FR3053882A1 - Caracterisation de tissu par ultrasons de diagnostic medical - Google Patents

Abstract

Pour l'estimation de l'atténuation en imagerie ultrasonore, des déplacements au niveau de différents emplacements le long d'un faisceau d'impulsion de force de rayonnement acoustique (ARFI) sont utilisés et mesurés. Les déplacements dans l'axe et des déplacements à partir d'un fantôme utilisant un même foyer ARFI en tant que référence sont utilisés pour annuler les effets de focalisation. Un faisceau ARFI simple peut être utilisé pour estimer l'atténuation pour un emplacement.

Description

Titulaire(s) : SIEMENS MEDICAL SOLUTIONS USA, INC..

Demande(s) d’extension

Mandataire(s) : OFFICE ERNEST T. FREYLINGER S.A..

164/ CARACTERISATION DE TISSU PAR ULTRASONS DE DIAGNOSTIC MEDICAL.

FR 3 053 882 - A1

16y) Pour l'estimation de l'atténuation en imagerie ultrasonore, des déplacements au niveau de différents emplacements le long d'un faisceau d'impulsion de force de rayonnement acoustique (ARFI) sont utilisés et mesurés. Les déplacements dans l'axe et des déplacements à partir d'un fantôme utilisant un même foyer ARFI en tant que référence sont utilisés pour annuler les effets de focalisation. Un faisceau ARFI simple peut être utilisé pour estimer l'atténuation pour un emplacement.

ARRIÈRE-PLAN

Les présents modes de réalisation concernent les ultrasons de diagnostic médical. En particulier, les ultrasons sont utilisés pour caractériser un tissu.

Des informations pathologiques importantes peuvent être obtenues par caractérisation de l’atténuation ultrasonore du tissu. Le niveau d’atténuation peut être un biomarqueur de la stéatose hépatique. Des cancers, tels que le cancer du sein, peuvent être diagnostiqués, en partie, sur la base de l’atténuation des ultrasons.

L’atténuation peut être mesurée à l’aide d’une analyse spectrale de signaux de rétrodiffusion de radiofréquence. Une modification de l’amplitude de spectres de puissance en fonction de la profondeur de la rétrodiffusion acoustique indique l’atténuation. Ces approches de rétrodiffusion peuvent subir une variabilité, même avec une pondération spectrale.

Le brevet des États-Unis n° 9,244,169 enseigne une technique pour mesurer l’atténuation à l’aide d’impulsions de force de rayonnement acoustique (ARFI). Des ARFI à différentes fréquences sont transmises, et l’atténuation est estimée à partir de déplacements en réponse aux ARFI. L’utilisation de multiples ARFI peut entraîner des imprécisions dues au mouvement. Des effets de focalisation peuvent également contribuer à l’imprécision.

BREF RÉSUMÉ

À titre d’introduction, les modes de réalisation préférés décrits ci-dessous incluent une méthode, un système, un support lisible par ordinateur, et des instructions pour caractériser un tissu en imagerie ultrasonore. Des déplacements au niveau de différents emplacements le long d’un faisceau ARFI sont utilisés pour estimer l’atténuation. Les déplacements dans l’axe et des déplacements à partir d’un fantôme utilisant un même foyer ARFI en tant que référence sont utilisés pour annuler les effets de focalisation. Un faisceau ARFI simple peut être utilisé pour estimer l’atténuation pour un emplacement.

Selon un premier aspect, une méthode est fournie pour la caractérisation d’un tissu avec un dispositif de balayage à ultrasons de diagnostic médical. Un transducteur du dispositif de balayage à ultrasons transmet une impulsion de force de rayonnement acoustique sous la forme d’un faisceau de transmission le long d’une ligne de balayage chez un patient. Le dispositif de balayage à ultrasons mesure des déplacements en fonction du temps le long de la ligne de balayage. Au moins certains des déplacements répondent à l’impulsion de force de rayonnement acoustique. Un processeur d’images détermine une caractéristique des déplacements en fonction du temps pour chaque emplacement parmi une pluralité d’emplacements le long de la ligne de balayage, calcule un logarithme d’un rapport de la caractéristique à une caractéristique d’un fantôme pour chacun des emplacements, ajuste une ligne au logarithme du rapport en fonction des emplacements, et calcule un coefficient d’atténuation, un coefficient d’absorption, un coefficient de diffusion, un module d’élasticité, ou des combinaisons de ceux-ci à l’aide de la ligne. Une image du coefficient d’atténuation, du coefficient d’absorption, du coefficient de diffusion, du module d’élasticité, ou de combinaisons de ceux-ci est produite sur un affichage.

Selon les variantes, la méthode comprend une ou plusieurs des caractéristiques ou étapes suivantes :

- la mesure comprend la mesure avec des faisceaux de réception colinéaires à la ligne de balayage ;

- la mesure comprend la mesure avec des faisceaux de réception simultanés le long de lignes de réception qui sont positionnées au niveau d’emplacements avec des intensités dans les 3 dB au-dessous d’une intensité de pic du faisceau de transmission au sein du profil de faisceau ;

- la mesure comprend la mesure avant la transmission de l’impulsion de force de rayonnement acoustique et une pluralité de fois après la transmission de l’impulsion de force de rayonnement acoustique ;

- la mesure comprend la mesure des déplacements sous la forme de détentes de tissu après cessation de l’impulsion de force de rayonnement acoustique au niveau des emplacements incluant un emplacement focal de l’impulsion de force de rayonnement acoustique ;

- la mesure comprend la production d’un profil temps-domaine des déplacements en fonction du temps ;

- la détermination comprend la détermination d’un déplacement maximal des déplacements pour chacun des emplacements ;

- le calcul du logarithme du rapport comprend le calcul, pour chacun des emplacements, du logarithme du rapport du déplacement maximal à un déplacement maximal fantôme ;

- le calcul du coefficient d’atténuation, du coefficient d’absorption, du coefficient de diffusion, du module d’élasticité, ou de combinaisons de ceuxci comprend le calcul du coefficient d’atténuation à partir d’une pente de la ligne ;

- le calcul du coefficient d’atténuation, du coefficient d’absorption, du coefficient de diffusion, du module d’élasticité, ou de combinaisons de ceuxci comprend le calcul du module d’élasticité, du coefficient d’absorption, ou des deux à partir d’une ordonnée à l’origine de la ligne ;

- le calcul du coefficient d’atténuation, du coefficient d’absorption, du coefficient de diffusion, du module d’élasticité, ou de combinaisons de ceuxci comprend le calcul du coefficient de diffusion à partir du coefficient d’atténuation et du coefficient d’absorption ;

- la production comprend la production de l’image avec une modulation pixellique, un graphique, ou un texte alphanumérique pour le coefficient d’atténuation, le coefficient d’absorption, le coefficient de diffusion, le module d’élasticité, ou des combinaisons de ceux-ci.

Selon un deuxième aspect, un système pour imagerie ultrasonore est fourni. Un formateur de faisceau de transmission est configuré pour transmettre une impulsion de poussée acoustique à une région focale chez un patient. Un formateur de faisceau de réception est configuré pour émettre des échantillons pour des régions dans l’axe avec l’impulsion de poussée. Un processeur d’images est configuré pour déterminer des déplacements pour les régions à partir des échantillons et pour calculer une atténuation de tissu chez le patient à partir des déplacements. Un affichage est configuré pour afficher l’atténuation. Selon les variantes, le système comprend une ou plusieurs des caractéristiques suivantes ;

- l’impulsion de poussée acoustique comprend une impulsion de force de rayonnement acoustique sous la forme d’un faisceau de transmission focalisé au niveau de la région focale, et dans lequel les échantillons sont des échantillons formés par faisceaux issus du déplacement de suivi de tissu provoqué par l’impulsion de force de rayonnement acoustique au niveau de la région focale ;

- le processeur d’images est configuré pour produire les déplacements en fonction du temps au niveau de la région focale à partir des échantillons, pour identifier un déplacement de pic pour chacune des régions, pour ajuster une ligne à un logarithme d’un rapport des déplacements de pic aux déplacements de pic dans un fantôme avec une atténuation mesurée, et pour calculer l’atténuation à partir d’une pente de la ligne ;

- le processeur d’images est configuré pour calculer un module d’élasticité, une absorption, une diffusion, ou des combinaisons de ceux-ci à partir d’une ordonnée à l’origine de la ligne.

Selon un troisième aspect, une méthode pour imagerie ultrasonore avec un dispositif de balayage à ultrasons de diagnostic médical est fournie. Un formateur de faisceau du dispositif de balayage à ultrasons suit des déplacements le long d’un axe d’excitation d’une impulsion de force de rayonnement acoustique dans un tissu d’un patient. Les déplacements sont provoqués par l’impulsion de force de rayonnement acoustique. Un processeur d’images du dispositif de balayage à ultrasons estime une atténuation à partir des déplacements le long de l’axe. L’atténuation est transmise.

Selon les variantes, la méthode comprend une ou plusieurs des caractéristiques ou étapes suivantes

- l’estimation comprend l’estimation de l’atténuation à partir des déplacements le long de l’axe et de déplacements à partir d’un fantôme avec une atténuation connue ;

- l’estimation comprend l’estimation de l’atténuation à partir d’une pente d’un ajustement de ligne à un logarithme d’un rapport des déplacements le long de l’axe aux déplacements à partir du fantôme et de l’atténuation connue ;

- l’estimation d’un coefficient d’absorption, d’un coefficient de diffusion, ou des deux à partir d’une ordonnée à l’origine de la ligne

Des aspects et avantages supplémentaires de l’invention sont discutés cidessous conjointement avec les modes de réalisation préférés.

BRÈVE DESCRIPTION DES DESSINS

Les composants et les figures ne sont pas nécessairement à l’échelle, le but étant surtout d’insister sur une illustration des principes de l’invention. De plus, dans les figures, les mêmes numéros de référence désignent les parties correspondantes sur toutes les différentes vues.

La Figure 1 est un schéma opérationnel d’un mode de réalisation d’une méthode pour l’estimation de l’atténuation avec un dispositif de balayage à ultrasons de diagnostic médical ;

Les Figures 2 et 3 sont des exemples d’images de déplacement montrant des profils de faisceau de faisceaux de transmission ARFI dans des fantômes avec une atténuation différente ;

Les Figures 4 et 5 montrent des exemples de profils de déplacement tempsdomaine des fantômes ;

La Figure 6 montre des exemples de déplacements de pic en fonction de l’emplacement le long de l’axe ARFI ;

La Figure 7 montre un exemple d’ajustement de ligne à un logarithme d’un rapport de déplacements de pic à partir des différents fantômes ; et

La Figure 8 est un schéma fonctionnel d’un mode de réalisation d’un système pour imagerie ultrasonore.

DESCRIPTION DÉTAILLÉE DES DESSINS ET DES MODES DE RÉALISATION PRÉSENTEMENT PRÉFÉRÉS

L’atténuation ultrasonore est estimée à l’aide d’une ARFI et d’un fantôme de référence. Des déplacements induits par ARFI sont mesurés au niveau d’emplacements le long de l’axe d’excitation. Des déplacements suivis le long de l’axe d’excitation d’impulsions de poussée ARFI dans un tissu d’intérêt et dans un fantôme imitant un tissu bien caractérisé sont mesurés à l’aide des mêmes conditions de transmission-réception. Les déplacements dans l’axe à partir des deux sont utilisés pour estimer le coefficient d’atténuation ultrasonore (absorption + diffusion), le coefficient d’atténuation d’absorption, le coefficient d’atténuation de diffusion, et/ou le module d’élasticité. Contrairement à des méthodes de rétrodiffusion ultrasonore classiques pour l’estimation de l’atténuation, la méthode proposée possède une résolution plus élevée et une plus petite variance dans les estimations.

Une ARFI simple peut être utilisée. Dans d’autres modes de réalisation, des ARFI à différentes fréquences sont transmises afin d’estimer une atténuation ultrasonore dépendante de la fréquence.

La Figure 1 montre un mode de réalisation d’un schéma opérationnel d’une méthode pour imagerie ultrasonore avec un dispositif de balayage à ultrasons de diagnostic médical. La méthode caractérise un tissu à l’aide de déplacements mesurés en réponse à des emplacements et au niveau d’emplacements dans l’axe avec une ARFI. En utilisant un logarithme d’un rapport de déplacements à partir de tissu d’un patient à des déplacements à partir d’un fantôme avec une atténuation connue, les effets de focalisation peuvent être réduits. L’atténuation du tissu du patient peut être estimée à partir d’une pente d’un ajustement de ligne au logarithme du rapport sur la profondeur.

La méthode est effectuée par le système d’imagerie ultrasonore 10 de la Figure 8, le processeur d’images 22, ou un système et/ou processeur différent. Par exemple, le système d’imagerie ultrasonore 10 acquiert des échantillons pour mesurer un déplacement avec les formateurs de faisceau de transmission et de réception 12, 16 et le transducteur 14, et le processeur d’images 22 estime l’atténuation à partir des échantillons. L’affichage 27 affiche la caractéristique (par exemple, l’atténuation) tissulaire estimée.

Les actions de la Figure 1 sont effectuées dans l’ordre montré (de haut en bas) ou dans un ordre différent. Par exemple, les échantillons pour déplacement sont mesurés dans l’action 32 préalablement à et après la mise en œuvre de l’action 30.

Des actions supplémentaires à, différentes à, ou moins nombreuses que celles montrées sur la Figure 1 peuvent être utilisées. Par exemple, l’action 42 n’est pas effectuée. En tant qu’autre exemple, des actions pour le balayage et la production d’images en mode B ou d’autres images ultrasonores sont ajoutées.

Dans l’action 29, le dispositif de balayage à ultrasons suit des déplacements dans l’axe avec une ARFI. Le formateur de faisceau suit, en partie. Le formateur de faisceau est utilisé pour produire i’ARFI et pour échantillonner la réponse du tissu pour le calcul de déplacements. Les déplacements provoqués par une impulsion de poussée (c’est-à-dire, une ARFI) sont suivis le long de la ligne de balayage de l’impulsion de poussée. Le suivi est effectué pour le tissu d’un patient. La réponse du tissu d’un patient est suivie durant l’examen du patient.

À l’aide des mêmes focalisation et configuration de transmission et de réception, le suivi est également effectué dans un fantôme. Le suivi dans le fantôme est effectué à n’importe quel instant, comme préalablement à ou après la fabrication ou en tant que partie de l'étalonnage. Le même type ou un type similaire de dispositif de balayage à ultrasons avec le même transducteur ou un transducteur similaire est utilisé pour mesurer des déplacements dans le fantôme. Les mesures ou informations dérivées des déplacements mesurés (par exemple, l’amplitude de déplacement de pic) sont chargées dans et/ou stockées dans le dispositif de balayage à ultrasons pour l’estimation de l’atténuation chez le patient. L’atténuation connue pour le fantôme est également chargée dans et/ou stockée dans le dispositif de balayage à ultrasons. Des mesures par transmissions ou d’autres mesures peuvent être utilisées pour déterminer l’atténuation du fantôme avec une précision souhaitée quelconque. D’autres caractéristiques tissulaires que l’atténuation peuvent être obtenues pour le fantôme, telles que le module d’élasticité, le coefficient de diffusion, et/ou le coefficient d’absorption. Les informations issues du fantôme sont utilisées en tant que référence, de sorte que l’étalonnage ou une autre acquisition des informations du fantôme peut être réalisé(e) une fois ou périodiquement par le fabricant ou une autre personne.

Les actions 30 et 32 sont utilisées pour effectuer le suivi de l’action 29. Un autre suivi peut être utilisé.

Dans l’action 30, le dispositif de balayage à ultrasons utilise le transducteur pour appliquer une contrainte sur le tissu. Par exemple, une ARFI focalisée au niveau d’une région d’intérêt ou d’un point est transmise. Quand l’ARFI est appliquée sur une zone focalisée, une onde de cisaillement et/ou longitudinale peut être induite et se propager à l’écart de cette zone focalisée. Ces ondes produites ne sont pas mesurées. L’ARFI exerce une contrainte sur le tissu. