FR2986960A1

FR2986960A1 - METHOD AND SYSTEM FOR VISUALIZATION OF ASSOCIATED INFORMATION IN ULTRASONIC SHEAR WAVE IMAGING AND COMPUTER-READABLE STORAGE MEDIUM

Info

Publication number: FR2986960A1
Application number: FR1351323A
Authority: FR
Inventors: John Benson; Fan Liexiang
Original assignee: Siemens Medical Solutions USA Inc
Current assignee: Siemens Medical Solutions USA Inc
Priority date: 2012-02-16
Filing date: 2013-02-15
Publication date: 2013-08-23
Anticipated expiration: 2033-02-15
Also published as: DE102013002065B4; CN103251430A; FR2986960B1; DE102013002065A1; CN103251430B

Abstract

Une information associée avec un calcul de cisaillement est également affichée (44) dans une imagerie par onde de cisaillement ultrasonore (40). Plus d'informations que simplement une image d'onde de cisaillement sont proposées pour un diagnostic. Une information relative à la qualité ou à des variables utilisées pour déterminer un cisaillement est également affichée (44). L'information additionnelle peut aider l'utilisateur à déterminer si l'information de cisaillement indique des caractéristiques de tissu ou un calcul non fiable de cisaillement.Information associated with shear calculation is also displayed (44) in ultrasonic shear wave imaging (40). More information than just a shear wave image is offered for a diagnosis. Information about the quality or variables used to determine shear is also displayed (44). The additional information can help the user to determine whether the shear information indicates fabric characteristics or an unreliable shear calculation.

Description

ARRIERE-PLAN Les présents modes de réalisation se rapportent à une imagerie ultrasonore. En particulier, une imagerie par onde de cisaillement ultrasonore peut 5 être améliorée. Une information de vitesse d'onde de cisaillement peut être utile pour un diagnostic. Une information d'onde de cisaillement indique une caractéristique de tissu en plus d'une imagerie par impédance acoustique (par exemple en mode B) et Doppler (par exemple en mode flux). Cependant, la complexité de la 10 propagation d'ondes de cisaillement dans un tissu peut résulter en des erreurs significatives. Par exemple, une vitesse d'onde de cisaillement peut être déterminée moins précisément pour un fluide ou un tissu fluide, résultant en des valeurs semblant arbitraires. 15 BREF RESUME À titre d'introduction, les modes de réalisation préférés décrits ci-dessous incluent des procédés, des instructions, et des systèmes pour une visualisation d'une information associée dans une imagerie par onde de cisaillement 20 ultrasonore. Plus d'informations qu'une simple image d'onde de cisaillement sont proposées pour un diagnostic. Une information relative à la qualité ou à des variables utilisées pour déterminer une vitesse d'onde de cisaillement est également affichée. Cette information additionnelle peut aider l'utilisateur à déterminer si l'information de cisaillement indique des caractéristiques de tissu ou un calcul non fiable de vitesse d'onde de cisaillement. Sous un premier aspect, un procédé est proposé pour une visualisation d'une information associée dans une imagerie par onde de cisaillement ultrasonore. Des déplacements en des emplacements à l'intérieur d'un patient sont mesurés avec un ultrason en réponse à une ou plusieurs excitation(s) par impulsion. Des vitesses d'onde de cisaillement sont calculées comme une fonction des déplacements pour les emplacements. Une qualité de chacun des déplacements, une grandeur de chacun des déplacements, et une durée de propagation d'onde de cisaillement sont déterminées. Une image de vitesse d'onde de cisaillement représentant les emplacements est affichée. L'image de vitesse d'onde de cisaillement est une fonction des vitesses d'onde de cisaillement. La qualité, la grandeur et la durée de propagation d'onde de cisaillement pour au moins un des emplacements sont affichées à sensiblement le même moment que l'image de vitesse d'onde de cisaillement. Sous un deuxième aspect, un support de stockage non transitoire lisible par un ordinateur a, stockées dans celui-ci, des données représentant des instructions exécutables par un processeur programmé pour une visualisation d'une information associée dans une imagerie par onde de cisaillement ultrasonore. Le support de stockage inclut des instructions pour calculer une caractéristique d'onde de cisaillement en utilisant au moins une variable, pour générer une image de la caractéristique d'onde de cisaillement, et pour afficher une information dérivée de la variable en plus de la caractéristique d'onde de cisaillement avec l'image. BACKGROUND The present embodiments relate to ultrasound imaging. In particular, ultrasound shear wave imaging can be improved. Shear wave velocity information can be useful for a diagnosis. Shear wave information indicates a tissue characteristic in addition to acoustic impedance (eg, B-mode) and Doppler (eg, flux) imaging. However, the complexity of propagation of shear waves in a tissue can result in significant errors. For example, a shear wave velocity can be determined less precisely for a fluid or fluid tissue, resulting in seemingly arbitrary values. BRIEF SUMMARY As an introduction, the preferred embodiments described below include methods, instructions, and systems for visualization of associated information in ultrasonic shear wave imaging. More information than a simple shear wave image is proposed for a diagnosis. Information about the quality or variables used to determine a shear wave velocity is also displayed. This additional information can help the user to determine whether the shear information indicates fabric characteristics or an unreliable shear wave velocity calculation. In a first aspect, a method is provided for viewing associated information in ultrasonic shear wave imaging. Displacements at locations within a patient are measured with ultrasound in response to one or more pulsed excitation (s). Shear wave velocities are calculated as a function of displacements for locations. A quality of each of the displacements, a magnitude of each of the displacements, and a shear wave propagation time are determined. A shear wave velocity image representing the locations is displayed. The shear wave velocity image is a function of shear wave velocities. The quality, magnitude, and shear wave propagation time for at least one of the locations are displayed at substantially the same time as the shear wave velocity image. In a second aspect, a computer-readable non-transitory storage medium has stored therein data representing executable instructions by a processor programmed for viewing associated information in ultrasonic shear wave imaging. The storage medium includes instructions for calculating a shear wave characteristic using at least one variable, for generating an image of the shear wave characteristic, and for displaying information derived from the variable in addition to the characteristic Shear wave with the image.

Sous un troisième aspect, un système est proposé pour une visualisation d'une information associée dans une imagerie par onde de cisaillement ultrasonore. Un transducteur est configuré pour transmettre une excitation par impulsion acoustique dans un patient et configuré pour balayer avec un ultrason une région du patient. Un formeur de faisceau de réception est configuré pour 30 générer des données représentant la région à différents moments après l'excitation par impulsion acoustique. Les données sont générées à partir du balayage avec un ultrason. Un processeur est configuré pour estimer un déplacement de tissu induit par l'excitation par impulsion acoustique, générer une image d'onde de cisaillement comme une fonction du déplacement de tissu, et dériver une qualité du déplacement de tissu. Un afficheur est configuré pour afficher l'image d'onde de cisaillement et une représentation de la qualité du déplacement de tissu. In a third aspect, a system is provided for viewing associated information in ultrasonic shear wave imaging. A transducer is configured to transmit acoustic pulse excitation into a patient and configured to ultrasonically scan a region of the patient. A receive beamformer is configured to generate data representing the region at different times after the acoustic pulse excitation. The data is generated from the scan with ultrasound. A processor is configured to estimate tissue displacement induced by acoustic pulse excitation, generate a shear wave image as a function of tissue displacement, and derive a quality of tissue displacement. A display is configured to display the shear wave image and a representation of the quality of the tissue displacement.

BREVE DESCRIPTION DES DESSINS Les composants et les figures ne sont pas nécessairement à l'échelle, l'accent étant plutôt placé sur une illustration des principes de l'invention. De plus, sur les figures, des numéros de référence identiques désignent des parties correspondantes sur toutes les différentes vues. La Figure 1 est un ordinogramme d'un mode de réalisation d'un procédé pour une visualisation d'une information associée dans une imagerie par onde de cisaillement ultrasonore ; la Figure 2 est une graphique montrant deux exemples de déplacements comme une fonction du temps ; les Figures 3A-D sont des exemples d'images pour une vitesse, une qualité, un déplacement et une durée de propagation d'onde de cisaillement pour un fantôme d'un kyste ; la Figure 4A montre un exemple de profils de déplacement pour des emplacements dans un tissu mou autour d'un kyste, et la Figure 4B montre un exemple de profils de déplacement pour des emplacements à l'intérieur du kyste ; les Figures 5A-D sont des exemples d'images pour une vitesse, une qualité, un déplacement et une durée de propagation d'onde de cisaillement pour un fantôme d'une inclusion dure ; la Figure 6A montre un exemple de profils de déplacement pour des emplacements dans un tissu mou autour de l'inclusion dure, et la Figure 6B montre un exemple de profils de déplacement pour des emplacements à l'intérieur de l'inclusion dure ; la Figure 7 est un autre mode de réalisation d'un afficheur de cisaillement et autre information ; et la Figure 8 est un schéma fonctionnel d'un mode de réalisation d'un système pour une visualisation d'une information associée dans une imagerie par onde de cisaillement ultrasonore. BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS The components and figures are not necessarily to scale, the emphasis being rather placed on an illustration of the principles of the invention. In addition, in the figures, like reference numerals denote corresponding parts in all the different views. Fig. 1 is a flowchart of an embodiment of a method for viewing associated information in ultrasonic shear wave imaging; Figure 2 is a graph showing two examples of displacements as a function of time; Figures 3A-D are exemplary images for shear wave velocity, quality, displacement, and shear propagation duration for a cyst phantom; Figure 4A shows an example of displacement profiles for locations in soft tissue around a cyst, and Figure 4B shows an example of displacement profiles for locations within the cyst; Figures 5A-D are exemplary images for shear wave velocity, quality, displacement, and shear propagation durability for a phantom of a hard inclusion; Figure 6A shows an example of displacement profiles for locations in a soft tissue around the hard inclusion, and Figure 6B shows an example of displacement profiles for locations within the hard inclusion; Figure 7 is another embodiment of a shear display and other information; and Figure 8 is a block diagram of an embodiment of a system for viewing associated information in ultrasonic shear wave imaging.

DESCRIPTION DETAILLEE DES DESSINS ET DES MODES DE REALISATION AUJOURD'HUI PREFERES Des régions de tissu dur peuvent permettre une mesure plus précise de vitesse d'onde de cisaillement. D'autres types de régions, telles qu'un fluide ou un tissu fluide, peuvent être moins précisément mesurées en termes de vitesse d'onde de cisaillement. Une région d'intérêt peut inclure un fluide (par exemple sang ou urine), un os et un tissu. Un tissu peut inclure un tissu de type fluide (à savoir un tissu fluide) ou un tissu dur. Les tissus durs incluent un muscle, la 20 graisse, des organes ou autre structure avec un caractère relativement plus élastique qu'un fluide et un os. Des kystes ou autre structure tissulaire peuvent avoir une teneur élevée en fluide, résultant en une information de cisaillement moins fiable. Lorsqu'un tissu dur et un tissu fluide sont excités par une force d'impulsion, 25 les deux tissus sont déplacés. La caractéristique du profil de déplacement dans le temps peut être différente en fonction du type de tissu. Un déplacement dans un tissu dur est régi par l'équation d'onde de cisaillement, et un déplacement dans un tissu fluide est régi par une équation de Navier-Stokes. Le profil de déplacement résultant dans un tissu fluide montre un bruit significatif par rapport au profil de 30 déplacement dans un tissu dur. Le rapport signal-bruit (RSB) d'un signal d'écho contribue également au RSB du profil de déplacement. DETAILED DESCRIPTION OF THE DRAWINGS AND EMBODIMENTS TODAY PREFERRED Hard tissue regions may allow more accurate measurement of shear wave velocity. Other types of regions, such as fluid or fluid tissue, may be less accurately measured in terms of shear wave velocity. A region of interest may include a fluid (eg, blood or urine), bone, and tissue. A tissue may include a fluid-like tissue (i.e., a fluid tissue) or a hard tissue. Hard tissues include a muscle, fat, organs or other structure with a relatively more elastic character than fluid and bone. Cysts or other tissue structure may have a high fluid content, resulting in less reliable shear information. When a hard tissue and a fluid tissue are excited by a pulse force, both tissues are displaced. The characteristic of the displacement profile over time may be different depending on the type of tissue. A shift in a hard tissue is governed by the shear wave equation, and a shift in a fluid tissue is governed by a Navier-Stokes equation. The resulting displacement profile in a fluid tissue shows a significant noise relative to the displacement profile in a hard tissue. The signal-to-noise ratio (SNR) of an echo signal also contributes to the RSB of the displacement profile.

