波信号は伝播経路に沿って減衰するので、決定された音響出力パラメータは正確ではないことがあり得る。より正確な決定を得るために、超音波システム１００は、被送信超音波ビームの音響減衰を決定し（ステップ２３５）、決定された音響減衰に関して決定済み音響出力パラメータを調整／較正して実際のイメージング状態を補償することが好ましい（ステップ２３５）。送信された超音波ビームの音響減衰を決定するために、トランスデューサ１０５からユーザが選択した領域までの音響線に沿って１回または複数回発射してこの音響線に沿うデータを取得し、この音響線に沿う減衰係数の推定を決定することができる。この線に沿って発射されるパルス毎に動作パラメータ（周波数及び帯域幅のような）を変化させることによって、この線に沿う平均減衰を推定することができる。減衰を計算する１つの適当な技術については、例えば、１９８１年のＰｒｏｃ． ＩＥＥＥ Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ ｏｎ Ｓｏｎｉｃｓ ａｎｄ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ， ＃８１ＣＨ１６８９−９， ｐｐ． ６０７−６１１に所載のＨ．Ｅ． Ｍｅｌｔｏｎ， Ｊｒ． 及び Ｄ．Ｊ． Ｓｋｏｒｔｏｎ の論文“Ｒａｔｉｏｎａｌ−Ｇａｉｎ−Ｃｏｍｐｅｎｓａｔｉｏｎ ｆｏｒ Ａｔｔｅｎｕａｔｉｏｎ ｉｎ Ｃａｒｄｉａｃ Ｉｍａｇｉｎｇ”を参照されたい。この技術は、受信され、ビーム形成された信号のエコー輝度を解析することによって、組織または血液の何れかを表すものとして超音波イメージの領域を識別する。組織は高強度のエコーを有し、血液は実質的にエコーを有していない。減衰は、血液及び組織のための典型的なパラメータを使用して計算される。
【００２１】
上述した音響減衰較正とは別に、またはそれに加えて使用することができる別の較正技術は、音響出力パラメータの生体内測定に関する。計算された音響出力パラメータは、実際の測定、及び均質（理想的）イメージング状態であるとする特定の超音波システム動作状態のパワー管理モデルに基づくことができる。臨床状態においては不均質性が導入されることが多く、これらの不均質性のために実際の音響出力パラメータと、決定された音響出力パラメータとが大幅に異なるようになる。音響出力パラメータの生体内測定は、音響出力パラメータの関数として異なるレベルの非線形レスポンス（例えば、破壊）を有する１つまたはそれ以上の薬剤からなるコントラスト剤の集合（ポピュレーション）を使用して行うことができる。音響出力パラメータを増加させるように動作パラメータを変化させると、非線形レスポンスの最初の始まりが、関心点（手動で、または自動的に選択された領域）における最初の非線形しきい値が達成される時点を指示する。その後の非線形レスポンスは、集合内に、変化する非線形しきい値を有する付加的なコントラスト剤を用いて観測することができる。類似状態下のイメージング場内で達成される音響出力レベルを予測するのに使用される音響モデルを較正するために、単一の、または複数のしきい値レベルを使用することができる。
【００２２】
別の好ましい実施の形態においては、ある超音波イメージ内のある領域において被送信超音波ビームの音響出力パラメータが決定される。次いで、決定された音響出力パラメータの指示が、その領域が超音波イメージ内の何処に位置するかの指示と共に供給される。超音波システムは、例えば機械的インデックスを決定して表示するのに加えて、表示された超音波イメージ上に視覚標識（例えば、ドット）をも表示し、表示された機械的インデックスに対応付けられたイメージ内の位置を指示することができる。別の例として、イメージ上に視覚標識を表示する代わりに、またはそれに加えて、機械的インデックスに対応付けられた範囲を表示することができる。この好ましい実施の形態を用いると、ユーザは、超音波イメージ内の機械的インデックス（または、他の音響出力パラメータ）の空間的位置を知る。もし機械的インデックスがユーザの関心位置に（例えば、コントラスト剤の位置に）出現すれば、ユーザはさらなる動作を要求しないであろう。しかしながら、もし機械的インデックスの位置がユーザの関心位置になければ、上述した好ましい実施の形態を使用して別の位置における音響出力パラメータを決定することができる。
【００２３】
上述した好ましい実施の形態の何れかの種々の面の何れかは、単独で、または組合わせて使用できることに注目することが重要である。例えば、図２のフローチャート２００には示されていないが、ステップ２３０、２３５、２４０、及び２４５は、一緒に、または別々に遂行することも、または結局は遂行しないこともできる。別の例として、超音波システムは、システムの動作パラメータを自動的に調整することによって、自動的に選択された領域（ユーザが選択した領域の代わりに、またはそれに加えて）内で指定された音響出力パラメータを達成するように動作パラメータを自動的に調整することができる。
【００２４】
更に、別の代替実施の形態では、ピーク音響出力パラメータ（例えば、機械的インデックス）の位置に対応していない領域を超音波イメージ内に選択する。この領域は、超音波システムによって自動的に選択することも（例えば、その領域が、指定されたイメージ深さに、または送信された超音波ビームの送信焦点に自動的に選択される時のように）、またはユーザが選択することもできる。次いで、超音波システムは、その領域のための音響出力パラメータの指示を決定し、供給する。上述したように、これらの好ましい実施の形態の種々の面の何れかを、この代替実施の形態と共に使用することができる。
【００２５】
以上の詳細な説明は、本発明が取り得る、そして本発明を限定するものではない選択された形状を例示することを意図している。本発明の範囲は、特許請求の範囲によってのみ限定されることを意図するものである。
【００２６】
以下は、送信された超音波ビームの種々の音響及び熱的パラメータを決定する好ましい方法である。
【００２７】
2004514461.tif 000003
【００２８】
このドキュメントは、最初にパワー測定（“ｓｐｍｅａｓ”）の、次いでパワー計算（“ｓｐｃａｌｃ”）の結果のパラメータを記述する。これらはイメージングスペック内に入力される。これらにより、マシンは、ＯＤＳモデルの種々の音響及び熱的パラメータのための値をオンラインで計算することができる。
（注：表面における温度上昇のためのパラメータΔＴは含まれない）
５つまでの独立パラメータにそれぞれ従属する９つのモデルパラメータが存在する。以下の２つの表は、
１．独立パラメータ（実際には、それらの超集合）
２．９つのモデルパラメータ
を要約している。
【００２９】
2004514461.tif 000004
【００３０】
2004514461.tif 000005
【００３１】
2004514461.tif 000006
ｘ ｅｅｂｗ［ｍｍ］、ｙ ｅｅｂｗ［ｍｍ］は、エネルギ等価ビーム幅である。
Ｗ ｐａ ａｃ［Ｗ］＝Ｅ ｐａ ａｃ［μＪ］ ／ ｍｅａｓ−τ［μｓ］
ｍｅａｓ−τ　 ＝測定されたパルス長（立上がり時間アルゴリズム）
Ｅ ｐａ ｅｌ［Ｗ］ ＝Ｗ ｐａ ｅｌ［Ｗ］ ＊ ｅｌｅｃ−τ［μｓ］
Ｅ ｐａ ｅｌ［Ｗ］ ＝Ｓｅｑｕｏｉａによって計算される電気パルス平均電力
ｅｌｅｃ−τ　　　＝Ｓｅｑｕｏｉａによって計算されたパルス長（立上がり時間アルゴリズム）
Ｗ ｍｉｎ ａｃ［Ｗ］＝測定されたパルス最大電力Ｐｒ
Ｗ ｍｉｎ ａｃ　＝（Ｐｒ ＊ Ｐｒ ／ ρ ＊ ｃ）＊ ｘ ｅｅｂｗ ＊ ｙ ｅｅｂｗ
最大Ｐｒレアフラクション圧力：Ｍｐａ
水の密度ρ　＝１ｇ／ｃｍ３
水中の音速ｃ＝１．５２４６　ｍｍ／μｓ
Ｗ ｍｉｎ ａｃは測定によって計算されるので、それは計算のための入力内にある。
測定量は組織減衰されていないことに注目されたい。もし実際の測定が減衰されていれば、対応する減衰されていない値を先ず計算しなければならない。
【００３２】
Ａｃｑからの要望：
Ｗ ｐａ ｅｌ［Ｗ］：電気パルス平均電力
τ ｅｌ：電気パルス持続時間
Ｅ ｐａ ｅｌ＝Ｗ ｐａ ｅｌ ＊τ ｅｌ
Ｗ ｍｉｎ ｅｌ［Ｗ］：電気的最小ピーク電力（負へ移行するピーク）
【００３３】
処理
→最初に個別の変調周波数及びサイクルカウント毎に両音響変換が計算される。
平均パルス及び最大パルスのための分離した値が存在する。
→所望の出力サンプルグリッドが選択される。
１．出力搬送波周波数の場合、グリッドは個別の変調周波数（ｕｓｍ ｍｏｄ ｆｒｅｑ）に等しい。
２．サイクルカウントの場合、グリッドは個別のサイクルカウント（ｕｓｍ ｃｙｃ）に等しい。
【００３４】
→各グリッド点（サンプルグリッド周波数及びサイクルの別々の対）毎に、全ての（拒絶されなかった）測定の重みつき合計平均を以下のように測定する。
ａ ａｖｇ／ｍａｘ（ｇｒｉｄＦｒｅｑ ｉ， ｇｒｉｄＣｙｃｌｅ ｊ）
＝Σｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｓａ ａｖｇ／ｍａｘ ＊ ｗｅｉｇｈｔ／Σｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｓｗｅｉｇｈｔ
ここに、ｗｅｉｇｈｔ＝ｅｘｐ（−ａｃ ｗｅｉｇｈｔ ｅｘｐ ｆａｃｔ ＊ ｄｉｓｔａｎｃｅ２）
但し、ｄｉｓｔａｎｃｅは以下の２つの選択の一方によって与えられる。
もしｓｐｃａｌｅオプションａｃ ｗｅｉｇｈｔ ｅｘｐ ｂａｎｄｗｉｄｔｈが０ででなければ、
ｄｉｓｔａｎｃｅ２＝
ａｃ ｗｅｉｇｈｔ ｅｘｐ ｆａｃｔ ｆｒｅｑ ＊ ［（ｇｒｉｄＦｒｅｑ ｉ−ｍｅａｓＦｒｅｑ）／ａｖｇ−ｍｅａｓＦｒｅｑ］２
＋ａｃ ｗｅｉｇｈｔ ｅｘｐ ｆａｃｔ ｃｙｃｌ ＊［（１／ｇｒｉｄＣｙｃｌｅ ｊ）−（１／ｍｅａｓＣｙｃｌ ｅ ｊ）］２
それ以外ならば（ａｃ ｗｅｉｇｈｔ ｅｘｐ ｂａｎｄｗｉｄｔｈが０である時；古いアプローチ）
ｄｉｓｔａｎｃｅ２＝
ａｃ ｗｅｉｇｈｔ ｅｘｐ ｆａｃｔ ｆｒｅｑ ＊ ［（ｇｒｉｄＦｒｅｑ ｉ−ｍｅａｓＦｒｅｑ）／１ ＭＨｚ］２
＋ａｃ ｗｅｉｇｈｔ ｅｘｐ ｆａｃｔ ｃｙｃｌ ＊［（ｇｒｉｄＣｙｃｌｅ ｊ−ｍｅａｓＣｙｃｌｅ ｊ）／１ ｃｙｃｌｅ］２
ここに、ａｃ ｗｅｉｇｈｔ ｂｙ ｂａｎｄｗｉｄｔｈ、ａｃ ｗｅｉｇｈｔ ｅｘｐ ｆａｃｔ、ａｃ ｗｅｉｇｈｔ ｅｘｐ ｆａｃｔ ｆｒｅｑ、及びａｃ ｗｅｉｇｈｔ ｅｘｐ ｆａｃｔ ｃｙｃｌはｓｐｃａｌｃ入力オプション（数）である。
ａｖｇ−ｍｅａｓＦｒｅｑは、（拒絶されなかった）ｍｅａｓＦｒｅｑの平均である。
【００３５】
注；重みつき合計は、グリッド再サンプリング、特に縁における“グリッド孔”（これら孔を充填する一定の補外及び次元に関する固定された次数を原因として悪い結果をもたらす）の問題を回避する。
より新しい重み付けアプローチ（オプションａｃ ｗｅｉｇｈｔ ｂｙ ｂａｎｄｗｉｄｔｈが０でない時の帯域幅による）は、長いパルス長を、測定によって指示されたように遙かに近く移動させる。これは１９９７年に導入された。
【００３６】
オプション（テンプレートファイル：ｓｐｃａｌｃ．ｏｐｔｉｏｎｓ内のコメント参照）：
→測定τ／電気的τの比が所望範囲外にある測定を拒絶する。この範囲の低端及び高端は入力オプションである。（省略時０及び９９９、即ちターンオフ）
→ａ ａｖｇは、パルス平均電力またはパルスエネルギを使用して計算することができる。但し、エネルギ＝パルス平均電力 ＊ パルス幅である。ユーザは、どちらを使用するかを選択することができる。
→ａ ａｖｇ及びａ ｍａｘは、それらの間の平均として計算することができ、その場合それらは同一である（及び、平均に等しい）。後方互換性の場合。
→ａ ａｖｇ及びａ ｍａｘは、異なるサイクルで同一値を有する周波数だけの関数として計算することができる。後方互換性の場合。
→ａｃ ｗｅｉｇｈｔ ｂｙ ｂａｎｄｗｉｄｔｈ、ａｃ ｗｅｉｇｈｔ ｅｘｐ ｆａｃｔ、ａｃ ｗｅｉｇｈｔ ｅｘｐ ｆａｃｔ ｆｒｅｑ、及びａｃ ｗｅｉｇｈｔ ｅｘｐ ｆａｃｔ ｃｙｃｌ（上記参照）。
【００３７】
２）迎角焦点：
ｚ ｅｌ（ｆｒｅｑ， ａｎｇｌｅ）［ｍｍ］＝最小迎角帯域幅位置の測定（周波数、角度の）
処理：
→迎角焦点位置が法定距離限度のマージン内にある測定だけを受入れる。
→出力グリッド周波数及び角度を、個別の変調周波数及び個別のｕｓｌｉｎｅ角度に等しくセット。
→（個別の、及び格納された）出力搬送波周波数及び角度のデータをビンに入れる。周波数ビンが（必ずしも）出力グリッド周波数に一致しないことに注目されたい。
→各ビン毎の平均を計算。
→各出力グリッド角度毎に、補間及び一定補外（これは周波数内の孔を充填する）によって周波数を出力グリッド周波数に再サンプル。
→角度内のどの残余の孔をも充填（補間または一定補外によって）。
【００３８】
３＋４）焦点における迎角ビーム幅（Ｌ０ｙ）及び実効開口ファクタ（ｅファクタ）：
Ｌ０ｙ（ｆｒｅｑ， ａｎｇｌｅ）［ｍｍ］＝ｍｅａｓ（ｆｒｅｑ， ａｎｇｌｅ， ｔｘ， ｌｏｃ について）からの計算された焦点における迎角帯域幅の平均（ｔｘ，ｌｏｃの）
ｅ−ｆａｃｔｏｒ（ｆｒｅｑ， ａｎｇｌｅ）［１］＝ｍｅａｓ（ｆｒｅｑ， ａｎｇｌｅ， ｔｘ， ｌｏｃ について）からの計算された迎角実効開口ファクタの平均（ｔｘ，ｌｏｃの）
2004514461.tif 000007
【００３９】
注：
Ｌ０ｙを計算する場合：
迎角焦点に関しては、測定距離がソフトリミットに近過ぎる測定を無視する。
Ｌｙ＞ａｂｓ｛（ ｚ−ｚｆｙ ）／ｚｆｙ）｝＊ Ｌｓｙ（ ｚ＜２＊ｚｆｙの時）が正根より下の数である場合に限る。もしそうでなければ、ビーム幅が狭過ぎて公式に当て嵌めることはできない。我々は単にこれらの場合を無視するであろう。もし本当に焦点に接近して測定すれば、これは発生しないであろう。
上記公式を使用してＬ０ｙがＬＳｙより大きいことが分かった場合には、その測定を無視する。しかしながら、モデル計算では、これらの場合（焦点におけるビーム幅が表面におけるよりも大きい場合）のために線形公式を使用する。その公式は、
Ｌ０ｙ［ｍｍ］＝ＬＳｙ［ｍｍ］＋（Ｌｙ（ｚ１） ［ｍｍ］−ＬＳｙ［ｍｍ］）＊（ｚｆｙ［ｍｍ］ ／ ｚ１［ｍｍ］）
である。
送信及び測定位置を平均する場合、重みつき合計平均を遂行する。但し、相対重みは推定される誤差の逆平方に比例する。
Ｌ０ｙ内の誤差＝｛ ｄ−Ｌ０ｙ／ｄ−Ｌｙ（ｚ） ｝ ＊ ｃｏｎｓｔ ＊ Ｌｙ（ｚ）
＝ｃｏｎｓｔ ＊ Ｌｙ（ｚ）２／Ｌ０ｙ ＊ （ １−ｕ２ ）
相対重み：
ｗ＝｛ Ｌ０ｙ ＊ （ １−ｕ２ ）／Ｌｙ（ｚ）２ ｝２
注：たとえ何を測定したとしても、関数はＬｙ（０または２＊ｚｆｙ）＝ＬＳｙを通過しなければならないので、重みはｚ１＝０またはｚ１＝２＊ｚｆｙの場合に０になる。
【００４０】
ｅファクタを計算する場合：
迎角焦点に関しては、測定範囲がソフトリミットに近過ぎる測定を無視する。
ｅファクタを計算する場合、それは複素数または無限大になり得る（もしｕ２＝Ｌｙ（ｚ１） ２＜（１−ｕ２） ＊ Ｌ０ｙ２ならば）。その場合には、その測定は無視する。
送信及び測定位置を平均する場合、重みつき合計平均を遂行する。但し、相対重みは推定される誤差の自乗に逆比例する。
ｅファクタ内の誤差＝｛ ｄ−ｅ−ｆａｃｔｏｒ／ｄ−Ｌｙ（ｚ） ｝ ＊ ｃｏｎｓｔ ＊ Ｌｙ（ｚ）
＝ｃｏｎｓｔ ＊ ｛ Ｌｙ（ｚ）２／ｅ−ｆａｃｔｏｒ ＊ ａ０ｙ２ ＊ ｕ２ ｝
ｅファクタのための相対重み：
ｗ＝｛ ｅ−ｆａｃｔｏｒ ＊ ａ０ｙ２ ＊ ｕ２／Ｌｙ（ｚ）２ ｝２
【００４１】
処理：
１．ｅファクタの開始値を使用してＬ０ｙを計算する。この処理は、（直接的な平均の代わりに）ｅファクタ及び重みの加算のために上記公式を用いて重みつき合計平均を使用することを除き、迎角焦点の場合と同じである。
２．次いで、最終出力グリッドへサンプルされた結果的なＬ０ｙを使用してｅファクタを計算する。この処理は、１．の場合と同じである。
３．次いで、１．及び２．を繰り返す。但し、繰り返しカウントは入力オプションである。
【００４２】
オプション（テンプレートファイル：ｓｐｃａｌｃ．ｏｐｔｉｏｎｓ内のコメント参照）：
→ｅファクタ開始（省略時０．６６６６６７）
→繰り返し数（省略時１）
（各ステップを１繰り返しと数える、従ってもしｎ＝１ならばＬ０ｙを適合させるだけであり、もしｎ＝２ならばＬ０ｙ及びｅファクタを１回適合させ、もしｎ＝３ならばｂファクタを２回適合させるが、ｅファクタは１回だけ適合させる等々である。）
−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−
【００４３】
６＋７）焦点における方位ビーム幅及び実効開口ファクタ（ｂ及びｅファクタ）
ｂ （ｆｒｅｑ， ａｎｇｌｅ， ａｐｏｄ）｛１｝＝ｂファクタ及びｅファクタのｍｅａｓ（ａｎｇｌｅ，ｆｒｅｑ，ｔｘ，ｌｏｃ，ａｐｏｄ，ｆ＃について）の平均（ｔｘ，ｌｏｃ，ｆ−ｎｕｍの）
これは、迎角処理に極めて類似している！
従って “ｙ”を“ｘ”に置換し、最早焦点ｚｆｘを使用せずに名目的な送信焦点であるとすること以外は、上記公式を適用する。またアポジゼーション型内に付加的な従属性が存在する。これは、ビンニング、再サンプリング、出力グリッド、及びロジスティックスだけにそのような影響を与える。
唯一の“実際の”差は、それが迎角のためのものであって、ｂファクタのものではないので、モデルパラメータが“焦点におけるビーム幅”（Ｌｏｘ）ではないことである。
【００４４】
Ｌ０ｘ　 ＝ｂファクタ ＊ λ ＊ ｆ数
λ　　＝波長＝周波数／速度
速度　＝１．５２４６ｍｍ／μｓ；水中の音速
ｆ数　＝焦点／開口
ａ０ｘ　 ＝開口
ｚｆｘ　 ＝焦点
従って、
ｂ＝Ｌ０ｘ［ｍｍ］ ＊ ＬＳｘ［ｍｍ］ ＊ ｆｒｅｑ｛ＭＨｚ｝／ｓｐｅｅｄ｛ｍｍ ／ μｓ｝ ＊ｚｆｘ［ｍｍ］
【００４５】
注：前記ｓｐｃａｌｃバージョンでは実効ｆ＃を使用したが、ここでは上記公式内に真のｆ＃を使用する！
ｂファクタのための平均・加算・重みはＬ０ｙの場合とは僅かに、丁度スケーリングファクタだけ異なる。ここでの“ストーリー”は、次のようである。
焦点から遠くの測定の場合（特に、焦点の２倍付近の深さにおける場合）、測定の小さな変動がｂファクタに極めて大きい変動をもたらし得る。
従って、合計内の各項に、ｂの予測される測定誤差の逆平方だけ重み付けする。
【００４６】
ｂの予測される測定誤差は：
ｃｏｎｓｔ ＊ ｄｅｒｉｖａｔｉｖｅ ｏｆ ｂ−ｆａｃｔｏｒ ｗ．ｒ．ｔ Ｌｘ（ｚ） ＊ ｅｒｒｏｒ ｉｎ Ｌｘ（ｚ）
また、Ｌｘ（ｚ）内の誤差はＬｘ（ｚ）に比例するものとして
ｄ−ｂ／ｄ−Ｌｘ＝ｂ ＊（Ｌｘ／Ｌ０２） ＊ （１／１−ｕ２）　 但し、ｕ＝１−（ｚ１／ｚｆｘ）、
予測される誤差＝ｃｏｎｓｔ ＊ ｂ ＊ （Ｌｘ２／Ｌ０２） ＊　（１／１−ｕ２）
相対重み：
ｗ＝｛（ Ｌ０２／Ｌｘ２ ） ＊ （ １−ｕ２ ）｝２
注：たとえ何を測定したとしても、関数はＬｘ（０または２ ＊ ｚｆｘ）＝Ｌ
Ｓｘを通過しなければならないので、重みはｚ１＝０またはｚ１＝２ ＊
ｚｆｘの場合に０になる。
【００４７】
処理：
→出力搬送波周波数、角度、アポジゼーションの型の（格納された）個別の値の各組合わせ毎に、初期（または、最新の）ｅファクタを使用してｂファクタの重み付き合計平均を計算する。
注：Ｌｘ（ｚ）＞ｕ ＊ ＬＳｘである場合に限ってｂファクタは実の解を有している。
それ以外は、測定条件を無視する。
→結果を最終出力グリッドへ再サンプルする（最初に周波数を、次いで角度を再サンプルするが、アポジゼーション型は再サンプルしない）。
注：アポジゼーション型次元に関しては再サンプル“しない”。しかしながら、我々は再サンプルしている（他の２つの次元を充填する）ので、何等かの孤立した孔はそれ以上存在し得ない。唯一の孔は、固定されたアポジゼーションの型に関して意味を有する完全な“平面”であり得、周波数または角度に関しては良好な値は存在しない。この場合、充填することは確かに誤りであろう（実際、これはむしろ病的である）。
【００４８】
→今度は、ｅファクタのための上記ステップを繰り返す（それのための、及びその重みを加え合わせるための公式は、Ｌ０ｘ＝ｂ−ｆａｃｔｏｒ ＊ λ ＊ｆ数とする以外は迎角のための公式と同じである）。ｂファクタ（最終出力グリッドへ再サンプルされ、次いで所望の値に戻すように補間されている）を先に計算したように使用する。
→ｂファクタに関して（新しいｅファクタを与えて）、次いでｅファクタに関して（新しいｂファクタを与えて）繰り返す。
【００４９】
オプション（テンプレートファイル：ｓｐｃａｌｃ．ｏｐｔｉｏｎｓ内のコメント参照）：
これらは、迎角の場合と同一である：
→ｅファクタ開始（省略時０．６６６６６７）
→繰り返し数（省略時１）
−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−
【００５０】
８）Ｃ ｉｉ：Ｉａｐｐａ／Ｉｓｐｔａ／Ｃファクタ：
Ｃ ｉｉ （ ｆｒｅｑ， ａｎｇ， ｔｘ， ａｐｏｄ， ｖｏｌｔ）｛１｝
＝Ｃ ｉｉの測定（全てについて）の最大（位置、ｆ数、サイクル、ｓｐｐａ／ｓｐｔａの）
Ｃ ｉｉには、３つの選択：Ｃ ｉｓｐｐａ、Ｃ ｉｓｐｔａ、及びＣ ｐｉｉがある。１つだけが出力内にある（名目的に、Ｃ ｉｓｐｐａと呼ぶ）。ｓｐｃａｌｃ入力オプションによって、各測定毎に、これらの３つ、対としての最大、またはこれら３つの総合最大の何れかを選択することができる。標準及び省略時は以下の通りである：
Ｃ ｉｓｐｐａ ｆｉｎａｌ＝ｍａｘ （Ｃ ｉｓｐｔａ， Ｃ ｐｉｉ ）
Ｃ ｉｓｐｐａ， Ｃ ｉｓｐｔａ， Ｃ ｐｉｉ：
Ｃ ｉｓｐｐａ＝Ｉｓｐｐａ ｍｅａｓ［Ｗ／ｃｍ２］／Ｉｓｐｐａ ｃａｌｃ［Ｗ／ｃｍ２］
及び
Ｃ ｉｓｐｔａ＝Ｉｓｐｔａ ｍｅａｓ［Ｗ／ｃｍ２］／Ｉｓｐｔａ ｃａｌｃ［Ｗ／ｃｍ２］　　ＲＥＳ→∞の場合
但し、ＲＥＳ→∞はｒｅｓ／ｐａｎボックスがビーム幅よりも遙かに大きい
限界内にあることを意味する。
及び
Ｃ ｐｉｉ＝ＰＩＩ ｍｅａｓ［μＪ／ｃｍ２］／ＰＩＩ ｃａｌｃ［μＪ ／ｃｍ２］
【００５１】
ここに、
Ｉｓｐｐａ ｃａｌｃ［Ｗ／ｃｍ２］＝ｍａｘ ｏｖｅｒｚ｛１００ ＊ Ｗ ａｃ ｐａ［Ｗ］ ＊ １０−０．００３ ＊ ｆｒｅｑ［ＭＨＺ］ ＊ ｚ［ｍｍ］
／Ａ ｅｅ ｂｅａｍ（ｚ）［ｍｍ２］
ＰＩＩ ｃａｌｃ［μＪ ／ｃｍ２］＝Ｉｓｐｐａ ｃａｌｃ［Ｗ／ｃｍ２］ ＊ ｅｌ τ［μｓ］
実際には、“ｍａｘ ｏｖｅｒｚ”とは、ｚ＝０、ｚ＝ｚ ｅｌｅｖ ｆｏｃｕｓ、及びｚ＝ｚ ｆｏｃｕｓにおいて評価し、これらの最大を採ることを意味する。
注：Ｗ ａｃ ｐａ［Ｗ］　　＝ａ（ｆｒｅｑ）［１］ ＊ Ｗ ｅｌ ｐａ［Ｗ］
Ａ ｅｅ ｂｅａｍ［ｍｍ２］＝Ｌｘ（ｚ）［ｍｍ］ ＊ Ｌｙ（ｚ）［ｍｍ］
【００５２】
Ｃ ｉｓｐｔａ：
ｒｅｓボックスサイズが未知であるか、またはｒｅｓボックス、線間隔あけ組合わせの全てについて上述した計算をすることは望ましくないから、ＲＥＳ→∞の限界が使用される。また、限界ＲＥＳ→０はＰＩＩまたはＩｓｐｐａケースによって処理されるから、以下の大きいＲＥＳボックス限界が有利である。
ＲＥＳ→∞の場合：
Ｉｓｐｔａ ｍｅａｓ＝（ＰＩＩ（ｚ） ＊ Ｌｘ ｍｅａｓ（ｚ） ＊ ＮＦ／ＦＴ ＊ ＲＥＳ） ＊ １０−０．００３ ＊ ｆ ｍｅａｓ ＊ ｚ　注：Ｌｘ ＊ ＮＦ／ＲＥＳはＢＯＦ（または、ＢＯＦ ＊ ＦＳＣ）である。
ＲＥＳ→∞の場合：
Ｉｓｐｔａ ｃａｌｃ＝（ａ ＊ Ｅ ｐａ ｅｌ ＊ ＮＦ／ＲＥＳ ＊ Ｌｙ ｍｏｄ（ｚ） ＊ ＦＴ ） ＊ １０−０．００３ ＊ ｆ ｍｏｄ ＊ ｚ
但し、Ｌｘ，ｙ：方位または迎角内のビーム幅（測定された、またはモデル化されたの何れか）
ＮＦ　：走査中の発射数
ＦＴ　：フレーム時
ａ　：モデルの音響変換
Ｅ ｐａ ｅｌ［Ｗ］＝Ｓｅｑｕｏｉａによって計算された電気パルスエネルギ
＝パルス電力×τ
【００５３】
Ｃ ｉｓｐｔａは、オプションとして次の２つの方法で計算することができる。
１）この比は全ての測定ｚについて評価され、その最大が採られる。
Ｃ ｉｓｐｔａ＝（ＰＩＩ（ｚ） ＊ Ｌｘ ｍｅａｓ（ｚ） Ｌｙ ｍｏｄ（ｚ） ／ ａ ＊ Ｅ ｐａ ｅｌ）
＊（１０−０．００３ ＊ ｆ ｍｅａｓ ＊ ｚ ／ １０−０．００３ ＊ ｆ ｍｏｄ ＊ ｚ）
ｚのこの値は、全ての量、測定、またはモデルにおける測定範囲である。
要するに：
Ｃ ｉｓｐｔａ＝ｍｅａｓ−ｔｅｒｍ（ｚ）／ｃａｌｃ−ｔｅｒｍ（ｚ）の測定されたｚについての最大である。
２）ｚは、それがＣ ｉｓｐｐａ及びＣ ｐｉｉのためのものであるのと同様に処理される。ｍｅａｓ−ｔｅｒｍは測定範囲が“最大化”され、ｃａｌｃ−ｔｅｒｍはｚ＝０及び焦点が“最大化”されている。
Ｃ ｉｓｐｔａ＝ｍｅａｓ−ｔｅｒｍ（ｚ−ｍｅａｓ）の測定されたｚの最大／
ｃａｌｃ−ｔｅｒｍ（ｚ−ｃａｌｃ）のｚ＝０及び焦点の最大
この第２の方法は、Ｃ ｉｓｐｐａ及びＣ ｐｉｉに類似している。
【００５４】
＊このセクションは置換された：
＊そこで、Ｃ（Ｖ）をＶｐｐ２の関数として適合させ、以下を求める。
＊　Ｃ ０ （ ｆｒｅｑ， ａｎｇ， ｔｘ， ａｐｏｄ ）［１］
＊　Ｖ ０ （ ｆｒｅｑ， ａｎｇ， ｔｘ， ａｐｏｄ ）［Ｖ］
＊　ｐ＋ （ ｆｒｅｑ， ａｎｇ， ｔｘ， ａｐｏｄ ）［１］
＊　ｐ− （ ｆｒｅｑ， ａｎｇ， ｔｘ， ａｐｏｄ ）［１］
＊ここに、
＊　Ｃ（Ｖ）＝Ｃ ０［ １−Ｐ＋｛（ Ｖ ／ Ｖ ０ ）−１｝２ ］　　　Ｖ＞Ｖ ０の場合
＊　Ｃ（Ｖ）＝Ｃ ０［ １−Ｐ−｛（ Ｖ ／ Ｖ ０ ）−１｝２ ］　　　Ｖ＜Ｖ ０の場合
＊Ｃ ０及びＶ ０を見出す：
＊　Ｃ ０＝Ｖ［ Ｃ（Ｖ） ］についての最大
＊　Ｖ ０＝Ｃ（Ｖ）を最大にするＶ、またはＣ（Ｖ ０）＝Ｃ ０
＊Ｐ＋／−を見出す：
＊　Ｐ＋＝Ｖ＞Ｖ ０［（ Ｖ ０２ ／ Ｃ ０） ＊ ｛ Ｃ ０−Ｃ ／ （ Ｖ− Ｖ ０ ） ２｝］についての最小
＊　Ｐ−＝Ｖ＜Ｖ ０［（ Ｖ ０２ ／ Ｃ ０） ＊ ｛ Ｃ ０−Ｃ ／ （ Ｖ− Ｖ ０ ） ２｝］についての最小
＊　Ｐ＋／−は、もしＶ＞Ｖ ０またはＶ＜Ｖ ０をそれぞれ有するＣ（Ｖ）が存在しなければ、
＊０にセットされよう。
＊置換されたセクションの終わり
【００５５】
＊＊＊＊より多く削除されたスタッフ
＊電圧グリッドのためのＣファクタ適合：
＊ 周波数、角度、送信の固定された各セット毎に、固定された電圧グリッド値Ｖ
＊ ｎのためのＣｎのセットを以下のように計算する（但し、ｎ＝１‥Ｎ）。
＊　１）Ｃ ＊ Ｖ２はＶ２内で区分的に線形である。ここに、区分はこれらのＶｎによ
＊　　　って区切られる。
＊　２）全ての測定された点Ｃ ＊ Ｖ２は、区分的には線形である曲線上に、または
＊　　　その下にある（決して曲線の上にはない）。
＊　３）Ｃ ＊ Ｖ２は、原点を通る、即ちＶ＝０の場合には０であるとする。
【００５６】
＊アルゴリズム：
＊　１） 先ずＶ間隔：０＜Ｖ＜Ｖ１で開始し、測定点がその曲線上に存在しないよ
＊　　うなその曲線が取り得る最小勾配を見出す。
＊　　これは、第１グリッド点Ｖ１における値Ｃ ＊ Ｖ２をもたらす。
＊　　オプショナルなグリッド重畳ファクタを有する「次の」間隔の部分を含ま
＊　　せるために使用される間隔を拡張することができる。従って、より大きい＊　　間隔内に存在する全ての測定点が検討される。それにも拘わらずこの結果＊　　は現在のグリッドのエンドポイントのために計算され、この手順が繰り返＊　　される。従って、グリッド重畳を用いずに、次のものを使用する。
＊　　ｉ番目の間隔の場合：
＊　　　　　Ｖ （ ｉ−１ ） ２ ＜ Ｖ ＜ Ｖ ｉ２
＊　　グリッド重畳ファクタ（ＧＯＦ）を用いる：
＊　　　　　Ｖ （ ｉ−１ ） ２ ＜ Ｖ ＜ Ｖ ｉ２＋ＧＯＦ ＊ ［ Ｖ （ ｉ＋１ ） ２− Ｖ ｉ２ ］
＊　　再度、Ｖ ｉのみにおけるＣ＊Ｖ２を計算するために、それでも、現在の間隔
＊　　のために得られた最大勾配を使用する（グリッド重畳ファクタを用いて、＊　　または用いずに）。
＊　２）全てのグリッド電圧間隔が遂行されるまで、次に高い電圧間隔について＊　　　上記述ステップを繰り返す。
＊＊＊＊＊＊＊＊＊削除されたスタッフの終わり
【００５７】
Ｃファクタ電圧グリッド計算及びグリッドへの適合：
これは、１９９６年９月２６日に変更されたアルゴリズムである（古いバージョンに関しては上述したので参照されたい）。
１．周波数、角度、送信焦点、及びアポジゼーション型の各独特のセット毎にＶｐｐの関数として全ての“生”Ｃファクタを計算し、このセットを“ケース”と呼ぶ。次いでｘの関数としてｙを計算する（ｙはＣ−ｆａｃｔｏｒ ＊Ｖｐｐ２であり、ｘはＶｐｐである。最終適合はｙ対ｘの区分的線形曲線であろう。
２．各ケース毎に、ｘ−ｙ対及び点（０，０）の部分集合からなるその凸のハルを計算する。ハルは、先ず点（０，０）をそれへ加算することによって計算する。次いで、最大勾配を有するｘ−ｙ対を見出し、それをハルへ加算する。次に、ｘ＞ｘ０及びｙ＞ｙ０を有する生ｘ−ｙ対を見出す（ｘ０−ｙ０は最後のハル点であり、これも最大ｘ及びｙ値を有する点である）。これはｘ０−ｙ０から計算された最大勾配を有している。即ち
全てのｘｉ＞ｘ０及びｙｉ＞ｙ０について、
最大勾配（ｘｉ，ｙｉ）＝（ｙｉ−ｙ０）／（ｘｉ−ｘ０）
換言すれば、次のハル点は（ｘｉ，ｙｉ）であり（但し、ｘｉ＞ｘ０及びｙｉ＞ｙ０である）、勾配（ｘｉ，ｙｉ）はｘｊ＞ｘ０及びｙｊ＞ｙ０を有する全ての点の最大である。
ｘｉ＞ｘ０及びｙｉ＞ｙ０を有する生の点をそれ以上見出すことができなくなるまで、繰り返してハル点を加算する。
【００５８】
３．初期ｘグリッド値を、将に２つの値、即ち全てのハルのケースについて０及び最大ｘにセットする。
４．各ハルのケースを、以下のようにしてグリッドに適合させる。
点（０，０）を適合に加算する。次いで、各ｘグリッド値毎に、先行ｘグリッド値からの最大勾配ｗ．ｒ．ｔを計算し、その先行グリッド点（ｘ，ｙ）からの勾配を有する線と、現在のグリッド線（ｘグリッドを通る垂直線）との交わりを計算する。これが、新しいグリッド点である。次いで、全てのグリッド点がカバーされるまで繰り返す。換言すれば、
次のｙグリッド＝最後のｙグリッド＋最大勾配
＊（ 次のｘグリッド−最後のｘグリッド）
但し、全てのｘｉ＞最後のｘグリッド、及びｙｉ＞最後のｙグリッドについて、
最大勾配＝（ｙｉ−最後のｙグリッド）／（ｘｉ−最後のｘグリッド）の最大である。
もし、最大勾配が０または負であるか、またはもしｘ＞最後のｘグリッド点を有するハル点が存在しなければ、最後のハル点から、以下のように補外する。
ｙ（ｘグリッド）＝（最大ｙハル／最大ｘハル）＊ｘグリッド
注：最大ｘを有するハル点は、最大ｙをも有している。
【００５９】
５．全てのケースに関して、各ヌル点における、及び各グリッド点におけるハルと適合との間の誤差を計算する。補外は上述した（“一定Ｃファクタ補外”）通りである。もし最大絶対誤差が入力許容差よりも大きければ、別のグリッド点を加える。そのグリッド点は、最大誤差を有する点（１つのケースに関して、ハル上の点、またはグリッド上の点の何れか）を見出すことによって選択される。そのケースに関して、次に低いハル点を見出し（それが既にグリッド内にない限り、次に低いものを選択する）、その点をグリッドへ追加する。
６．最大絶対誤差が許容差より小さいか等しくなるまで、ステップ４及び５を繰り返す。
【００６０】
７．次に、再度グリッド点を除去することを繰り返し試みる。全てのケースに関して各グリッド点自体を除去し、最大絶対誤差を計算する。もしこの誤差が許容差より小さいか等しく留まっていれば、その点を除去する。さらなる縮小を達成できるまで、低から高ｘ値へ、次いでその逆にグリッドを通過する。
８．全てのケースに関して、適合Ｃファクタは適合曲線のｙ／ｘ比である。Ｖｐｐグリッドは、ｘグリッド値の平方根からなる。
注：上述した“全てのケース”とは、Ｉｓｐｔａ及びＭＩの両者（及び、全ての周波数、角度、焦点、及びアポジゼーション型）に関していることを意味している。
【００６１】
処理：
−変調周波数、角度、方位送信焦点、及びアポジゼーション型の個別の各値毎に、測定された、及びモデルパラメータ（組織減衰された）を計算し、比を形成する。これが、電圧の関数としてのＣファクタである。Ｃファクタ、電圧（Ｖｐｐ）、及び測定の出力搬送波周波数を記録する。ここで、τ拒絶基準を適用し、測定τ／電気的τの比がオプション入力範囲外にある測定を無視する（音響変換の場合のように）。
−各ケース毎に、上述したようにグリッド及び適合Ｃファクタを計算する。
−３つの各独立パラメータ（角度、焦点、アポジゼーション型）毎に、（平均された）出力搬送波周波数によってＣｎ値を分類し、そのリストを（個別の；分類された）変調周波数に再サンプルする。
−これにより、焦点及び角度を再サンプルすることによって（但し、アポジゼーション型は再サンプルされない。上述した方位ビーム幅ファクタに関する処理の注を参照されたい）孔が充填されている規則的な矩形の４つの次元の表が得られる。
【００６２】
オプション（テンプレートファイル：ｓｐｃａｌｃ．ｏｐｔｉｏｎｓ内のコメント参照）：
−低及び高τ拒絶比（音響変換参照）
−グリッド計算及び適合のための最大絶対誤差（％）
−Ｃ ｉｓｐｔａのための範囲処理（前述した：測定範囲における比を計算して最大を採るか、「または」、測定範囲のｍｅａｓ−ｔｅｒｍの最大を採ってｚ＝０及び焦点のｃａｌｃ−ｔｅｒｍの最大を採り、比を形成するの何れかを参照）
−省略時値によって、ｓｐｃ ｖａｌ．ｄａｔファイルの代わりに、ｓｐｃ ｖｓｕｂ．ｄａｔファイル及びｓｐｃ ｖｃｆａ．ｄａｔファイルを作る。
−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−
【００６３】
９）ｃ ｍｉ：ＭＩ ｃ−ｆａｃｔｏｒ：
ｃ ｍｉ（ ｆｒｅｑ， ａｎｇ， ｔｘ， ａｐｏｄ）［１］＝（ ＭＩ ｍｅａｓ ／ ＭＩ ｃａｌｃ ）２のｍｅａｓ（全てについての）の最大（ｌｏｃ，ｆ＃，ｃｙｃの）
ＭＩ ｍｅａｓ［１］＝Ｐｒ（ｚ）［ＭＰａ］／Ｍｐａ＊ｓｑｒｔ（１０−０．００３＊ｆｒｅｑ［ＭＨｚ］＊ｚ［ｍｍ］）／ｓｑｒｔ（ｆｒｅｑ［ＭＨｚ］／ＭＨｚ
ＭＩ ｃａｌｃ＝ｍａｘ ｏｖｅｒｚ［Ｗ ｍｉｎ ａ［Ｗ］＊ρ［ｇ／ｃｍ３］＊ｃ［ｍｍ／μｓ］＊１０−０．００３＊ｆｒｅｑ＊ｚ／
Ａ ｅｅ ｂｅａｍ（ｚ）［ｍｍ２］＊ｆｒｅｑ［ＭＨｚ］］１／２
実際には、“ｍａｘ ｏｖｅｒｚ”とは、ｚ＝０、ｚ＝ｚ ｅｌｅｖ ｆｏｃｕｓ、及びｚ＝ｚ ｆｏｃｕｓにおいて評価し、これらの最大を採ることを意味する。
注：Ｐｒ２＝（Ｗ ｍｉｎ ａｃ／Ａ ｅｅ ｂｅａｍ）＊ ρ ＊ｃ
ρ＝水の密度　１ ｇ／ｃｍ３
ｃ＝水中の音速　１．５２４６ ｍｍ／μｓ
Ｗ ｍｉｍ ａｃ＝ａ（ｆｒｅｑ） ＊ Ｗ ｍｉｍ ｅｌ
Ａ ｅｅ ｂｅａｍ＝Ｌｘ（ｚ） ＊ Ｌｙ（ｚ）
電圧グリッド値Ｖｎ（ｎ＝１‥Ｎ）のためのＣｎ値の計算は、Ｃ ｉｓｐｐａに関する計算と同様である。
【００６４】
処理：
Ｃ ｉｓｐｐａについてと同様である。
【００６５】
オプション（テンプレートファイル：ｓｐｃａｌｃ．ｏｐｔｉｏｎｓ内のコメント参照）：
Ｃ ｉｓｐｐａに適用されるオプションの３つがＣ ｍｉにも適用される。
−低及び高τ拒絶比（音響変換参照）
−出力グリッド電圧のセット
−電圧グリッド重畳ファクタ（Ｃ ｉｓｐｔａ参照）
−省略時値によって、ｓｐｃ ｖａｌ．ｄａｔファイルの代わりに、ｓｐｃ ｖｓｕｂ．ｄａｔファイル及びｓｐｃ ｖｃｆａ．ｄａｔファイルを作る。
−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−
【００６６】
電気的コンダクタンスの再スケーリング：
ｕｓｍマシンは、３つの項（平均パルス電力、及び最小及び最大パルス電力）に３つの項、即ち、電圧項、アポジゼーション合計項、及び電気的コンダクタンスを乗ずることによって電力項を計算する。この電気的コンダクタンスは、マシンへの電力管理によって与えられる表である。この表は、電気的コンダクタンス（単位：μモー）対出力搬送波周波数の対からなる。オンライン動作中に、それは、現在の出力搬送波周波数のための電気的コンダクタンス値を発生させるために補間される。
ｓｐｃａｌｃは、測定が完了した後に、電気的コンダクタンスを変化させる能力を与える。それは、電気的コンダクタンス対出力搬送波周波数の新しい表を採り、この新しいコンダクタンスに従って電力項を再スケールする。勿論、これはモデルパラメータ、即ち音響変換及びＣファクタを変化させることになろう。
同じ電気的コンダクタンス表を、ｓｐｃａｌｃへの入力として使用されたマシン内へロードすることが重要である。
【００６７】
ここに公式が存在する：
ｏｌｄ ｃｏｎｄｕｃｔａｎｃｅ［μモー］　 測定中にマシンから読出す
ｏｌｄ Ｗ ｐａ ｅｌ［Ｗ］　　　　　　測定中にマシンから読出す
ｏｌｄ Ｗ ｍｉｎ ｅｌ［Ｗ］　　　　　 測定中にマシンから読出す
ｎｅｗ ｃｏｎｄｕｃｔａｎｃｅ［μモー］　 新しい値：分離した入力表からｓｐｃａｌｃへ補間
電力値（音響変換、Ｃファクタ）を使用する上式の全てにおいて、次のことを行う。
Ｗ ｐａ ｅｌ＝ｏｌｄ Ｗ ｐａ ｅｌ ＊ ｎｅｗ ｃｏｎｄｕｃｔａｎｃｅ／ｏｌｄ ｃｏｎｄｕｃｔａｎｃｅ
Ｗ ｍｉｎ ｅｌ＝ｏｌｄ Ｗ ｍｉｎ ｅｌ ＊ ｎｅｗ ｃｏｎｄｕｃｔａｎｃｅ／ｏｌｄ ｃｏｎｄｕｃｔａｎｃｅ
【００６８】
電力測定中に必要なＡｃｑによって計算されるパラメータの概要：
信号ライン送信パラメータ、Ｐｌｕｓ
ａ０ｘ［ｍｍ］：　　　 送信方位開口
Ｗ ｐａ ｅｌ［Ｗ］　　　電気パルス平均エネルギ
Ｗ ｍｉｎ ｅｌ［Ｗ］　　 電気的最小ピークエネルギ（負に移行するピーク）
Ｖ［Ｖ］　　　　　　送信電圧
ｃｏｎｄｕｃｔａｎｃｅ［μモー］：
ｅｌｅｃ−τ［μｓ］　　　　：
【００６９】
電力計算の出力（ｓｐｃａｌｃ）：
出力は２回生成される。即ち、１回はＺのためにフォーマットされ、１回はＳのためにフォーマットされる。プログラムは、出力フォーマットを説明するテキストファイルをも発生する。ターンオンすることができるデバッグ出力ファイルも存在する。これらは、“説明ファイル”内にも記述される。
【００７０】
Ｚのための出力：
注：これは、現在も未だにそのモデルの初期バージョンと後方互換的なフォーマットである。幾つかのオプション（ｓｐｃａｌｃオプション内の）を正しくセットしなければならない（オプション入力ファイルを参照されたい）。また、方位ｂファクタは、後方互換性のために１．５で除される。
出力はｍｇｌフォーマットであり、各ＰＭＳパラメータ毎の表と共に単一のファイルにされる。各表は、パラメータ値及び独立パラメータのためのグリッドサンプル値を記録している。
2004514461.tif 000008
【００７１】
Ｓのための出力：
１）Ｓは、６つの全ての次元においてオンライン補間を行い、従ってイメージングスペックは、正確にｐｍｓ計算手順を格納する。即ち、イメージングスペックが作られる時には、補間または再サンプリングは存在しない。
２）省略時には、３つの表を充填する３つのデータファイルを生成する。これらのファイル（表）は、ｓｐｃ ｇｒｉｄ．ｄａｔ（ｐｍｓ ｍｅａｓ ｇｒｉｄ）、ｓｐｃ ｖｓｕｂ．ｄａｔ（ｐｍｓ ｍｅａｓ ｓｕｂ ｖａｌｕｅｓ）、及びｓｐｃ ｖｃｆａ．ｄａｔ（ｐｍｓ ｍｅａｓ ｃ ｆａｃｔｏｒ）である。後方互換性に関して、２つのデータファイル、即ち、ｐｍｓ ｍｅａｓ ｇｒｉｄ表を充填するためのｓｐｃ ｇｒｉｄ．ｄａｔ及び絶対ｐｍｓ ｍｅａｓ ｖａｌｕｅｓ表を充填するためのｓｐｃ ｖａｌ．ｄａｔを生成することができる。ｐｍｓ ｍｅａｓ ｇｒｉｄは６つの独立変数（周波数、角度、焦点、アポジゼーション型、サイクル、電圧）を含み、他の表は９つの従属変数を含む。
３）ｐｍｓ ｍｅａｓ ｓｕｂ ｖａｌｕｅｓ表は、独立変数、即ち周波数、角度、アポジゼーション型、及びサイクルカウントに従属する。ｐｍｓ ｍｅａｓ ｃ ｆａｃｔｏｒは、周波数、角度、焦点、アポジゼーション型、及び電圧に従属する。データを２つの表に分割することによって、ＩＳデータベースのためのストレージを大幅に節約することができる。
ｐｍｓ ｍｅａｓ ｖａｌｕｅｓ表は、全てのデータを単一の表内へ管理する。これは、ｓｐｃａｌｃオプション“ｍａｋｅ ｓｐｃ ｖａｌ．＝１”を通して未だに支援されている。省略時には、２つの新しい表、即ちｐｍｓ ｍｅａｓ ｓｕｂ ｖａｌｕｅｓ及びｐｍｓ ｍｅａｓ ｃ ｆａｃｔｏｒのためのデータが代わりに作られる。
【００７２】
４）２つの表ｐｍｓ ｍｅａｓ ｓｕｂ ｖａｌｕｅｓ及びｐｍｓ ｍｅａｓ ｃ ｆａｃｔｏｒは、以下の構造によって収集ソフトウェア内に表される。
2004514461.tif 000009
【００７３】
“９”のテーブルは、各パラメータ毎の列を有し、その６次元マトリックスは列ベクトルとして線形の態様で格納される。実際には、これは、これに似た構造のアレイを意味する。
2004514461.tif 000010
従って、例えば、もし３つの周波数、２つの角度、５つの焦点、４つのアポジゼーション、６つのサイクル、及び７つの電圧を“悉く”測定すれは、表は、
３×２×５×４×６×７＝５０４０行
を有することになる。
【００７４】
５）６つの各独立パラメータ毎のサンプルグリッド値も、単一の表内にパックされる。それは、各パラメータ毎に１つずつの計６つの列を有している。行の数は、４つのパラメータの何れかのための値の最大数である。従って値リストが行数よりも短いパラメータの場合には、列ベクトルにターミネータ値を詰める。
2004514461.tif 000011
従って、上例（３周波数、２角度、５焦点、４アポジゼーション、６サイクル、７電圧）においては、この表は７行を有することになる。周波数、角度、アポジゼーション、及びサイクルに関しては、少なくとも４、５、２、３、及び１行がターミネータ値（多分、−１００００００）を有するようになる。
【００７５】
注：
１）ｓｐｍｅａｓは角度を測定することを試みる。
もし、迎角焦点を見出すことができなければ（それが浅過ぎるために）、プログラムはそのように“言う”が、進行はしない。
もし特定の送信焦点のピークを見出すことができなければ、プログラムは次の送信焦点へ移る。極めて大きい角度の場合には、多分送信焦点はデータを有していないであろう。これらの孔は、出力グリッドへ再サンプルすることによって充填されよう（既述）。
【００７６】
出力搬送波周波数のジッターの取扱いの要約説明：
これは、種々の“処理”セクションにおいて説明したものの要約である。
１）個別の変調周波数のリストを見出す。これらの値は、出力（サンプル）グリッド出力搬送波周波数としても役立つ。
２）個別の角度、送信焦点、アポジゼーション型、及びサイクルのリストを見出す。
３）出力搬送波周波数及びサイクルの個別の各出力グリッド値対毎に；
全ての音響変換に関して重み付き合計平均を計算する。
出力グリッド点に“より近い”測定は、“より遠い”測定よりも大きい重みを有している。それでも、全ての測定は単一のグリッド点として平均される。
４）個別の出力搬送波周波数及び個別の角度毎に、
“ｚ ｅｌ”及び“Ｌ０ｙ”及びｅファクタｆ ｏｃを計算して平均し、これら３つを出力グリッド周波数値のリストへ戻して補間する。
５）個別の出力搬送波周波数及び個別の角度及びアポジゼーション型毎に、方位ｂファクタ及びｅファクタ及びｆ ｏｃを計算して平均し、これら３つを出力グリッド周波数値のリストへ戻して補間する。
６）個別の変調周波数、角度、送信焦点、アポジゼーション毎に、
Ｃ（Ｖ）を計算し、ｆ ｏｃを平均する。
７）Ｃ（Ｖ）から、Ｃｎ（Ｖｎ）を決定する。
８）それらを出力搬送波周波数の出力リストへ戻して補間する。
【００７７】
オンラインＰＭＳモデル計算：
（以前は：“ｐｍｓ．ｏｎｌｉｎｅ”音響及び熱的パラメータのオンライン計算）
2004514461.tif 000012
【００７８】
このドキュメントは、Ｓｅｑｕｏｉａが動作している時のＳｅｑｕｏｉａによる音響及び熱的パラメータの計算を記述する。これらのパラメータは、ＦＤＡ及び内部規則のためのものである。幾つかのパラメータは調整され、他のパラメータは単に表示されるだけである。
２つのグループ、即ち、単一の発射に適用される短時間一定パラメータ（ＳＴＣ）、及び長時間（フルフレーム）にわたって平均される長時間一定パラメータ（ＬＴＣ）が存在する。
【００７９】
2004514461.tif 000013
ＩＥＣ１１５７のためのパラメータ
ヘッドルーム
注：次元は［　］で示す。例えば、［ｍＷ／ｃｍ２］
［１］は無次元であることを意味する。
−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−
【００８０】
2004514461.tif 000014
【００８１】
2004514461.tif 000015
−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−
【００８２】
2004514461.tif 000016
−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−
【００８３】
2004514461.tif 000017
【００８４】
2004514461.tif 000018
2004514461.tif 000019
【００８５】
2004514461.tif 000020
【００８６】
幾つかの走査モードの組合わせ：
Ｉｓｐｔａ ｔは、多分分離した限度を用いて各モード毎に別々に管理される。しかし、合計Ｉｓｐｔａはモード全体の和である。
【００８７】
＃ 以下に、今では時代遅れのモデルを説明する：
2004514461.tif 000021
−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−
【００８８】
５）ＴＩ［１］
熱的インデックス
2004514461.tif 000022
大開口：Ａ ａｐｅｒ＞１ｃｍ２
小開口：Ａ ａｐｅｒ≦１ｃｍ２
【００８９】
組合わせＴＩ：
Ｎ　 ＝フレーム内のＮ番目の送信成分
ＳＵＭ ＝Ｎの合計またはＮの適切な部分集合
ＭＡＸ ＝２つの項の最大
Ｘ　 ＝Ｓ，Ｃ，またはＢの１つ
とする。
一般的には：
ＴＩＸ＝ＭＡＸ［ ＳＵＭ（ ＴＩＸ Ｎ ｓｕｒｆａｃｅ ），ＳＵＭ（ ＴＩＸ Ｎ ｄｅｐｔｈ ） ］
詳述すれば：
ＴＩＳ＝ＭＡＸ ［ＳＵＭ（ＴＩＳ Ｎ ｓｃａｎｎｅｄ）＋ＳＵＭ（ＴＩＳ Ｎ ｕｎｓｃａｎｎｅｄ ｓｍａｌｌ ａｐｅｒ），
ＳＵＭ（ＴＩＳ Ｎ ｕｎｓｃａｎｎｅｄ ｌａｒｇｅ ａｐｅｒ） ］
ＴＩＳＦ≒ＳＵＭ（ＴＩＳ Ｎ ｕｎｓｃａｎｎｅｄ ｌａｒｇｅ ａｐｅｒ）（定義：特別な追加）
ＴＩＢ＝ＭＡＸ ［ＳＵＭ（ＴＩＢ Ｎ ｓｃａｎｎｅｄ）， ＳＵＭ（ＴＩＢ Ｎ ｕｎｓｃａｎｎｅｄ） ］
ＴＩＣ＝ＳＵＭ（ＴＩＣ Ｎ）
または、換言すれば：
ＴＩＳ＝ＭＡＸ ［ＳＵＭ（ＴＩ Ａ）＋ＳＵＭ（ＴＩ Ｃ）， ＳＵＭ（ＴＩ Ｂ）］
ＴＩＢ＝ＭＡＸ ［ＳＵＭ（ＴＩ Ａ）， ＳＵＭ（ＴＩ Ｄ）］
ＴＩＣ＝ＳＵＭ（ＴＩ Ｅ）
ＴＩＳＦ≒ＳＵＭ（ＴＩ Ｂ）
【００９０】
公式（表面）：
式Ａ：ＴＩ Ａ＝Ｗ０１［ｍＷ］ ＊ ｆｒｅｑ［ＭＨｚ］／２１０ ＊ ｍＷ ＊ ＭＨｚ
（ＴＩＳまたはＴＩＢ；走査された；表面）
式Ｃ：ＴＩ Ｃ＝Ｗ０［ｍＷ］ ＊ ｆｒｅｑ［ＭＨｚ］／２１０ ＊ ｍＷ ＊ ＭＨｚ
（ＴＩＳ；走査されていない；表面；小開口）
式Ｅ：ＴＩ Ｅ＝Ｗ０［ｍＷ］ ＊ （１０ｍｍ）／４０ ＊ Ｄｅｑ［ｍｍ］ ＊ ｍＷ
注：１０ｍｍ（オリジナル　１ｃｍ）
（ＴＩＣ；走査された、またはされていない；表面）
【００９１】
公式（深さ）：
式Ｂ：ＴＩ Ｂ＝（ｆｒｅｑ［ＭＨｚ］／２１０ ＊ ｍＷ ＊ ＭＨｚ） ＊
ｍａｘ ｚ＞ｚ ｂｐ［ｍｉｎ（Ｗ．３（ｚ）［ｍＷ］， Ｉｓｐｔａ ｔ（ｚ）［ｍＷ／ｃｍ２］ ＊ １ｃｍ２）］
（ＴＩＳ；走査されていない；深さ；大開口）
【００９２】
最大−最小決定：
最小（Ｗ， Ｉ）のｚ＞ｚ ｂｐの最大に関しては３つのケースだけを検討すればよい。
ケース１：Ｗ．３（ｚ ｂｐ）≦Ｉｔａ．３（ｚ ｂｐ）　　　従って最大−最小＝Ｗ．３（ｚ ｂｐ）
ケース２：Ｗ．３（ｚ ｂｐ）＞Ｉｔａ．３（ｚ ｂｐ）及びｚ＞ｚ ｂｐに関して少なくとも１つのクロスオーバーが存在する。
ｚ ｘｏをそれらの最小であるものとすれば、
最大−最小＝ｍａｘ［ Ｗ（ｚ ｘｏ）， Ｉｔａ．３（ｚ ｂｐ＜ｚ＜ｚ ｘｏ） ］
ケース３：Ｗ．３（ｚ ｂｐ）＞Ｉｔａ．３（ｚ ｂｐ）及びｚ＞ｚ ｂｐに関してクロスオーバーは存在しない。従って、
最大−最小＝Ｉｔａ．３（ｚ）のｚ＞ｚ ｂｐ の最大
【００９３】
要約：
2004514461.tif 000023
式Ｄ：ＴＩ Ｄ＝次の内の最小値
５０ｍＷ−１ ＊ ［ Ｗ．３（ｚＢ．３）［ｍＷ］ ＊ Ｉｓｐｔａ．３（ｚＢ．３） ［ｍＷ／ｃｍ２ ］ ＊ ｃｍ２，
４．４ｍＷ−１ ＊ Ｗ．３（ｚＢ．３）［ｍＷ］ ］１／２
（ＴＩＢ；走査されていない；深さ）
ここに、
Ｗ０［ｍＷ］＝Ｗ０ ｒｍｓ ａｃｏｕｓｔ［ｍＷ］＝ａ（ｆｒｅｑ）［１］ ＊ Ｗ ｒｍｓ ｅｌｅｃ［ｍＷ］
（上記参照）：平均音響パワー
Ｗ０１［ｍＷ］＝Ｗ０１ ｒｍｓ ａｃｏｕｓｔ［ｍＷ］＝ａ（ｆｒｅｑ）［１］ ＊ Ｗ０１ ｒｍｓ ｅｌｅｃ［ｍＷ］
活動開口の中心の１ｃｍを通る平均音響パワー
Ｗ０１ ｒｍｓ ｅｌｅｃ［ｍＷ］＝１０００−１ ＊ ｇ（ｆｒｅｑ）［μモー］ ＊ Ａ０１［１］ ＊ Ｖ ｔｏｔａｌ ｒｍｓ２［Ｖ２］
Ｗ．３ ［ｍＷ］＝Ｗ．３ ｒｍｓ ａｃｏｕｓｔ ［ｍＷ］＝Ｗ０［ｍＷ］ ＊ １０−０．００３ ＊ ｆｒｅｑ［ＭＨｚ］ ＊ ｚ［ｍｍ］
Ｉｓｐｔａ ｔ［ｍＷ／ｃｍ２］　（上記参照）
Ａ０１［１］：１ｃｍ長開口（中心　１ｃｍ）について平方された１ｃｍの走査され・合計されたアポジゼーション値；成分のフレームのＮ番目の発射の場合中心１ｃｍで打ち切られたアポジゼーションプロファイルを平方し、合計する；
次いでこの成分のフレームを構成している全ての縁について平均する；
ＡＣＱによって計算
Ｄｅｑ［ｍｍ］＝［ （４ ／ ＰＩ） ＊ Ａ ａｐｅｒ［ｍｍ］ ］１／２
ｚ ｂｐ［ｍｍ］＝１．５ ＊ Ｄｅｑ［ｍｍ］
Ａ ａｐｅｒ［ｍｍ２］：活動開口面積
Ａ ａｐｅｒ［ｍｍ２］＝ａ０ｙ［ｍｍ］ ＊ ａ０ｘ ｓｃａｎｎｅｄ １２ｄｂ［ｍｍ］
ａ０ｘ ｓｃａｎｎｅｄ １２ｄｂ［ｍｍ］：走査された活動開口のサイズ、
即ち、Ｖ ｒｍｓ≧−１２ｄＢ ｍａｘ（Ｖ ｒｍｓ）を有する全ての
要素からなる開口
ＡＣＱによって計算
もしＡ ａｐｅｒ＞１ｃｍ２＝１００ｍｍ２ならば、大開口
もしＡ ａｐｅｒ≦１ｃｍ２＝１００ｍｍ２ならば、小開口
ｚＢ．３深さ：Ｗ．３（ｚ） ＊ Ｉｓｐｔａ ｔ（ｚ）を最大にするか、または同様に、０．６でデレートされたＩｓｐｔａを最大にする
【００９４】
成分の合計及びＶ依存性：
表面及びある深さにおけるＴＩを互いに加え合わせ、２つの合計の最大を求める。Ｗから計算された全てのＴＩ項についてはＶ２依存性を使用し、Ｉｓｐｔａまたは平方根（Ｉｓｐｔａ） から計算された全てのＴＩ項についてはＩｓｐｔａ Ｃファクタまたはその平方根を使用する。
Ｎ＝Ｎ番目の成分とし、
Ｘバー＝Ｓ， Ｂ， またはＣとすれば、
各Ｘ＝Ｓ， Ｂ， Ｃ毎に、
ＴＩＸ＝ｍａｘ （ＴＩＸ ｓｕｒｆａｃｅ， ＴＩＸ ｄｅｐｔｈ ）
注：電圧でスケーリング：全てのＷは Ｖ２に比例し、一方ＩｓｐｔａはＩｓｐｐａ−Ｃ−ｆａｃｔｏｒ挙動を使用する。
−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−
【００９５】
６）ΔＴ：ｘｄｃｒ表面における温度上昇
ｄＴ ｓｋｉｎ／ａｉｒ［Ｃ］
＝１０００−１ｋ ｓｋｉｎ／ａｉｒ［Ｃ／Ｗ］ ＊ ＡｐｅｒＦｃｔ（ＳＦＳＡ）［１］ ＊ Ｗ０ ｒｍｓ ｅｌｅｃ［ｍＷ］
ｋ ｓｋｉｎ／ａｉｒ：ヘッド容量［Ｃ／Ｗ］；熱測定から；
ｇｅｌ／ａｉｒ及びｇｅｌ／ｓｋｉｎの場合はＩＳから
ＡｐｅｒＦｃｔ：開口関数
ＡｐｅｒＦｃｔ＝ｍｉｎ（ ＡｐｅｒＦｃｔ ｍａｘ， ＡｐｅｒＦｃｔ ｓｌｏｐｅ ＊ ＳＦＳＡ＋ＡｐｅｒＦｃｔ ｉｎｔｅｒｃｅｐｔ ）
ＩＳからのＡｐｅｒＦｃｔ ｍａｘ， ＡｐｅｒＦｃｔ ｓｌｏｐｅ， ＡｐｅｒＦｃｔ ｉｎｔｅｒｃｅｐｔ：熱測定から
ＳＦＳＡ：静止断片表面積
活動走査された開口のサイズの測度
ＳＦＳＡ＝成分に関する全ての発射のスパンされた開口／ｍａｘ−ｘｄｃｒ−ａｐｅｒｔｕｒｅ
以下のように近似する。
ＳＦＳＡ＝ａ０ｘ ｓｃａｎｎｅｄ １２ｄｂ［ｍｍ］ ／ ｍａｘ ａ０ｘ ａｐｅｒｔｕｒｅ［ｍｍ］
「スパンされた」：スパンされた開口のための成分カウントについてあるフレーム中の何等かの発射の部分である全ての要素のことをいう。
Ｗ０ ｒｍｓ ｅｌｅｃ［ｍＷ］
＝１０００−１ ＊ ｇ（ｆｒｅｑ）［μモー］ ＊ Ａｓｑ ｓｃａｎ ｓｕｍ［１］ ＊ ＜Ｖ２＞ ｒｍｓ［Ｖ２］
注：Ａ１２８に関して現れる走査ファクタ（ＳＦ）は、ＡＣＱによるＷ０ ｒｍｓ計算において斟酌される。
−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−
【００９６】
ＩＥＣ１１５７のためのパラメータ：
最大アンデレーテッドレアフラクショナル圧力：Ｐｒ．０：
Ｍｐａで表された最大アンデレーテッドレアフラクショナル圧力。
これは、次の２つの相違点を除いて、本質的にＭＩと同一である。
−周波数による除算は行わない。
−組織のデレーションは行わない。
2004514461.tif 000024
【００９７】
Ｉｓｐｔａ．０：
アンデレーテッド空間ピーク時間平均強度
組織のデレーションを行わないＩｓｐｔａと同一。モード及び順次焦点について加え合わせる。
Ｗ０：
合計（アンデレーテッド）平均音響パワー
2004514461.tif 000025
【００９８】
Ｉｏｂ：
Ｉｏｂ＝Ｗ０／ｍａｘ ａｚ ａｐｅｒ ＊ ｍａｘ ｅｌ ａｐｅｒ ＊ ｍａｘ（ｓｆｓａ）
Ｗ０：アンデレーテッド平均音響パワー（モード及び順次焦点について合計）
ｍａｘ ａｚ ａｐｅｒ：最大方位開口
ｍａｘ ｅｌ ａｐｅｒ：最大迎角開口
ｓｆｓａ：　　　　静止断片的表面積（モード及び順次焦点について合計）
ｍａｘ（ｓｆｓａ）：　 全モード及び順次焦点の最大
−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−
【００９９】
ヘッドルーム：
ｘｄｃｒ変化性を斟酌するために、音響及び熱的パラメータ（ＭＩ、Ｉｓｐｐａ、Ｉｓｐｔａ、ＴＩ、ΔＴ）をあるｄＢヘッドルームだけ上昇させることができる。このヘッドルームは周波数依存であることができ、イメージングスペックから得られる。（サンプルグリッド）周波数当たり２つのヘッドルーム、即ち音響パラメータのためのヘッドルーム、及び熱的パラメータのためのヘッドルームが存在する。
オンラインコードは、最後の値を繰り返し（一定補外）、次いで得られたｄＢ値を使用して音響変換及びヘッド容量をスケールすることによって、周波数内を（ｄＢで）補間するか、または補外する。
ａｃｏｕｓｔＤＢ：現出力搬送波周波数に補間された音響ヘッドルーム（ｄＢ）
ｔｈｅｒｍＤＢ：現出力搬送波周波数に補間された熱的ヘッドルーム（ｄＢ）
そこで
ａＡｖｇ ＨＲ　＝ａＡｖｇ ＊ １０ａｃｏｕｓｔＤＢ／１０
ａＭａｘ ＨＲ ＝ａＭａｘ ＊ １０ａｃｏｕｓｔＤＢ／１０
ｋ ｓｋｉｎ ＨＲ＝ｋ ｓｋｉｎ ＊ １０ｔｈｅｒｍＤＢ／１０
ｋ ａｉｒ ＨＲ　＝ｋ ａｉｒ ＊ １０ｔｈｅｒｍＤＢ／１０
これらの変換及び特定熱ファクタは上式内に使用されている。
−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−
【０１００】
2004514461.tif 000026
【０１０１】
2004514461.tif 000027
【０１０２】
2004514461.tif 000028
【０１０３】
2004514461.tif 000029
【０１０４】
アポジゼーション合計の概要：
Ａｉｊ＝ｊ番目の走査線についてのｉ番目の要素のアポジゼーション
Ｘｉｊ＝ｊ番目の走査線についてのｉ番目の要素の位置
Ｎｉ＝要素の数
Ｎｊ＝走査線の数
と定義すれば、
2004514461.tif 000030
ｉ１及びｉ２は、Ｖ ｒｍｓ≧１０−（１２／２０） ＊ ｍａｘ ｏｖｅｒｉＶｒｍｓ（ｉを有する要素の何れかの対を表す
2004514461.tif 000031
ここに、ｔｒｕｎｃ １ｃｍ（Ａｉｊ２）は、
もしｉ番目が開口に沿う１ｃｍの外側にあれば　＝０、
もしｉ番目が開口に沿う１ｃｍの内側にあれば　＝Ａｉｊ２
注：合計ではなく、線の数の平均を選択した。これは、Ｖｒｍｓは何れかの線が発射される時間にわたることを意味する。
Ｖｒｍｓ ｔｏｔａｌ＝Ｖｒｍｓ ｐｕｌｓｅ ＊ τ−ｐｐｕｌｓｅ−ｌｅｎｇｔｈ ＊ ＦＳＣ ＊ ｎｕｍ ｌｉｎｅｓ／ｆｒａｍｅ−ｔｉｍｅ
但し、ＦＳＣ ＊ ｎｕｍ ｌｉｎｅｓ は、（このモードの場合）フレーム当たりの合計発射数を実際に意味する。
たとえＡ０１の場合に合計をＮｊ（線の合計数）によって除すとしても、それは合計に寄与するものではない。
【０１０５】
2004514461.tif 000032
−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−　−
【０１０６】
実際の管理：
１）短時間定数（ＭＩ、Ｉｓｐｐａ ｔ）
これらは、モード特定である。２つの相で管理され、先ず、Ｖの“人工”値（これは、他のＶの値をどのように“スケール”したかを告げるパラメータを含む）のための幾つかの値を推定する。
Ｉｓｐｐａ ｔ（Ｖ）＝Ｉｓｐｐａ ｔ（Ｖ０） ＊ Ｖ２ ／Ｖ０２ ＊ ［１−Ｐ＋−＊ （１− Ｖ２ ／Ｖ０２）］
従って、Ｉｓｐｐａ ｔ（Ｖ）は５つのパラメータによって決定される。
Ｉｓｐｐａ ｔ（Ｖ）＝ｆｃｔ（Ｉｓｐｐａ ｔ（Ｖ０），Ｖ０，Ｐ＋，Ｐ−，Ｖ）
ＭＩ（Ｖ）　　 ＝ｆｃｔ（ＭＩ Ｖ０，Ｖ０，Ｐ＋，Ｐ−，Ｖ）
従って、限界におけるＩｓｐｐａ ｔを与えるＶを計算する。
２）長時間定数（ＴＩ、ＤＴ、Ｉｓｐｔａ ｔ）
ａ）Ｉｓｐｔａ：
３つのステップで管理される。
１）各モードは、ＩＳからのモード最大値に制限される。
２）合計Ｉｓｐｔａは、各モードをステップ１の後のその値に比例するように縮小させることによってＩＳからの合計限度（ＦＤＡ限度）に制限される。
３）各モードは、現在ユーザが選択したＩｓｐｔａ限度に制限される。
ｂ）ＴＩ及びＤＴ
全てのモードが全フレームにわたって計算され、次いで加算公式に従って合計される。
ｃ）管理
先ず、各モード毎に最大短時間電圧（音響的に、または熱的にの何れかに制限されている）を計算する。
この電圧に基づいて、各モードはＩｓｐｔａを計算し、Ｉｓｐｔａ限度に合致させるためにもし必要ならば、電圧を縮小する。
ＴＩ及びＤＴが計算され、Ｖを各モード毎に比例的に縮小させてＤＴを限度以下にする。
電気的限度を計算し、もし必要ならば、Ｖを再び比例的に縮小させる。
最後に、もしユーザが、選択したＭＩまたはＩｓｐｔａの下限を有しているか、または選択したｄＢ縮小として有していれば、更に縮小させる。
【０１０７】
質問／ノート：
−注：ピークアポジゼーションは不要
−注：ＭＩは、ｚ ＰＩＩ．３ ｍａｘではなく、ｚ ＭＩ ｍａｘにおいて評価される。
−注：ρ＊ ｃ：密度／速度は水中値である。
−注：正規化されたアポジゼーションのためのＶ２
−注：Ａｓｑ ｓｃａｎ ｓｕｍｍｅｄは、フレーム内の縁にわたって平均すべきである。
−注：ｒｅｓ−ｂｏｘ−ｓｉｚｅは、セクタ／ベクトル／湾曲した線形のためのアークである
−注：Ｉｓｐｔａ ｔのためのｃ ｓｐｐａ
−注：Ｉｓｐｔａ ｔは、ビーム面積及びｃ ｓｐｐａのために中心線値を使用している。
−注：現在ではＩｓｐｔａ ｔを追加しており、ｚについて最適化は行わない。
規則を確認するために、または規則は何を言っているかについて、オプションを使用することができる。
−注：たとえＶ Ｉ及びＡｐｏｄ Ｉの両方がフレーム内のｉ番目の発射と共に変化しても、Ｗ ｒｍｓの空間及び時間へのファクタリングは合理的である。
−注：Ａ０１は線発射にわたって平均され、線発射当たりの各要素にわたって合計される
−注：ＴＩのＶ依存性：Ｖ２、ｃファクタ、または（ｃファクタ）１／２の何れか
−注：ＣＷはフォールアウトすべきである。
−注：たとえブロード線がｐａｎ／ｒｅｓ ｂｏｘの外側にあっても、ブロードサイド線上の単一の線パラメータを根拠とする。
【０１０８】
2004514461.tif 000033
【０１０９】
2004514461.tif 000034
【０１１０】
近似モード：
１）負の電圧振幅は、包絡線ｐ−ｐ電圧の１／２によって近似される。
２）ａｐｅｒＳｃａｎｎｅｄ１２ｄｂは、ＳＦＳＡ ＊ ｍａｘ−ａｐｅｒｔｕｒｅによって近似される。
【０１１１】
ＣＷモード：
ＣＷは自然にモデルに適合し、それは別々に測定されない。
しかしながら、幾つかの入力パラメータは、幾つかの関係が保存される限り任意である。
１）ＲｅｆＰｕｌｓｅＲｍｓＶ＝１／４ ＊ √２ ＊ Ｖｐｐ
２）τ＊ Ｎｕｍ−ｐｕｌｓｅｓ−ｐｅｒ−ｆｒａｍｅ＝ｆｒａｍｅ−ｔｉｍｅ ＊ ｍｏｄｅ−ｆｒａｍｅ−ｔｉｍｅ−ｆｒａｃｔｉｏｎ
但し、τ、Ｎｕｍ．．及びｆｒａｍｅ−ｔｉｍｅは任意である。
【図面の簡単な説明】
【図１】
現在では好ましい実施の形態の医療診断用超音波イメージングシステムのブロック図である。
【図２】
現在では好ましい実施の形態の超音波イメージ内のユーザによって選択された領域における被送信超音波ビームの音響出力パラメータを決定する方法のフローチャートである。
【図３】
図２の好適な方法を例示する超音波イメージの例示であり、ユーザが選択した領域は単一の点である。
【図４】
図２の好適な方法を例示する超音波イメージの例示であり、ユーザが選択した領域は複数の点である。
【図５】
図２の好適な方法を例示する超音波イメージの例示であり、等圧線表現を使用して、ユーザが選択した領域の決定された音響出力パラメータを示す。
【図１】
2004514461.tif 000035
【図２】
2004514461.tif 000036
【図３】
2004514461.tif 000037
【図４】
2004514461.tif 000038
【図５】
2004514461.tif 000039
【国際公開パンフレット】
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2004514461.tif 000041
2004514461.tif 000042
2004514461.tif 000043
2004514461.tif 000044
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2004514461.tif 000048
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【国際調査報告】
2004514461.tif 000099