Pour aider l'utilisateur à faire la distinction entre une mauvaise détection de cisaillement et une caractéristique de tissu, une information autre que l'image d'onde de cisaillement est affichée. L'autre information peut inclure une qualité des données de cisaillement, une grandeur de déplacement associée avec les données de cisaillement, et/ou une durée de propagation de l'onde de cisaillement. Cette information additionnelle peut aider à un diagnostic du type de tissu ou éviter de se fier à des données de cisaillement non fiables. La Figure 1 montre un procédé pour une visualisation d'une information associée dans une imagerie par onde de cisaillement ultrasonore. Le procédé est 10 mis en oeuvre par le système de la Figure 8 ou un système différent. Des actions additionnelles, différentes ou en nombre moindre peuvent être prévues. Par exemple, les actions 36, 38 et 42 représentent des exemples. Une, deux, la totalité des trois, ou aucune des actions 36, 38 et 42 peuvent être utilisées. D'autres types d'informations additionnelles peuvent être utilisés. À titre d'une 15 autre exemple, l'action 30 n'est pas exécutée. La contrainte pour générer une onde de cisaillement peut être générée sans transmission d'un faisceau, tel qu'avec un percuteur. Les actions sont exécutées dans l'ordre décrit ou montré, mais peuvent être exécutées dans d'autres ordres. Le procédé est mis en oeuvre pour un ou plusieurs emplacement(s). Dans 20 un mode de réalisation, le procédé est mis en oeuvre pour chacun parmi des emplacements d'échantillonnage en mode B ou par balayage dans la totalité d'un champ de vision ou juste une région d'intérêt. Un échantillonnage plus ou moins dense peut être utilisé. À l'action 30, une excitation acoustique est transmise dans un patient. 25 L'excitation acoustique agit comme une excitation par impulsion pour causer un déplacement. Par exemple, une forme d'onde de transmission à 400 cycles avec des niveaux de puissance ou d'amplitude de pic similaires ou supérieurs à des transmissions en mode B pour imager un tissu est transmise comme un faisceau acoustique. Dans un mode de réalisation, la transmission est une séquence de 30 génération d'onde de cisaillement appliquée au champ de vision. Une quelconque séquence d'imagerie par force de radiation acoustique (ARFI ; acoustic radiation force imaging) ou d'imagerie par onde de cisaillement peut être utilisée. To help the user distinguish between poor shear detection and a tissue characteristic, information other than the shear wave image is displayed. The other information may include shear data quality, a displacement amount associated with the shear data, and / or a shear wave propagation time. This additional information may assist in tissue type diagnosis or avoid reliance on unreliable shear data. Figure 1 shows a method for viewing associated information in ultrasonic shear wave imaging. The method is implemented by the system of Figure 8 or a different system. Additional, different or fewer actions may be planned. For example, actions 36, 38 and 42 are examples. One, two, all three, or none of the actions 36, 38 and 42 can be used. Other types of additional information may be used. As another example, action 30 is not executed. The constraint for generating a shear wave can be generated without transmitting a beam, such as with a striker. The actions are executed in the order described or shown, but can be executed in other orders. The method is implemented for one or more locations. In one embodiment, the method is implemented for each of B-mode sampling locations or scanning throughout an entire field of view or just a region of interest. More or less dense sampling can be used. At action 30, acoustic excitation is transmitted in a patient. Acoustic excitation acts as pulse excitation to cause displacement. For example, a 400-cycle transmission waveform with peak power or amplitude levels similar to or greater than B-mode transmissions for imaging tissue is transmitted as an acoustic beam. In one embodiment, the transmission is a shear wave generation sequence applied to the field of view. Any acoustic radiation force imaging (ARFI) or shear wave imaging sequence may be used.

La transmission est configurée par une puissance, une amplitude, une synchronisation, ou autre caractéristique pour causer une contrainte sur un tissu suffisante pour déplacer le tissu en un ou plusieurs emplacement(s). Par exemple, une focalisation de transmission du faisceau est positionnée à proximité du bas, au centre du champ de vision ou de la région d'intérêt pour causer un déplacement dans la totalité du champ de vision. La transmission peut être répétée pour différentes sous-régions. L'excitation est transmise d'un transducteur ultrasonore. L'excitation est une énergie acoustique. L'énergie acoustique est focalisée, résultant en un profil tridimensionnel de faisceau. L'excitation est focalisée en utilisant une antenne réseau à commande de phase et/ou une focalisation mécanique. L'excitation peut être dé-focalisée dans une dimension, telle que la dimension en élévation. L'excitation est transmise dans un tissu d'un patient. Pour une imagerie par onde de cisaillement, l'excitation par impulsion 15 génère une onde de cisaillement en un emplacement spatial. Lorsque l'excitation est suffisamment forte, une onde de cisaillement est générée. L'onde de cisaillement se propage à travers le tissu plus lentement que l'onde longitudinale dans la direction d'émission d'onde acoustique. L'onde de cisaillement se propage dans diverses directions, incluant une direction perpendiculaire à la direction de la 20 contrainte appliquée. Le déplacement des ondes de cisaillement est plus important en des emplacements plus proches de l'emplacement auquel l'onde de cisaillement est générée. À l'action 32, une profil de déplacement de réponse dans le patient est détecté. Par exemple, les profils de déplacement pour deux emplacements sont 25 démontrés sur la Figure 2. L'excitation cause un déplacement du tissu. Une onde de cisaillement est générée et se propage à travers le tissu, le tissu est déplacé. Une synchronisation et/ou un emplacement latéral sont/est utilisé(s) pour faire la distinction entre l'onde de cisaillement et d'autres ondes générées. Des ondes longitudinales ou autres causes de déplacement peuvent être utilisées à la place 30 d'un cisaillement. Le tissu est forcé à se déplacer dans le patient. Le déplacement causé par la force ou la contrainte est mesuré. Le déplacement est mesuré dans le temps en un ou plusieurs emplacement(s). La mesure de déplacement peut commencer avant que la contrainte ou l'impulsion ne se termine, tel qu'en utilisant une fréquence ou un codage différent(e). A titre d'alternative, la mesure de déplacement commence après que l'impulsion s'est terminée. Puisque l'onde de cisaillement, longitudinale ou autre causant le déplacement dans le tissu espacé du point ou de la région de contrainte nécessite un certain temps pour se propager, le déplacement d'un état de repos ou partiellement contraint jusqu'à un déplacement maximum et ensuite jusqu'à un état de repos peut être mesuré, comme représenté sur la Figure 2. Un profil temporel de déplacement st déterminé. A titre d'alternative, le déplacement n'est 10 mesuré que lorsque le tissu revient au repos à partir du maximum. La mesure est celle de la quantité ou de la grandeur du déplacement. Le tissu est déplacé dans une direction quelconque. La mesure peut être prise dans la direction du mouvement le plus important. La grandeur du vecteur de mouvement est déterminée. A titre d'alternative, la mesure est prise dans une 15 direction donnée, telle que perpendiculaire à la ligne de balayage, que le tissu soit plus ou moins déplacé dans d'autres directions. Le déplacement est détecté avec un balayage ultrasonore. Des données ultrasonores sont obtenues. Au moins certaines des données ultrasonores sont une réponse à l'onde de cisaillement. Une région, telle qu'une région d'intérêt, une 20 totalité du champ de vision, ou une sous-région d'intérêt, est balayée avec un ultrason. La région est surveillée pour détecter l'onde de cisaillement. La région a une taille quelconque, telle que 6 mm en latéral et 10 mm en axial. Par exemple, des balayages en mode B sont effectués pour détecter un déplacement de tissu causé par l'onde de cisaillement. Un mode Doppler, en flux de couleur ou autre 25 mode ultrasonore peut être utilisé pour surveiller l'onde de cisaillement. Pendant une durée donnée, un ultrason est transmis jusqu'au tissu ou la région d'intérêt. Une quelconque imagerie de déplacement connue aujourd'hui ou développée ultérieurement peut être utilisée. Par exemple, des impulsions avec des durées de 1 à 5 cycle(s) sont utilisées avec une intensité de moins de 720 30 mW/cm2. Des impulsions avec d'autres intensités peuvent être utilisées. La surveillance est effectuée pour un nombre quelconque de lignes de balayage. Par exemple, quatre faisceaux de réception sont formés en réponse à chaque transmission. Après transmission de l'excitation pour générer l'onde de cisaillement, des transmissions en mode B sont effectuées de façon répétitive le long d'une ligne de balayage unique et des réceptions le long de quatre lignes de balayage adjacentes. Dans d'autres modes de réalisation, un seul faisceau de réception ou d'autres nombres de faisceaux de réception sont formés en réponse à chaque transmission. Des lignes de balayage de transmission additionnelles et une ligne ou des lignes de réception correspondantes peuvent être utilisées. Un nombre quelconque de répétitions peut être utilisé, tel qu'environ 120 fois. Certaines des données ultrasonores, telles qu'au début ou à la fin des répétitions, 10 peuvent ne pas être une réponse à l'onde de cisaillement. Alors que l'onde de cisaillement se propage à travers les lignes de balayage, l'intensité en mode B peut varier du fait du déplacement du tissu. Pour les lignes de balayage surveillées, une séquence de données est prévue, représentant un profil temporel de mouvement de tissu résultant de l'onde de 15 cisaillement. Des échos ou des reflets provenant de la transmission sont reçus. Les échos sont formés en faisceau, et les données formées en faisceau représentent un ou plusieurs emplacement(s). Pour détecter le déplacement, une énergie ultrasonore est transmise au tissu soumis au déplacement et des reflets de l'énergie sont reçus. Une quelconque séquence de transmission et de 20 réception peut être utilisée. En effectuant la transmission et la réception un nombre multiple de fois, des données représentant une région uni, bi ou tridimensionnelle à différents moments sont reçues. La transmission et la réception sont effectuées un nombre multiple de fois pour déterminer un changement dû au déplacement. En balayant de façon 25 répétitive avec un ultrason, la position de tissu à différents moments est déterminée. Les échos sont détectés en utilisant une détection en mode B ou Doppler. Le déplacement est détecté à partir des différences pour chaque emplacement spatial. Par exemple, la vitesse, une variance, un décalage dans un motif 30 d'intensité (par exemple suivi de chatoiement), ou autre information est détecté(e) à partir des données reçues comme le déplacement. The transmission is configured by power, amplitude, timing, or other characteristic to cause strain on a tissue sufficient to move the tissue in one or more locations. For example, a beam transmission focus is positioned near the bottom, the center of the field of view, or the region of interest to cause motion in the entire field of view. Transmission can be repeated for different subregions. The excitation is transmitted from an ultrasound transducer. Excitement is an acoustic energy. The acoustic energy is focused, resulting in a three-dimensional beam profile. The excitation is focused using a phased array antenna and / or mechanical focusing. The excitation can be de-focused in one dimension, such as the elevation dimension. The excitation is transmitted in a tissue of a patient. For shear wave imaging, pulse excitation generates a shear wave at a spatial location. When the excitation is strong enough, a shear wave is generated. The shear wave propagates through the tissue more slowly than the longitudinal wave in the acoustic wave emission direction. The shear wave propagates in various directions, including a direction perpendicular to the direction of applied stress. Displacement of shear waves is greater at locations closer to the location at which the shear wave is generated. At action 32, a response displacement profile in the patient is detected. For example, the displacement profiles for two locations are shown in Figure 2. Excitation causes tissue displacement. A shear wave is generated and propagates through the tissue, the tissue is displaced. Synchronization and / or lateral location is used to distinguish between the shear wave and other generated waves. Longitudinal waves or other causes of displacement may be used instead of shearing. The tissue is forced to move in the patient. Displacement caused by force or stress is measured. Displacement is measured over time in one or more locations. The displacement measurement can begin before the stress or pulse ends, such as using a different frequency or coding. As an alternative, the displacement measurement begins after the pulse has ended. Since the shear, longitudinal, or other wave causing displacement in the tissue spaced from the constraint point or region requires some time to propagate, moving from a state of rest or partially constrained to a maximum displacement and then to a state of rest can be measured, as shown in Figure 2. A time profile of displacement st determined. Alternatively, the displacement is measured only when the tissue returns to rest from the maximum. The measure is that of the quantity or size of the displacement. The tissue is moved in any direction. The measurement can be taken in the direction of the most important movement. The size of the motion vector is determined. Alternatively, the measurement is taken in a given direction, such as perpendicular to the scan line, that the tissue is more or less displaced in other directions. Displacement is detected with ultrasound scanning. Ultrasonic data is obtained. At least some of the ultrasound data is a response to the shear wave. A region, such as a region of interest, a whole field of view, or a subregion of interest, is scanned with ultrasound. The region is monitored to detect the shear wave. The region has any size, such as 6 mm lateral and 10 mm axial. For example, B-mode scans are performed to detect a tissue shift caused by the shear wave. Doppler mode, color flow, or other ultrasonic mode can be used to monitor the shear wave. For a given duration, an ultrasound is transmitted to the tissue or region of interest. Any motion imagery known today or developed later can be used. For example, pulses with durations of 1 to 5 cycles are used with an intensity of less than 720 mW / cm 2. Pulses with other intensities can be used. Monitoring is performed for any number of scan lines. For example, four receive beams are formed in response to each transmission. After transmitting the excitation to generate the shear wave, B-mode transmissions are performed repeatedly along a single scan line and receive along four adjacent scan lines. In other embodiments, a single receive beam or other numbers of receive beams are formed in response to each transmission. Additional transmission scan lines and a corresponding line or receive lines may be used. Any number of repetitions can be used, such as about 120 times. Some of the ultrasound data, such as at the beginning or the end of the repetitions, may not be a response to the shear wave. As the shear wave propagates through the scan lines, the intensity in mode B may vary due to the displacement of the tissue. For the monitored scan lines, a data sequence is provided, representing a temporal pattern of tissue motion resulting from the shear wave. Echoes or reflections from the transmission are received. The echoes are beamformed, and the beamformed data represent one or more locations. To detect displacement, ultrasound energy is transmitted to the tissue being moved and energy glare is received. Any transmission and reception sequence may be used. By transmitting and receiving a multiple number of times, data representing a uni, bi, or three-dimensional region at different times are received. Transmission and reception are performed multiple times to determine a shift due to displacement. By repetitively scanning with ultrasound, the tissue position at different times is determined. Echoes are detected using B-mode or Doppler detection. Displacement is detected from the differences for each spatial location. For example, the speed, variance, offset in an intensity pattern (e.g., shimmer tracking), or other information is detected from the received data as the displacement.

Dans un mode de réalisation utilisant des données en mode B, les données provenant de différents balayages sont corrélées comme une fonction du temps. Une quelconque détection d'élasticité peut être utilisée. Pour chaque profondeur ou emplacement spatial, une corrélation sur une pluralité de profondeurs ou 5 emplacements spatiaux (par exemple un noyau de 64 profondeurs avec la profondeur centrale étant le point pour lequel le profil est calculé) est effectuée. Par exemple, un ensemble de données courant est corrélé un nombre multiple de fois avec un ensemble de données de référence. L'emplacement d'un sous-ensemble de données centré en un emplacement donné dans l'ensemble de 10 référence est identifié dans l'ensemble courant. Différentes translations et/ou rotations relatives entre les deux ensembles de données sont effectuées. La référence est un premier ensemble de données ou des données d'un autre balayage. La même référence est utilisée pour la totalité de la détection d'emplacements, ou bien les données de référence changent dans une fenêtre 15 continue ou en mouvement. La corrélation est uni, bi ou tridimensionnelle. Par exemple, une corrélation le long d'une ligne de balayage à l'opposé du et vers le transducteur ou le long d'une ligne perpendiculaire à la ligne de balayage est utilisée. À titre d'un autre exemple, la translation est effectuée le long de deux axes avec ou sans rotation. 20 Dans encore un autre exemple, la translation est effectuée le long de trois axes avec ou sans rotation autour de trois axes ou moins. Le niveau de similitude ou de corrélation des données à chacune des différentes positions décalées est calculé. La translation et/ou la rotation avec une corrélation la plus grande représente le vecteur de mouvement ou le décalage pour la durée associée avec les données 25 courantes en cours de comparaison à la référence. Une quelconque corrélation connue aujourd'hui ou développée ultérieurement peut être utilisée, telle qu'une corrélation croisée, un appariement de formes, ou une somme minimum de différences absolues. Une structure de tissu et/ou un chatoiement sont corrélés. En utilisant une détection Doppler, un 30 filtre de fouillis d'écho laisse passer une information associée avec un tissu en mouvement. La vitesse du tissu est dérivée d'échos multiples. La vitesse est utilisée pour déterminer le déplacement vers le ou à l'opposé du transducteur. A titre d'alternative, la différence relative entre des vitesses en différents emplacements peut indiquer une contrainte ou un déplacement. La Figure 2 montre deux exemples de profils de déplacement. La grandeur en distance du vecteur de mouvement dans le temps à partir des données de référence est montrée. La période d'analyse est supérieure à environ 8 millisecondes, mais peut être plus longue ou plus courte. D'autres profils de déplacement sont possibles. En référence à nouveau à la Figure 1, une ou plusieurs caractéristique(s) d'onde de cisaillement est/sont calculée(s) à l'action 34. Des caractéristiques d'onde de cisaillement peuvent inclure une vitesse de l'onde de cisaillement. La caractéristique d'onde de cisaillement peut être un module ou autre caractéristique du tissu dérivée de l'onde de cisaillement. Pour déterminer la caractéristique d'onde de cisaillement, une ou plusieurs variable(s) est/sont utilisée(s). Par exemple, une vitesse d'onde de cisaillement est 15 détectée à partir du déplacement. Le déplacement est une variable. Lorsqu'un déplacement dans le temps est déterminé, un déplacement maximum ou autre grandeur de déplacement est calculé. La grandeur de déplacement est une variable. Le déplacement et la distance peuvent être utilisés pour déterminer une durée de propagation de l'onde de cisaillement d'une région focale jusqu'à 20 l'emplacement surveillé. La durée de propagation est une variable. La distance est une variable. D'autres variables peuvent être utilisées, telles qu'une intensité de retour acoustique utilisée pour déterminer le déplacement. D'autres valeurs peuvent être dérivées de la variable, autres que la caractéristique de cisaillement. Par exemple, une qualité est déterminée à partir 25 du profil de déplacement, de la grandeur et/ou de la caractéristique des données ultrasonores utilisées pour déterminer le déplacement. La grandeur de déplacement causée par l'onde de cisaillement est déterminée. Le déplacement peut être plus important dans un tissu mou et moins important dans un tissu rigide ou dur. La grandeur peut provenir d'une durée 30 donnée sur la base d'une distance de la région focale jusqu'à l'emplacement surveillé. A titre d'alternative, la grandeur peut être dérivée du profil de déplacement dans le temps, tel qu'en identifiant un déplacement maximum à l'action 36. Le déplacement maximum est déterminé pour la grandeur du déplacement. Le déplacement maximum est calculé à partir du profil de déplacement. Le pic ou quantité la plus importante de mouvement ou de grandeur de décalage par le tissu le long d'une ligne, à l'intérieur d'un plan, ou à l'intérieur s d'un volume est calculé. La courbe de déplacement lissée ou filtrée est utilisée pour le calcul de maximum. Dans d'autres modes de réalisation, la courbe de déplacement brute ou non filtrée peut être utilisée. La valeur maximum sur la totalité ou une partie du profil est identifiée ou déterminée. Dans l'exemple de la Figure 2, le déplacement maximum de 1,45 micromètre a lieu à environ 0,9 10 milliseconde pour un emplacement, et le déplacement maximum de 1,65 micromètre a lieu à environ 1,2 milliseconde pour l'autre emplacement. Le profil temporel pour un emplacement donné indique une détection de l'onde de cisaillement. Le profil est examiné pour un non bruit ou une instance unique de variation. Un pic dans le profil, avec ou sans filtrage passe-bas 15 temporel, indique le passage du front d'onde de cisaillement. Le déplacement le plus important est sélectionné, mais la moyenne, un déplacement initial non bruit, ou autre statistique de déplacement peut être utilisé(e) pour indiquer le passage. À l'action 38, une durée de propagation d'onde de cisaillement est calculée comme une fonction des déplacements. Le temps ou la durée pour que l'onde de 20 cisaillement se propage de l'origine (par exemple une région focale de transmission) jusqu'à l'emplacement est déterminé(e). Le déplacement maximum ou autre partie du profil de déplacement indique le moment d'arrivée de l'onde de cisaillement. En utilisant la synchronisation de la génération de l'onde de cisaillement jusqu'à l'arrivée, la durée de propagation est calculée. La durée est 25 connue à partir de la durée relative entre la génération et la détection de l'onde de cisaillement. La durée de propagation peut être non linéaire. La vitesse de l'onde de cisaillement est calculée à partir de l'information de synchronisation. La durée de propagation est l'inverse de la vitesse. En utilisant la distance et la durée de propagation, la vitesse est calculée. La distance est 30 connue à partir de l'espacement de lignes de balayage (à savoir la position de faisceau de transmission pour générer l'onde de cisaillement et la position de faisceau de réception pour détecter l'onde de cisaillement). In one embodiment using mode B data, the data from different scans is correlated as a function of time. Any elasticity detection may be used. For each depth or spatial location, a correlation over a plurality of depths or spatial locations (e.g., a core of 64 depths with the central depth being the point for which the profile is calculated) is performed. For example, a current data set is correlated a multiple number of times with a set of reference data. The location of a subset of data centered at a given location in the reference set is identified in the current set. Different translations and / or relative rotations between the two sets of data are performed. The reference is a first set of data or data from another scan. The same reference is used for all location detection, or the reference data changes in a continuous or moving window. The correlation is uni, bi or three-dimensional. For example, a correlation along a scan line opposite the transducer or along a line perpendicular to the scan line is used. As another example, the translation is performed along two axes with or without rotation. In yet another example, translation is performed along three axes with or without rotation about three axes or less. The level of similarity or correlation of the data at each of the different offset positions is calculated. Translation and / or rotation with the greatest correlation represents the motion vector or offset for the duration associated with the current data being compared to the reference. Any correlation known today or later developed may be used, such as cross-correlation, pattern matching, or a minimum sum of absolute differences. A tissue structure and / or shimmer are correlated. Using Doppler detection, an echo clutter filter passes information associated with moving tissue. The velocity of the tissue is derived from multiple echoes. The speed is used to determine the displacement to or away from the transducer. Alternatively, the relative difference between speeds in different locations may indicate a constraint or displacement. Figure 2 shows two examples of displacement profiles. The magnitude of the distance of the motion vector over time from the reference data is shown. The analysis period is greater than about 8 milliseconds, but may be longer or shorter. Other displacement profiles are possible. Referring again to Figure 1, one or more shear wave characteristics is / are calculated at action 34. Shear wave characteristics may include a velocity of the shear wave. shear. The shear wave characteristic may be a modulus or other characteristic of the tissue derived from the shear wave. To determine the shear wave characteristic, one or more variable (s) is / are used. For example, a shear wave velocity is detected from the displacement. Displacement is a variable. When a displacement in time is determined, a maximum displacement or other displacement quantity is calculated. The displacement quantity is a variable. Displacement and distance can be used to determine a propagation time of the shear wave from a focal region to the monitored location. The propagation time is a variable. Distance is a variable. Other variables may be used, such as an acoustic feedback intensity used to determine the displacement. Other values may be derived from the variable, other than the shear characteristic. For example, a quality is determined from the displacement profile, magnitude, and / or characteristic of the ultrasound data used to determine displacement. The amount of displacement caused by the shear wave is determined. The displacement may be greater in a soft tissue and less important in a rigid or hard tissue. The magnitude may come from a given duration based on a distance from the focal region to the monitored location. Alternatively, the magnitude may be derived from the time displacement profile, such as by identifying a maximum displacement at the action 36. The maximum displacement is determined for the magnitude of the displacement. The maximum displacement is calculated from the displacement profile. The peak or largest amount of movement or amount of offset by the tissue along a line, within a plane, or within a volume is calculated. The smoothed or filtered displacement curve is used for maximum calculation. In other embodiments, the raw or unfiltered displacement curve may be used. The maximum value on all or part of the profile is identified or determined. In the example of Figure 2, the maximum displacement of 1.45 micrometer takes place at about 0.9 millisecond for one location, and the maximum displacement of 1.65 micrometer takes place at about 1.2 millisecond for the other location. The time profile for a given location indicates a detection of the shear wave. The profile is examined for a no noise or a single instance of variation. A peak in the profile, with or without time-low pass filtering, indicates the passage of the shear wavefront. The largest displacement is selected, but the average, non-noise initial displacement, or other displacement statistic can be used to indicate the passage. At action 38, a shear wave propagation duration is calculated as a function of displacements. The time or duration for the shear wave to propagate from the origin (e.g. a focal transmission region) to the location is determined. The maximum displacement or other part of the displacement profile indicates the arrival time of the shear wave. By using the synchronization of the generation of the shear wave until the arrival, the propagation time is calculated. The duration is known from the relative time between generation and detection of the shear wave. The propagation time may be non-linear. The speed of the shear wave is calculated from the timing information. The propagation time is the inverse of the speed. Using distance and propagation time, the speed is calculated. The distance is known from the scanning line spacing (i.e., the transmission beam position for generating the shear wave and the receiving beam position for detecting the shear wave).

D'autres techniques peuvent être utilisées pour détecter le pic dans le profil et la durée et la vitesse correspondantes. Par exemple, une régression est appliquée. Puisque la vitesse d'onde de cisaillement est linéaire, une régression linéaire robuste avec détection automatisée des valeurs aberrantes peut indiquer s la vitesse d'onde de cisaillement. Les données ultrasonores pour la totalité des points échantillons dans la région d'intérêt sont représentées graphiquement pour la distance comme une fonction du temps ou par le temps et la distance. La régression linéaire est appliquée à la représentation graphique ou aux données, donnant un ajustement de ligne pour les données. La pente de la ligne indique la 10 vitesse d'onde de cisaillement. À l'action 42, une qualité est déterminée. La qualité est calculée à partir des données ultrasonores utilisées pour déterminer le déplacement, à partir du profil de déplacement, à partir de la grandeur et/ou à partir d'une quelconque autre source associée avec la détection du cisaillement et le calcul de la caractéristique 15 de cisaillement. Dans un exemple de mode de réalisation, la qualité est calculée comme une fonction de la grandeur, du rapport signal-bruit (RSB) du déplacement dans le temps, et du rapport signal-bruit du signal ultrasonore. Une quelconque fonction combinant ces entrées peut être utilisée. Le RSB du profil de déplacement est déterminé. Le RSB du déplacement 20 sur ou comme une fonction du temps est déterminé en identifiant un bruit à partir du profil. Un bruit peut être identifié d'une façon quelconque, tel qu'en sélectionnant des composantes haute fréquence du profil. Une transformée de Fourier peut être utilisée pour déterminer le bruit haute fréquence. Dans un mode de réalisation pour identifier le bruit, le profil de déplacement 25 est filtré. Un filtre passe-bas, tel qu'un filtre de Butterworth, est appliqué au profil (à savoir un filtrage temporel). Le filtre est un filtre à réponse impulsionnelle infinie (IIR ; infinite impulse response) ou un filtre à réponse impulsionnelle finie (FIR ; finite impulse response). Le déplacement dans le temps filtré est soustrait du déplacement dans le temps avant filtrage. La différence représente le bruit. 30 Dans un autre mode de réalisation, les niveaux de bruit et de signal sont calculés à partir du profil de déplacement. L'information de bruit est quantifiée. La moyenne quadratique (RMS ; root mean square) du signal de bruit est calculée pour représenter le niveau de bruit. D'autres calculs peuvent être utilisés, tels qu'une moyenne des valeurs absolues des pics. Le niveau de signal est calculé. Dans un mode de réalisation, le niveau de signal est représenté par la zone sous le profil de déplacement filtré. L'intégrale du déplacement filtré est calculée. Other techniques can be used to detect the peak in the profile and the corresponding duration and speed. For example, a regression is applied. Since the shear wave velocity is linear, robust linear regression with automated detection of outliers can indicate shear wave velocity. Ultrasound data for all sample points in the region of interest are plotted for distance as a function of time or as time and distance. Linear regression is applied to the graphical representation or data, giving a line fit for the data. The slope of the line indicates the shear wave velocity. In action 42, a quality is determined. The quality is calculated from the ultrasonic data used to determine the displacement, from the displacement profile, from the magnitude and / or from any other source associated with the shear detection and the calculation of the characteristic. Shear. In one exemplary embodiment, the quality is calculated as a function of the magnitude, the signal-to-noise ratio (SNR) of the time displacement, and the signal-to-noise ratio of the ultrasound signal. Any function combining these inputs can be used. The RSB of the displacement profile is determined. The RSB of displacement on or as a function of time is determined by identifying a noise from the profile. Noise can be identified in any way, such as by selecting high frequency components of the profile. A Fourier transform can be used to determine high frequency noise. In one embodiment for identifying the noise, the displacement profile is filtered. A low-pass filter, such as a Butterworth filter, is applied to the profile (i.e., time filtering). The filter is an infinite impulse response (IIR) filter or finite impulse response (FIR) filter. The displacement in the filtered time is subtracted from the displacement in the time before filtering. The difference is the noise. In another embodiment, the noise and signal levels are calculated from the displacement profile. The noise information is quantized. The root mean square (RMS) of the noise signal is calculated to represent the noise level. Other calculations may be used, such as an average of the absolute values of the peaks. The signal level is calculated. In one embodiment, the signal level is represented by the area under the filtered displacement profile. The integral of the filtered displacement is calculated.

D'autres mesures de niveau de signal peuvent être utilisées. Le RSB est obtenu en divisant le signal (par exemple l'intégrale du déplacement filtré) par le bruit (par exemple le RSB du bruit). D'autres fonctions peuvent être utilisées, incluant d'autres variables. Le RSB du signal ultrasonore peut être déterminé en termes de qualité. Le 10 RSB du signal ultrasonore peut être calculé comme un rapport entre l'intensité de signal de réception avec et sans transmission et le balayage. D'autres approches pour déterminer le RSB de signal peuvent être utilisées. D'autres indicateurs possibles de qualité incluent un niveau de corrélation. Un coefficient de dé-corrélation peut être calculé comme 1 moins le coefficient de 15 corrélation normalisé des signaux d'écho détectés avant et après l'excitation par impulsion. Un autre indicateur possible est une statistique des données ultrasonores. Par exemple, la moyenne de l'information en mode B pour un emplacement sur la même période utilisée pour le profil de déplacement est calculée. Des statistiques 20 d'ordre supérieur peuvent être calculées à la place ou en plus. Une quelconque statistique ou autre paramètre peut être utilisé(e) pour indiquer une qualité. La statistique peut être spatiale et/ou temporelle. Un paramètre peut être utilisé pour la qualité. Par exemple, une faible grandeur indique une mauvaise qualité tandis qu'une grandeur élevée indique une 25 meilleure qualité. À titre d'un autre exemple, un RSB bas des données ultrasonores ou du profil de déplacement indique une information de cisaillement de meilleure qualité. Dans un mode de réalisation, des paramètres multiples sont utilisés pour la qualité, tels que l'utilisation du RSB et de la grandeur de déplacement, avec ou 30 sans RSB de données. Si le déplacement maximum est bas, il peut y avoir une qualité basse. Pour un déplacement maximum bas, la qualité est déterminée comme basse. Pour un RSB plus bas et un déplacement plus grand, la qualité peut être déterminée comme une qualité basse ou moyenne. Pour d'autres combinaisons des deux paramètres, la qualité est déterminée comme bonne. D'autres fonctions peuvent être utilisées. Par exemple, un seuil fait la distinction entre une bonne et une mauvaise qualité pour chacun du RSB et de la grandeur de déplacement. Si les deux sont bons, la qualité est bonne. Si les deux sont mauvais, la qualité est mauvaise. Si une combinaison de bons et de mauvais paramètres est proposée, alors la qualité est mauvaise ou moyenne. Un nombre quelconque de distinctions de qualité peut être utilisé, tel que binaire, trois niveaux, ou plus de niveaux. Other signal level measurements may be used. The RSB is obtained by dividing the signal (for example the integral of the filtered displacement) by the noise (for example the SNR of the noise). Other functions can be used, including other variables. The RSB of the ultrasonic signal can be determined in terms of quality. The RSB of the ultrasonic signal can be calculated as a ratio between the reception signal strength with and without transmission and the scanning. Other approaches for determining the signal RSB can be used. Other possible indicators of quality include a correlation level. A decorrelation coefficient can be calculated as 1 minus the normalized correlation coefficient of the echo signals detected before and after the pulse excitation. Another possible indicator is a statistic of ultrasound data. For example, the average of the mode B information for a location over the same period used for the displacement profile is calculated. Higher order statistics can be calculated instead or in addition. Any statistic or other parameter can be used to indicate a quality. Statistics can be spatial and / or temporal. A parameter can be used for quality. For example, a small size indicates poor quality while a large size indicates better quality. As another example, a low SNR of ultrasonic data or displacement profile indicates better shear information. In one embodiment, multiple parameters are used for quality, such as the use of the RSB and the magnitude of displacement, with or without RSB of data. If the maximum displacement is low, there may be a low quality. For a low maximum displacement, the quality is determined as low. For a lower RSB and a larger displacement, the quality can be determined as a low or medium quality. For other combinations of the two parameters, the quality is determined to be good. Other functions can be used. For example, a threshold distinguishes between good and bad quality for each of the SNR and the magnitude of displacement. If both are good, the quality is good. If both are bad, the quality is bad. If a combination of good and bad parameters is proposed, then the quality is poor or average. Any number of quality distinctions can be used, such as binary, three levels, or more levels.

La fonction qualité est basée sur des expériences, une fonction mathématique, des statistiques, ou autres informations. Par exemple, une logique floue est utilisée pour déterminer la qualité. Dans ce procédé, une fonction d'appartenance pour chaque paramètre est définie empiriquement (par exemple RSB, déplacement maximum), et les sorties de chaque fonction d'appartenance 15 compte tenu des paramètres d'entrée en un emplacement sont additionnées pour générer la probabilité de qualité. La valeur maximum de la somme correspond à la qualité à attribuer. À titre d'un autre exemple, un apprentissage machine à partir d'une collection d'échantillons ou de données d'apprentissage avec une réalité de terrain connue concernant la qualité est utilisé pour déterminer des statistiques ou 20 une fonction matricielle pour la qualité. Une fonction de probabilité indique la probabilité de chaque qualité pour un emplacement donné, et la qualité avec la probabilité la plus élevée est sélectionnée. La détermination de qualité est effectuée en utilisant une table de recherche, une fonction de logique floue, une fonction programmée, ou une fonction matricielle. 25 La qualité pour chaque emplacement repose sur des données pour cet emplacement et non sur des données pour d'autres emplacements. Dans d'autres modes de réalisation, un filtrage spatial ou une information provenant d'emplacements adjacents peut être utilisé(e) pour classer une qualité pour un emplacement donné. 30 Les Figures 3B et 5B représentent la qualité dans deux exemples. La qualité est déterminée sur une plage de valeurs, telle que la cartographie de la qualité sur 64 valeurs différentes. Les Figures 3A et 5A sont des images de .5 vitesses d'onde de cisaillement pour un kyste avec un centre de tissu fluide et une inclusion dure, respectivement. Une région extérieure 50 inclut un tissu mou. Les Figures 4A et 6A montrent les profils de déplacement pour deux emplacements dans la région extérieure 50. La région intérieur 52 de la Figure 3A inclut un tissu s fluide. Le noir de la région intérieur 52 peut indiquer qu'aucune onde de cisaillement n'a été détectée. La région intérieur 52 de la Figure 5A inclut un tissu dur. Les Figures 4B et 6B montrent les profils de déplacement pour deux emplacements dans la région intérieur 52 pour le kyste et l'inclusion dure, respectivement. Le déplacement de la Figure 4B est bruyant et a un déplacement 10 inhabituellement grand. La qualité est cartographiée à un niveau bas. Le déplacement de la Figure 6B a une faible grandeur du fait du tissu dur atténuant les ondes de cisaillement, mais n'est pas relativement bruyant. Le déplacement non bruyant avec une grandeur inférieure est cartographié dans une plage moyenne de qualité. 15 Une vitesse et/ou une qualité d'onde de cisaillement sont/est calculée(s) pour les différents emplacements spatiaux du tissu. Les Figures 3A et 5A montrent une région d'intérêt rectangulaire dans laquelle une vitesse d'onde de cisaillement est calculée. Le profil de déplacement et des caractéristiques pour le profil de déplacement sont déterminés pour chaque emplacement dans la région. La 20 répétition utilise la même transmission ou une transmission différente à l'action 30. Lorsque la région d'intérêt est suffisamment petite, une impulsion est utilisée. Le déplacement en différents emplacements est déterminé en utilisant une fenêtre centrée sur chacun des emplacements. Pour chaque emplacement, la fenêtre ou le noyau est centré(e) sur l'emplacement. Les données représentant des 25 emplacements spatiaux à l'intérieur de la fenêtre sont utilisées pour une corrélation. Le déplacement est déterminé séparément pour chaque emplacement. Dans d'autres modes de réalisation, l'action 30 de transmission est répétée. Des déplacements pour une, quelques ou un sous-ensemble de la région d'intérêt sont déterminés en réponse à chaque transmission de l'action 30. 30 Dans un exemple de région d'intérêt de 6 mm x 10 mm, 36 lignes de balayage de réception peuvent être prévues. À quatre faisceaux de réception par faisceau de transmission, le processus est répété pour différents espacements latéraux neuf fois. Pour chaque emplacement de faisceau de réception, un profil temporel d'information de mouvement est prévu, représenté par les données ultrasonores. Des transmissions le long de lignes de balayage différentes pour surveiller une même onde de cisaillement sont évitées pendant la formation du profil temporel pour donner une résolution temporelle supérieure, mais des positions de balayage entrelacées ou en décalage peuvent être prévues. Des régions d'intérêt plus étroites peuvent permettre une détection de déplacement avec moins de répétitions de transmission de la forme d'onde d'excitation de l'action 30. En fonction du nombre de faisceaux de réception qui peuvent être formés et de la densité d'échantillons, aucune, une ou plusieurs répétition(s) peut/peuvent être utilisée(s). La discussion ci-dessus concerne une profondeur. L'échantillonnage peut être agencé de façon à donner une grille couvrant la totalité de l'étendue axiale de la région d'intérêt. Dans un autre mode de réalisation, des échantillons sont obtenus à des profondeurs multiples pour chaque faisceau de réception. Un profil temporel séparé est prévu pour chaque profondeur axiale ainsi que chaque emplacement latéral. Un nombre quelconque de profondeurs peut être utilisé, tel qu'environ 200 pour 5 mm ou 400 pour 10 mm. Un échantillonnage complet, tel qu'un échantillonnage de déplacement sur 20 chaque emplacement d'échantillon en mode B, peut être utilisé. Un échantillonnage plus important ou moindre (par exemple peu dense) de déplacement par rapport à la grille de balayage en mode B peut être utilisé. À l'action 40, une image de la caractéristique d'onde de cisaillement est générée. Une imagerie d'onde de cisaillement est effectuée. La vitesse, le module 25 ou autre information d'onde de cisaillement déterminé(e) à partir d'une réaction de tissu à une onde de cisaillement est affiché(e). Une quelconque imagerie de cisaillement peut être utilisée. L'image affichée représente une information d'onde de cisaillement pour la région d'intérêt ou la totalité de la région d'imagerie. Par exemple, lorsque les valeurs de vitesse sont déterminées pour la totalité des 30 points de grille dans une région d'intérêt ou un champ de vision, les pixels de l'affichage représentent les vitesses d'onde de cisaillement pour cette région. La grille d'affichage peut être différente de la grille de balayage et/ou de la grille pour laquelle des déplacements sont calculés. L'information d'onde de cisaillement est utilisée pour une superposition de couleurs ou autre modulation de valeurs d'affichage. Une couleur, une luminosité, 5 une luminance, une teinte ou autre caractéristique d'affichage est modulée comme une fonction de la caractéristique d'onde de cisaillement, telle que la vitesse d'onde de cisaillement. L'image représente une région bi ou tridimensionnelle d'emplacements. Les données de cisaillement sont à un format d'affichage ou peuvent être converties par balayage à un format d'affichage. Les données de 10 cisaillement sont des données en couleur ou en échelle de gris, mais peuvent être des données avant une cartographie avec une échelle de gris ou une échelle de couleurs. L'information peut être cartographiée linéairement ou non linéairement sur les valeurs d'affichage. L'image peut inclure d'autres données. Par exemple, une information 15 d'onde de cisaillement est affichée par-dessus ou avec une information en mode B. des données en mode B ou autre représentant un tissu, un fluide, ou des agents de contraste dans la même région peuvent être incluses, tel que l'affichage de données en mode B pour de quelconques emplacements avec une vitesse d'onde de cisaillement en-dessous d'un seuil ou avec une mauvaise qualité. Les 20 autres données aident l'utilisateur à déterminer l'emplacement de l'information de cisaillement. Dans d'autres modes de réalisation, la caractéristique d'onde de cisaillement est affichée comme une image sans autres données. À l'action 44, une autre information est affichée. L'autre information est ou est dérivée d'une ou plusieurs variable(s) utilisée(s) pour calculer la 25 caractéristique d'onde de cisaillement de l'image d'onde de cisaillement de l'action 40. Par exemple, la vitesse d'onde de cisaillement dans une région d'intérêt bidimensionnelle est affichée à l'action 40. À l'action 44, le déplacement, le déplacement maximum, la durée de propagation, et/ou la qualité de l'action 42 est affiché(e). La qualité peut être dérivée d'une ou plusieurs variable(s), telle que la 30 qualité étant basée sur le déplacement (par exemple maximum et rapport signal- bruit). The quality function is based on experiments, a mathematical function, statistics, or other information. For example, fuzzy logic is used to determine quality. In this method, a membership function for each parameter is defined empirically (eg RSB, maximum displacement), and the outputs of each membership function taking into account the input parameters at a location are summed to generate the probability quality. The maximum value of the sum corresponds to the quality to be attributed. As another example, machine learning from a collection of samples or training data with a known ground truth about quality is used to determine statistics or matrix function for quality. A probability function indicates the probability of each quality for a given location, and the quality with the highest probability is selected. The quality determination is performed using a lookup table, a fuzzy logic function, a programmed function, or a matrix function. The quality for each location relies on data for that location and not on data for other locations. In other embodiments, spatial filtering or information from adjacent locations may be used to rank a quality for a given location. Figures 3B and 5B show the quality in two examples. Quality is determined over a range of values, such as quality mapping on 64 different values. Figures 3A and 5A are images of shear wave velocities for a cyst with a fluid tissue center and a hard inclusion, respectively. An outer region 50 includes a soft tissue. Figures 4A and 6A show the displacement profiles for two locations in the outer region 50. The inner region 52 of Figure 3A includes a fluid tissue. The black of the inner region 52 may indicate that no shear wave has been detected. Inner region 52 of Figure 5A includes a hard tissue. Figures 4B and 6B show the displacement profiles for two locations in the inner region 52 for the cyst and hard inclusion, respectively. The displacement of Figure 4B is noisy and has an unusually large displacement. Quality is mapped to a low level. The displacement of Figure 6B is small in size because of the shear wave hard tissue but is not relatively noisy. The noisy displacement with a smaller size is mapped in an average range of quality. Shear velocity and / or shear quality are calculated for the different spatial locations of the tissue. Figures 3A and 5A show a rectangular region of interest in which a shear wave velocity is calculated. The displacement profile and characteristics for the displacement profile are determined for each location in the region. The repetition uses the same transmission or a different transmission to the action 30. When the region of interest is sufficiently small, a pulse is used. Moving to different locations is determined using a window centered on each of the locations. For each location, the window or kernel is centered on the location. Data representing spatial locations within the window are used for correlation. The displacement is determined separately for each location. In other embodiments, the transmission action is repeated. Displacements for one, some or a subset of the region of interest are determined in response to each transmission of the action 30. In an exemplary region of interest of 6mm x 10mm, 36 scan lines reception may be provided. At four transmission beam receiving beams, the process is repeated for different lateral spacings nine times. For each receiving beam location, a time profile of motion information is provided, represented by the ultrasonic data. Transmissions along different scan lines to monitor the same shear wave are avoided during time profile formation to provide higher temporal resolution, but interlaced or offset scan positions may be provided. Narrower regions of interest can enable motion detection with fewer transmission repetitions of the excitation waveform of action 30. Depending on the number of receive beams that can be formed and the density of samples, none, one or more repetition (s) can be used. The discussion above is about depth. The sampling may be arranged to provide a grid covering the entire axial extent of the region of interest. In another embodiment, samples are obtained at multiple depths for each receiving beam. A separate time profile is provided for each axial depth as well as each lateral location. Any number of depths may be used, such as about 200 for 5 mm or 400 for 10 mm. Full sampling, such as displacement sampling at each B-mode sample location, may be used. Larger or less (eg, sparse) sampling of movement relative to the B-mode scan pattern can be used. At action 40, an image of the shear wave characteristic is generated. Shear wave imaging is performed. The velocity, modulus, or other shear wave information determined from a tissue reaction to a shear wave is displayed. Any shear imaging can be used. The displayed image represents shear wave information for the region of interest or the entire imaging region. For example, when velocity values are determined for all grid points in a region of interest or a field of view, the pixels of the display represent the shear wave velocities for that region. The display grid may be different from the scanning grid and / or the grid for which displacements are calculated. The shear wave information is used for color overlay or other display value modulation. A color, brightness, luminance, hue, or other display characteristic is modulated as a function of the shear wave characteristic, such as shear wave velocity. The image represents a two or three-dimensional region of locations. The shear data is in a display format or can be scanned to a display format. The shear data is color or gray scale data, but may be data prior to mapping with gray scale or color scale. The information can be mapped linearly or non-linearly on the display values. The image may include other data. For example, shear wave information is displayed over or with mode B information. Mode B or other data representing tissue, fluid, or contrast agents in the same region may be included. , such as displaying mode B data for any locations with shear wave velocity below a threshold or with poor quality. The other 20 data help the user to determine the location of the shear information. In other embodiments, the shear wave characteristic is displayed as an image without other data. In action 44, other information is displayed. The other information is or is derived from one or more variable (s) used to calculate the shear wave characteristic of the shear wave image of the action 40. For example, the Shear wave velocity in a two-dimensional region of interest is displayed at action 40. At action 44, the displacement, the maximum displacement, the propagation time, and / or the quality of the action 42 is displayed (e). The quality can be derived from one or more variable (s), such that the quality is based on displacement (e.g., maximum and signal-to-noise ratio).

L'information additionnelle est affichée pour une ou plusieurs des variables ou dérivées des variables. Dans un mode de réalisation, une information additionnelle est affichée pour deux, trois, ou plus, variables ou dérivées des variables. Par exemple, les informations de qualité, de déplacement maximum et de durée de propagation sont affichées. La caractéristique d'onde de cisaillement et l'information additionnelle sont affichées sensiblement simultanément. Le terme « sensiblement » prend en compte la perception visuelle de la vue. L'affichage de deux images séquentiellement avec une fréquence suffisante peut permettre à l'utilisateur de 10 percevoir les images comme étant affichées à un même moment. Un format quelconque pour un affichage sensiblement simultané peut être utilisé. Dans un exemple, l'image d'onde de cisaillement de l'action 40 est une image bidimensionnelle. L'information additionnelle est un texte, un graphique, une image bidimensionnelle, ou autre indicateur des valeurs de l'information. 15 La Figure 7 montre un exemple de format. Une image en mode B 60 est affichée sur l'écran. L'image d'onde de cisaillement 62 est également affichée sur l'écran. Dans d'autres modes de réalisation, l'information d'onde de cisaillement est une superposition de couleur sur l'image en mode B 60 plutôt qu'être une image séparée ou affichée sans l'image en mode B 60. Un curseur 64 ou autre 20 sélection d'emplacement est positionné par rapport à une ou les deux des images 60, 62. Le curseur indique la sélection d'un emplacement associé avec une information de vitesse d'onde de cisaillement. Par exemple, l'utilisateur sélectionne un pixel associé avec une région intérieure d'une lésion, d'un kyste, d'une inclusion, ou autre structure. 25 L'autre information est représentée par une ou plusieurs échelle(s) 66. Chaque échelle est une plage de valeurs pour un type donné d'information. Par exemple, une échelle 66 est pour la durée de propagation, une autre échelle 66 est pour le déplacement maximum, et une autre échelle 66 est pour la qualité. Plus ou moins d'échelles peuvent être prévues. Chaque échelle 66 est une plage 30 de valeurs indiquées par des nombres, un niveau de gris, ou une couleur. La plage est appropriée pour le type d'information représenté par l'échelle. The additional information is displayed for one or more variables or derived variables. In one embodiment, additional information is displayed for two, three, or more, variable or derived variables. For example, quality, maximum displacement, and propagation time information is displayed. The shear wave characteristic and the additional information are displayed substantially simultaneously. The term "substantially" takes into account the visual perception of the view. Displaying two images sequentially with sufficient frequency may allow the user to perceive the images as being displayed at the same time. Any format for substantially simultaneous display can be used. In one example, the shear wave image of the action 40 is a two-dimensional image. The additional information is a text, a graph, a two-dimensional image, or other indicator of the values of the information. Figure 7 shows an example of format. An image in B mode 60 is displayed on the screen. The shear wave image 62 is also displayed on the screen. In other embodiments, the shear wave information is a color overlay on the B-mode image 60 rather than being a separate image or displayed without the B-mode image 60. A slider 64 or other location selection is positioned relative to one or both of the images 60, 62. The cursor indicates the selection of a location associated with shear wave velocity information. For example, the user selects a pixel associated with an inner region of a lesion, cyst, inclusion, or other structure. The other information is represented by one or more scale (s) 66. Each scale is a range of values for a given type of information. For example, one scale 66 is for propagation time, another scale 66 is for maximum displacement, and another scale 66 is for quality. More or less scales can be planned. Each scale 66 is a range of values indicated by numbers, gray level, or color. The range is appropriate for the type of information represented by the scale.

Un indicateur 68 montre des valeurs associées avec le curseur 64 ou autre emplacement sélectionné. L'indicateur 68 montre le point à l'intérieur de la plage de l'échelle 66 pour un emplacement donné. En sélectionnant un emplacement ou en positionnant le curseur, l'indicateur 68 pour chaque échelle 66 est positionné de façon appropriée. La qualité, le déplacement maximum, la durée de propagation, ou autre information pour l'emplacement est utilisé(e) pour déterminer la position de l'indicateur 68. L'indicateur 68 montre la valeur pour l'information associée avec l'emplacement sélectionné. Lorsque l'emplacement change ou que d'autres emplacements sont sélectionnés, l'indicateur 68 est positionné de façon appropriée le long de l'échelle 66. En positionnant le curseur 64 ou en sélectionnant des emplacements différents, l'utilisateur reçoit une information en plus de la caractéristique d'onde de cisaillement. L'information additionnelle, telle que la qualité, peut être utilisée pour aider au diagnostic. Dans d'autres modes de réalisation, un texte est affiché à la place des échelles 66 et des indicateurs 68. Les Figures 3A-D et 5A-D montrent un autre exemple de format. La variable ou l'information dérivée d'une variable est affichée comme une image bidimensionnelle. Avec la même résolution ou une résolution différente, l'information additionnelle pour la même région que l'image d'onde de cisaillement 20 est affichée pour des emplacements répartis dans deux dimensions spatiales. Les images sont affichées sensiblement simultanément. Par exemple, un affichage sur un écran à quatre zones est utilisé. L'image d'onde de cisaillement (par exemple la vitesse d'onde de cisaillement des Figures 3A et 5A) est affichée dans une zone de l'écran. L'information additionnelle est affichée dans une ou 25 plusieurs autre(s) zone(s) de l'écran. Dans les exemples des Figures 3A-D et 5A-D, des images bidimensionnelles pour la qualité (Figures 3B et 5B), la durée de propagation (Figures 3C et 5C), et le déplacement maximum (Figures 3D et 5D) sont affichées. L'utilisateur peut visualiser les différentes images sur l'écran pour un 30 diagnostic. Par exemple, la faible qualité au centre du kyste montrée sur la Figure 3B explique la région noire de la vitesse de la Figure 3A. La variance correspondante de la durée de propagation et l'aspect d'anneau dans le déplacement indiquent un tissu fluide. À l'inverse, la Figure 5B montre une bonne qualité dans la partie intérieure, ainsi qu'une durée de propagation (Figure 5C) et un déplacement (Figure 5D) cohérents. L'information additionnelle aide l'utilisateur à diagnostiquer la région comme une inclusion dure. s La Figure 8 montre un mode de réalisation d'un système 10 pour une visualisation d'une information associée dans une imagerie par onde de cisaillement ultrasonore. Le système 10 met en oeuvre le procédé de la Figure 1 ou d'autres procédés. Le système 10 inclut un formeur de faisceau de transmission 12, un transducteur 14, un formeur de faisceau de réception 16, un 10 processeur d'images 18, un afficheur 20, et une mémoire 22. Des composants additionnels, différents ou en nombre moindre peuvent être prévus. Par exemple, une entrée d'utilisateur est prévue pour une interaction d'utilisateur avec le système. Le système 10 est un système d'imagerie ultrasonore pour diagnostic 15 médical. Dans d'autres modes de réalisation, le système 10 est un ordinateur personnel, une station de travail, une station PACS, ou autre agencement en un même emplacement ou distribué sur un réseau pour une imagerie en temps réel ou post-acquisition. Le formeur de faisceau de transmission 12 est un émetteur d'ultrasons, une 20 mémoire, un pulseur, un circuit analogique, un circuit numérique, ou des combinaisons de ceux-ci. Le formeur de faisceau de transmission 12 est utilisable pour générer des formes d'ondes pour une pluralité de canaux avec des amplitudes, des retards et/ou un phasage différents ou relatifs. À la transmission d'ondes acoustiques à partir du transducteur 14 en réponse aux formes d'ondes 25 électriques générées, un ou plusieurs faisceaux est/sont formé(s). Une séquence de faisceaux de transmission sont générés pour balayer une région bi ou tridimensionnelle. Des formats de secteur, Vector®, linéaire, ou autres formats de balayage peuvent être utilisés. La même région est balayée un nombre de fois multiple. Pour une imagerie en flux ou Doppler et pour une imagerie par 30 cisaillement, une séquence de balayages le long de la même ou des mêmes ligne(s) est utilisée. Dans une imagerie Doppler, la séquence peut inclure des faisceaux multiples le long d'une même ligne de balayage avant le balayage d'une ligne de balayage adjacente. Pour une imagerie par cisaillement, un entrelacement de balayages ou de cadres peut être utilisé (par exemple le balayage de la totalité de la région avant un nouveau balayage). Un entrelacement de lignes ou de groupes de lignes peut être utilisé. Dans d'autres modes de réalisation, le formeur de faisceau de transmission 12 génère une onde plane ou une onde divergente pour un balayage plus rapide. Le même formeur de faisceau de transmission 12 génère des excitations par impulsion ou des formes d'ondes électriques pour générer une énergie acoustique pour causer un déplacement. Dans d'autres modes de réalisation, un formeur de faisceau de transmission différent est prévu pour générer l'excitation par impulsion. Le formeur de faisceau de transmission 12 fait que le transducteur 14 génère des impulsions de poussée ou des impulsions par force de radiation acoustique. Le transducteur 14 est une matrice pour générer une énergie acoustique à partir de formes d'ondes électriques. Pour une matrice, des retards relatifs focalisent l'énergie acoustique. Un événement de transmission donné correspond à une transmission d'énergie acoustique par différents éléments à sensiblement le même moment compte tenu des retards. L'événement de transmission fournit une impulsion d'énergie ultrasonore pour déplacer le tissu. L'impulsion est une excitation par impulsion ou une impulsion de suivi. Une excitation par impulsion inclut des formes d'ondes avec de nombreux cycles (par exemple 500 cycles) mais qui a lieu sur une durée relativement brève pour causer un déplacement de tissu sur une durée plus longue. Une impulsion de suivi peut être une transmission en mode B, telle qu'en utilisant 1 à 5 cycles. Les impulsions de suivi sont utilisées pour balayer une région d'un patient. Le transducteur 14 est une matrice 1, 1,25, 1,5, 1,75 ou bidimensionnelle d'éléments piézoélectriques ou capacitifs à membrane. Le transducteur 14 inclut une pluralité d'éléments pour une transduction entre énergies acoustiques et électriques. Des signaux de réception sont générés en réponse à une énergie ultrasonore (échos) venant frapper les éléments du transducteur 14. Les éléments se connectent avec des canaux des formeurs de faisceau de transmission et de réception 12, 16. À titre d'alternative, un élément unique avec une focalisation mécanique est utilisé. Le formeur de faisceau de réception 16 inclut une pluralité de canaux avec des amplificateurs, des retards, et/ou des systèmes de rotation de phase, et un ou plusieurs sommateur(s). Chaque canal se connecte avec un ou plusieurs élément(s) de transducteur. Le formeur de faisceau de réception 16 est configuré par matériel ou logiciel pour appliquer des retards relatifs, des phases et/ou une apodisation pour former un ou plusieurs faisceau(x) de réception en réponse à chaque transmission d'imagerie ou de suivi. Une opération de réception peut ne pas avoir lieu pour des échos de l'excitation par impulsion utilisée pour déplacer le tissu. Le formeur de faisceau de réception 16 délivre en sortie des données représentant des emplacements spatiaux en utilisant les signaux de réception. Des retards relatifs et/ou un phasage et une sommation de signaux provenant de différents éléments offrent une formation de faisceau. Dans d'autres modes de réalisation, le formeur de faisceau de réception 16 est un processeur pour générer des échantillons en utilisant des transformées de Fourier ou autres. Le formeur de faisceau de réception 16 peut inclure un filtre, tel qu'un filtre pour isoler une information à une seconde harmonique ou autre bande de fréquences par rapport à la bande de fréquences de transmission. Une telle information peut plus probablement inclure un tissu désiré, un agent de contraste, et/ou une information de flux. Dans un autre mode de réalisation, le formeur de faisceau de réception 16 inclut une mémoire ou un tampon et un filtre ou un additionneur. Deux faisceaux de réception ou plus sont combinés pour isoler une information dans une bande de fréquences désirée, telle qu'une seconde harmonique, une fondamentale cubique ou autre bande. En coordination avec le formeur de faisceau de transmission 12, le formeur de faisceau de réception 16 génère des données représentant la région à différents moments. Après l'excitation par impulsion acoustique, le formeur de faisceau de réception 16 génère des faisceaux représentant différentes lignes ou différents emplacements à différents moments. En balayant la région d'intérêt avec un ultrason, des données (par exemple des échantillons formés en faisceau) sont générées. En répétant le balayage, des données ultrasonores représentant la région à différents moments après l'excitation par impulsion sont acquises. Le formeur de faisceau de réception 16 délivre en sortie des données sommées en faisceau représentant des emplacements spatiaux. Des données pour un emplacement unique, des emplacements le long d'une ligne, des emplacements pour une zone, ou des emplacements pour un volume sont délivrées en sortie. Une focalisation dynamique peut être prévue. Les données peuvent avoir différents objectifs. Par exemple, des balayages différents sont effectués pour des données en mode B ou de tissu que pour un déplacement. À titre d'alternative, les données en mode B sont également utilisées pour déterminer un déplacement. À titre d'un autre exemple, des données pour une classification basée sur les déplacements et une imagerie par cisaillement est effectuée avec une série de balayages partagés et un balayage en mode B ou Doppler est effectué séparément ou en utilisant certaines des mêmes données. An indicator 68 shows values associated with the cursor 64 or other selected location. The indicator 68 shows the point within the range of the scale 66 for a given location. By selecting a location or positioning the cursor, the flag 68 for each scale 66 is appropriately positioned. The quality, the maximum displacement, the propagation time, or other information for the location is used to determine the position of the indicator 68. The indicator 68 shows the value for the information associated with the location selected. When the location changes or other locations are selected, the flag 68 is appropriately positioned along the scale 66. By positioning the cursor 64 or selecting different locations, the user receives information about the location. more of the shear wave characteristic. Additional information, such as quality, can be used to aid diagnosis. In other embodiments, text is displayed instead of scales 66 and flags 68. Figures 3A-D and 5A-D show another example of a format. The variable or information derived from a variable is displayed as a two-dimensional image. With the same resolution or different resolution, the additional information for the same region as the shear wave image 20 is displayed for locations distributed in two spatial dimensions. The images are displayed substantially simultaneously. For example, a display on a four-zone display is used. The shear wave image (e.g., the shear wave velocity of Figures 3A and 5A) is displayed in an area of the screen. The additional information is displayed in one or more other area (s) of the screen. In the examples of Figures 3A-D and 5A-D, two-dimensional images for quality (Figures 3B and 5B), propagation time (Figures 3C and 5C), and maximum displacement (Figures 3D and 5D) are displayed. The user can view the different images on the screen for diagnosis. For example, the low quality at the center of the cyst shown in Figure 3B explains the black region of the speed of Figure 3A. The corresponding variance of the propagation time and the ring appearance in the displacement indicate a fluid tissue. In contrast, Figure 5B shows a good quality in the inner part, as well as a consistent propagation time (Figure 5C) and displacement (Figure 5D). The additional information helps the user to diagnose the area as a hard inclusion. Figure 8 shows an embodiment of a system 10 for viewing associated information in ultrasonic shear wave imaging. The system 10 implements the method of Figure 1 or other methods. The system 10 includes a transmission beamformer 12, a transducer 14, a receiving beamformer 16, an image processor 18, a display 20, and a memory 22. Additional, different or lesser components may be provided. For example, a user input is provided for user interaction with the system. System 10 is an ultrasound imaging system for medical diagnosis. In other embodiments, the system 10 is a personal computer, a workstation, a PACS station, or other arrangement at the same location or distributed over a network for real-time or post-acquisition imaging. The transmission beamformer 12 is an ultrasonic transmitter, a memory, a pulser, an analog circuit, a digital circuit, or combinations thereof. The transmission beamformer 12 is operable to generate waveforms for a plurality of channels with different or relative amplitudes, delays and / or phasing. In transmitting acoustic waves from the transducer 14 in response to the generated electric waveforms, one or more beams are formed. A sequence of transmission beams are generated to scan a two- or three-dimensional region. Sector formats, Vector®, linear, or other scan formats can be used. The same region is scanned a multiple number of times. For flow or Doppler imaging and for shear imaging, a sequence of scans along the same line (s) is used. In Doppler imaging, the sequence may include multiple beams along the same scan line before scanning an adjacent scan line. For shear imaging, interleaving of scans or frames can be used (for example scanning the entire region before a new scan). Interleaving of lines or groups of lines can be used. In other embodiments, the transmission beamformer 12 generates a plane wave or a diverging wave for faster scanning. The same transmission beamformer 12 generates pulse excitations or electric waveforms to generate acoustic energy to cause displacement. In other embodiments, a different transmission beamformer is provided to generate the pulse excitation. The transmission beam former 12 causes the transducer 14 to generate push pulses or acoustic radiation force pulses. Transducer 14 is a matrix for generating acoustic energy from electric waveforms. For a matrix, relative delays focus the acoustic energy. A given transmission event corresponds to an acoustic energy transmission by different elements at substantially the same time given the delays. The transmission event provides a pulse of ultrasonic energy to move the tissue. The pulse is a pulse excitation or a tracking pulse. Pulse excitation includes waveforms with many cycles (eg, 500 cycles) but takes place over a relatively short period of time to cause tissue movement over a longer period of time. A tracking pulse can be a B mode transmission, such as using 1 to 5 cycles. Follow-up pulses are used to scan a region of a patient. The transducer 14 is a 1, 1.25, 1.5, 1.75 or two-dimensional array of piezoelectric or capacitive membrane elements. The transducer 14 includes a plurality of elements for transduction between acoustic and electrical energies. Receiving signals are generated in response to ultrasonic energy (echoes) impinging on the transducer elements 14. The elements connect with channels of the transmit and receive beam formers 12, 16. Alternatively, a single element with mechanical focus is used. The receive beamformer 16 includes a plurality of channels with amplifiers, delays, and / or phase rotation systems, and one or more summers. Each channel connects with one or more transducer elements. The receive beamformer 16 is configured by hardware or software to apply relative delays, phases, and / or apodization to form one or more receive beams (x) in response to each imaging or tracking transmission. A receiving operation may not occur for echoes of the pulse excitation used to move the tissue. The receive beamformer 16 outputs data representing spatial locations using the reception signals. Relative delays and / or phasing and summation of signals from different elements provide beamforming. In other embodiments, the receive beamformer 16 is a processor for generating samples using Fourier or other transforms. The receive beamformer 16 may include a filter, such as a filter, for isolating information at a second harmonic or other frequency band with respect to the transmission frequency band. Such information may more likely include a desired tissue, a contrast agent, and / or flow information. In another embodiment, the receive beamformer 16 includes a memory or buffer and a filter or adder. Two or more receive beams are combined to isolate information in a desired frequency band, such as a second harmonic, a cubic fundamental, or other band. In coordination with the transmission beamformer 12, the receive beamformer 16 generates data representing the region at different times. After the acoustic pulse excitation, the receive beamformer 16 generates beams representing different lines or locations at different times. By scanning the region of interest with ultrasound, data (eg, beam samples) is generated. By repeating the scan, ultrasonic data representing the region at different times after the pulse excitation are acquired. The receive beamformer 16 outputs beam summed data representing spatial locations. Data for a single location, locations along a line, locations for a zone, or locations for a volume are outputted. A dynamic focus can be provided. Data can have different purposes. For example, different scans are performed for mode B or tissue data than for motion. Alternatively, mode B data is also used to determine a displacement. As another example, data for displacement-based classification and shear imaging is performed with a series of shared scans and a B-mode or Doppler scan is done separately or using some of the same data.

Le processeur 18 est un détecteur en mode B, un détecteur Doppler, un détecteur Doppler à ondes pulsées, un processeur de corrélation, un processeur de transformée de Fourier, un circuit intégré à application spécifique, un processeur général, un processeur de commande, un processeur d'images, une matrice prédiffusée programmable par l'utilisateur, un processeur de signaux numériques, un circuit analogique, un circuit numérique, des combinaisons de ceux-ci ou autre dispositif connu aujourd'hui ou développé ultérieurement pour détecter et traiter une information pour affichage à partir d'échantillons ultrasonores formés en faisceau. Dans un mode de réalisation, le processeur 18 inclut un ou plusieurs détecteur(s) et un processeur séparé. Le processeur séparé est un processeur de commande, un processeur général, un processeur de signaux numériques, un circuit intégré à application spécifique, une matrice prédiffusée programmable par l'utilisateur, un réseau, un serveur, un groupe de processeurs, un chemin de données, des combinaisons de ceux-ci ou autre dispositif connu aujourd'hui ou développé ultérieurement pour déterminer un déplacement, identifier une grandeur de déplacement, calculer une durée de propagation, et calculer une vitesse d'onde de cisaillement. Par exemple, le processeur séparé est configuré par matériel et/ou logiciel pour exécuter une quelconque combinaison d'une ou plusieurs des actions montrées sur la Figure 1. Le processeur 18 est configuré pour estimer un déplacement de tissu induit par l'excitation par impulsion acoustique. En utilisant une corrélation, un suivi, une 5 détection de mouvement, ou autre mesure de déplacement, la quantité de décalage dans la position du tissu est estimée. L'estimation est effectuée un nombre multiple de fois sur une période, tel qu'avant le déplacement du tissu du fait de l'impulsion jusqu'après que le tissu a essentiellement ou complètement retrouvé un état de repos (par exemple récupéré de la contrainte causée par 10 l'excitation par impulsion). Le processeur 18 est configuré pour dériver au moins un paramètre décrivant une caractéristique d'un profil du déplacement de tissu. Par exemple, le rapport signal-bruit du profil de déplacement est dérivé. À titre d'un autre exemple, le déplacement maximum du profil de déplacement est dérivé. Le processeur 18 15 peut calculer d'autres paramètres, tels qu'une statistique ou un rapport signal-bruit des données dans le temps, dans l'espace, ou dans le temps et l'espace. Par exemple, une valeur en mode B ou d'impédance acoustique moyenne dans le temps et/ou l'espace pour chaque emplacement est calculée. Le processeur 18 est configuré pour calculer une caractéristique d'onde de 20 cisaillement, telle que la vitesse ou le module d'onde de cisaillement. Le déplacement maximum ou autre est utilisé pour déterminer une durée de propagation de l'onde de cisaillement. La vitesse est calculée en utilisant une distance et la durée de propagation. La vitesse est déterminée pour un nombre quelconque d'emplacements. 25 Le processeur 18 peut être configuré pour déterminer une qualité de l'imagerie d'onde de cisaillement dans la région. Un tissu peut être un tissu fluide ou un tissu solide. La qualité peut indiquer dans quelle mesure l'information d'onde de cisaillement peut être fiable ou est précise. La qualité est basée sur au moins un paramètre. Par exemple, la qualité est basée sur des valeurs pour une 30 ou plusieurs caractéristique(s) du profil de déplacement. Le rapport signal-bruit et le déplacement maximum sont deux telles caractéristiques. Une autre information, telle qu'une statistique d'autres données, peut être utilisée dans le paramètre de qualité. Le processeur 18 met en oeuvre une logique floue, une fonction de probabilité, une table de recherche, ou autre processus. Les caractéristiques 5 d'entrée (par exemple les caractéristiques du profil de déplacement) sont appliquées au processus pour déterminer la qualité en différents emplacements. Le processeur 18 est configuré pour générer une ou plusieurs image(s). Par exemple, une image de vitesse d'onde de cisaillement est générée. L'image de vitesse d'onde de cisaillement est présentée comme une superposition ou une 10 région d'intérêt au sein d'une image en mode B, comme montré sur les Figures 3A et 5A. La vitesse d'onde de cisaillement module la couleur en des emplacements dans la région d'intérêt. Lorsque la vitesse d'onde de cisaillement est inférieure à un seuil ou d'une qualité suffisamment mauvaise, une information en mode B peut être affichée sans modulation par le vitesse d'onde de cisaillement. 15 D'autres images peuvent être affichées séquentiellement ou sensiblement simultanément. Par exemple, des images de qualité, de déplacement maximum et/ou de durée de propagation sont affichées au même moment que la vitesse d'onde de cisaillement. Chacune est générée comme une superposition de couleur dans la région d'intérêt dans des images en mode B, comme montrées sur 20 les Figures 3B-D et les Figures 5B-D. Le processeur 18 peut être configuré pour générer d'autres affichages. Par exemple, l'image de vitesse d'onde de cisaillement est affichée à côté d'un graphique, d'un texte ou d'indicateurs graphiques de valeurs de la qualité, du déplacement, de la durée de propagation, ou autre variable se rapportant aux 25 mesures d'onde de cisaillement. La Figure 7 montre un exemple. L'information en plus de la vitesse d'onde de cisaillement est présentée pour un ou plusieurs emplacement(s) de la région d'intérêt sans être dans une représentation bi ou tridimensionnelle séparée. Le processeur 18 fonctionne conformément à des instructions stockées 30 dans la mémoire 22 ou une autre mémoire pour une visualisation d'une information associée dans une imagerie par onde de cisaillement ultrasonore. La mémoire 22 est un support de stockage non transitoire lisible par un ordinateur. The processor 18 is a B-mode detector, a Doppler detector, a pulsed wave Doppler detector, a correlation processor, a Fourier transform processor, a specific application integrated circuit, a general processor, a control processor, a an image processor, a user programmable gate array, a digital signal processor, an analog circuit, a digital circuit, combinations thereof, or other device known today or subsequently developed for detecting and processing information for displaying from ultrasound samples formed in a beam. In one embodiment, the processor 18 includes one or more detector (s) and a separate processor. The separate processor is a control processor, a general processor, a digital signal processor, a specific application integrated circuit, a user programmable gate array, a network, a server, a processor group, a data path , combinations thereof or other device known today or later developed to determine a displacement, to identify a magnitude of displacement, to calculate a propagation time, and to calculate a shear wave velocity. For example, the separate processor is configured by hardware and / or software to perform any combination of one or more of the actions shown in Figure 1. The processor 18 is configured to estimate a pulse-induced tissue motion. acoustic. By using correlation, tracking, motion detection, or other displacement measurement, the amount of shift in tissue position is estimated. The estimate is made a multiple number of times over a period, such as prior to the displacement of the tissue due to the impulse until after the tissue has essentially or completely regained a state of rest (eg recovered from the constraint caused by pulse excitation). The processor 18 is configured to derive at least one parameter describing a characteristic of a tissue displacement profile. For example, the signal-to-noise ratio of the displacement profile is derived. As another example, the maximum displacement of the displacement profile is derived. The processor 18 may calculate other parameters, such as a statistical or signal-to-noise ratio of the data over time, in space, or in time and space. For example, a mode B value or average acoustic impedance in time and / or space for each location is calculated. The processor 18 is configured to calculate a shear wave characteristic, such as shear wave velocity or modulus. The maximum or other displacement is used to determine a propagation time of the shear wave. The speed is calculated using a distance and the propagation time. The speed is determined for any number of locations. The processor 18 may be configured to determine a quality of the shear wave imagery in the region. A tissue may be a fluid tissue or a solid tissue. Quality can indicate how well the shear wave information can be reliable or accurate. Quality is based on at least one parameter. For example, the quality is based on values for one or more characteristic (s) of the displacement profile. The signal-to-noise ratio and the maximum displacement are two such characteristics. Other information, such as a statistic of other data, can be used in the quality parameter. The processor 18 implements fuzzy logic, a probability function, a search table, or other process. The input characteristics (e.g., the characteristics of the displacement profile) are applied to the process to determine the quality at different locations. The processor 18 is configured to generate one or more image (s). For example, a shear wave velocity image is generated. The shear wave velocity image is presented as a superposition or region of interest within a B-mode image, as shown in Figures 3A and 5A. The shear wave velocity modulates the color at locations in the region of interest. When the shear wave velocity is below a threshold or of a sufficiently poor quality, information in B mode can be displayed without modulation by the shear wave velocity. Other images may be displayed sequentially or substantially simultaneously. For example, images of quality, maximum displacement and / or propagation time are displayed at the same time as the shear wave velocity. Each is generated as a color overlay in the region of interest in B-mode images, as shown in Figures 3B-D and Figures 5B-D. The processor 18 may be configured to generate other displays. For example, the shear wave velocity image is displayed next to a graph, text or graphic indicators of quality, displacement, propagation time, or other variable values. relating to 25 shear wave measurements. Figure 7 shows an example. The information in addition to the shear wave velocity is presented for one or more location (s) of the region of interest without being in a separate two or three dimensional representation. The processor 18 operates according to instructions stored in the memory 22 or other memory for viewing associated information in ultrasonic shear wave imaging. The memory 22 is a non-transitory storage medium readable by a computer.

Les instructions pour lettre en oeuvre les processus, les procédés et/ou les techniques discutés ici sont prévues sur le support de stockage lisible par un ordinateur ou les mémoires, telles qu'un cache, un tampon, une RAM, un support amovible, un disque dur ou autre support de stockage lisible par un ordinateur. Le support de stockage lisible par un ordinateur inclut divers types de supports de stockage volatiles et non volatiles. Les fonctions, actions ou tâches illustrées sur les figures ou décrites ici sont exécutées en réponse à un ou plusieurs ensemble(s) d'instructions stockées dans ou sur un support de stockage lisible par un ordinateur. Les fonctions, actions ou tâches sont indépendantes du type particulier d'ensemble d'instructions, de support de stockage, de processeur ou de stratégie de traitement et peuvent être exécutées par un logiciel, un matériel, des circuits intégrés, un micrologiciel, un microcode et similaire, opérant seul ou en combinaison. De façon similaire, des stratégies de traitement peuvent inclure un traitement multiple, un traitement multitâches, un traitement parallèle, et similaire. The instructions for letter implement the processes, methods and / or techniques discussed herein are provided on the computer readable storage medium or the memories, such as a cache, a buffer, a RAM, a removable medium, a hard disk or other computer-readable storage medium. The computer readable storage medium includes various types of volatile and nonvolatile storage media. The functions, actions or tasks illustrated in the figures or described herein are performed in response to one or more instruction sets stored in or on a computer-readable storage medium. Functions, actions, or tasks are independent of the particular type of instruction set, storage medium, processor, or processing strategy, and can be executed by software, hardware, integrated circuits, firmware, microcode and the like, operating alone or in combination. Similarly, treatment strategies may include multiple processing, multitasking, parallel processing, and the like.

Dans un mode de réalisation, les instructions sont stockées sur un dispositif de support amovible pour lecture par des systèmes locaux ou distants. Dans d'autres modes de réalisation, les instructions sont stockées en un emplacement distant pour un transfert par l'intermédiaire d'un réseau informatique ou sur des lignes téléphoniques. Dans encore d'autres modes de réalisation, les instructions sont stockées au sein d'un ordinateur, d'une UC, d'une GPU ou d'un système donné(e). L'afficheur 20 est un CRT, un LCD, un projecteur, un plasma, ou autre afficheur pour afficher des images bidimensionnelles ou des représentations tridimensionnelles. Les images bidimensionnelles représentent une distribution spatiale dans une zone. Les représentations tridimensionnelles sont rendues à partir de données représentant une distribution spatiale dans un volume. L'afficheur 20 est configuré par le processeur 18 ou autre dispositif par entrée des signaux devant être affichés comme une image. L'afficheur 20 affiche une image représentant un cisaillement pour différents emplacements dans une région d'intérêt ou une image complète. L'afficheur 20 affiche une information relative à une ou plusieurs variable(s) utilisée(s) pour déterminer une information associée à une vitesse ou un module d'onde de cisaillement associé(e), telle qu'un déplacement, un déplacement maximum, un décalage de déplacement, un rapport signal-bruit de déplacement, un rapport signal-bruit de données utilisées pour dériver un déplacement, une autre statistique de profil de déplacement, une durée de propagation, une variance de durée de propagation ou une qualité. s L'information additionnelle peut aider au diagnostic ou à la confiance dans l'information de cisaillement. Bien que l'invention ait été décrite ci-dessus par référence à divers modes de réalisation, il doit être entendu que de nombreux changements et de nombreuses modifications peuvent être apportés sans se départir de la portée de 10 l'invention. Il est donc désiré que la description détaillée qui précède soit considérée comme illustrative plutôt que limitative, et qu'il soit entendu que ce sont les revendications qui suivent, incluant tous les équivalents, qui visent à définir l'esprit et la portée de cette invention. In one embodiment, the instructions are stored on a removable media device for playback by local or remote systems. In other embodiments, the instructions are stored at a remote location for transfer over a computer network or over telephone lines. In still other embodiments, the instructions are stored within a given computer, CPU, GPU, or system. Display 20 is a CRT, LCD, projector, plasma, or other display for displaying two-dimensional images or three-dimensional representations. Two-dimensional images represent a spatial distribution in an area. The three-dimensional representations are rendered from data representing a spatial distribution in a volume. The display 20 is configured by the processor 18 or other device by input signals to be displayed as an image. The display 20 displays an image representing shear for different locations in a region of interest or a complete image. The display 20 displays information relating to one or more variable (s) used (s) to determine information associated with a speed or associated shear wave module, such as a displacement, a maximum displacement , a displacement offset, a signal-to-noise displacement ratio, a signal-to-noise ratio of data used to derive a displacement, another displacement profile statistic, a propagation time, a propagation time variance or a quality. s Additional information can aid diagnosis or confidence in shear information. Although the invention has been described above with reference to various embodiments, it should be understood that many changes and modifications can be made without departing from the scope of the invention. It is therefore desired that the foregoing detailed description be considered illustrative rather than limiting, and that it is to be understood that the following claims, including all equivalents, are intended to define the spirit and scope of this invention. .

Claims

REVENDICATIONS1. A method of displaying associated information in shear wave ultrasound imaging, the method comprising: measuring (32), with ultrasound, displacements at locations within a patient in response to one or more excitations (s) by pulse; calculating (34) shear wave velocities as a function of displacements for locations; determining (42) a quality of each of the displacements; determining (36) a magnitude of each of the displacements; calculating (38) a shear wave propagation duration as a function of displacements; displaying (40) a shear wave velocity image representing the locations, the shear wave velocity image being a function of the shear wave velocities; and displaying (44) the quality, magnitude, and shear wave propagation duration for at least one of the locations at substantially the same time as the shear wave velocity image. 20

The method of claim 1 further comprising: transmitting (30) an acoustic excitation within a patient, the pulse excitation comprising the acoustic excitation; wherein the measurement (32) of the displacements comprises a repetitive scanning of the locations with the ultrasound. 25

The method of claim 1 wherein calculating (34) shear wave velocities comprises determining (36) a maximum of time displacements for each of the locations. 30

4. The method of claim 1 wherein determining (42) the quality comprises determining a signal-to-noise ratio of the displacements in time.

5. The method of claim 4 wherein the determination of the signal-to-noise ratio comprises: filtering displacements in time; the subtraction of the displacement in the filtered time of the displacement in time, the calculation of a root mean square of a result of the subtraction; and dividing an integral of the quadratic-filtered displacement, a result of the division comprising the signal-to-noise ratio.

The method of claim 4 wherein the determining (42) of the quality further comprises: determining a signal-to-noise ratio of an ultrasonic signal; and determining the quality as a function of the magnitude, the signal-to-noise ratio of the time displacement, and the signal-to-noise ratio of the ultrasonic signal.

The method of claim 1 wherein determining (36) the magnitude comprises determining a maximum time displacement for each location.

The method of claim 1 wherein calculating (38) the shear wave propagation time comprises calculating a duration for the shear wave to propagate from an origin to the location. Corresponding, a moment when the shear wave reaches the corresponding location being based on displacements as a function of time.

The method of claim 1 wherein the display (40) of the shear wave velocity image comprises displaying the shear wave velocity image as a two-dimensional image representing the velocities of the shear wave velocity image. Shear wave at the locations.

The method of claim 1 wherein the display (44) of shear wave quality, magnitude, and propagation time comprises: displaying a quality image of the qualities at the locations; displaying an image of magnitude of magnitudes at locations; and displaying a propagation time image of the shear wave propagation times at the locations.

The method of claim 1 wherein the display (44) of shear wave quality, magnitude, and propagation time includes displaying for a location indicated by a slider of the speed image. shear wave.

The method of claim 1 wherein the display (44) of shear wave quality, magnitude, and duration of propagation includes displaying a range and indicating a point on a range. the range for each of the shear wave quality, magnitude and propagation time.

A non-transient computer readable storage medium (22) having stored therein data representing instructions executable by a processor (18) programmed for associated information display in shear wave ultrasound imaging. the storage medium (22) comprising instructions for: calculating (34) a shear wave characteristic using at least one variable; Generating (40) an image of the shear wave characteristic; and displaying (44) information derived from the variable in addition to the shear wave characteristic with the image.

14. A non-transient computer readable storage medium (22) according to claim 13 wherein calculating (34) the shear wave characteristic comprises calculating as a function of a displacement amount as the variable, and in wherein the display (44) comprises displaying the displacement amount as the information.

The non-transient computer readable storage medium (22) of claim 13 wherein calculating (34) the shear wave characteristic comprises computing as a function of a shear wave propagation duration as the variable, and wherein the display (44) comprises displaying the shear wave propagation duration as the information.

The non-transient computer readable storage medium (22) of claim 13 wherein calculating (34) the shear wave characteristic comprises computing as a function of a shift as the variable, and wherein display (44) includes displaying a quality such as information, the quality being a function of the displacement.

The non-transient computer readable storage medium (22) of claim 13 wherein the display (44) includes displaying an additional image of the distributed information over at least two spatial dimensions, the additional image displayed substantially simultaneously with the image of the shear wave characteristic.

The non-transient computer readable storage medium (22) of claim 13 wherein the display (44) includes displaying an indicator over a range, the indicator associated with a value of the information within from the beach.

An associated information visualization system in shear wave ultrasound imaging, the system comprising: a transducer (14) configured to transmit pulsed acoustic excitation within a patient and configured to scan with an ultrasound a region of the patient; A receiving beam former (16) configured to generate data representing the region at different times after the pulse acoustic excitation, the data generated from the ultrasound scan; a processor (18) configured to estimate a tissue displacement induced by the pulse acoustic excitation, generating a shear wave image as a function of the tissue displacement, and deriving a quality of the tissue displacement; and a display (20) configured to display the shear wave image and a representation of the quality of the tissue displacement. 10

The system of claim 19 wherein the processor (18) is configured to derive quality as a function of a signal-to-noise ratio of tissue displacement over time and a maximum displacement of tissue displacement over time . 15

The system of claim 19 wherein the processor (18) is configured to generate the shear wave image as a shear wave velocity image where the representation is a two-dimensional image of the quality, a text, or an indicator over a range of quality values.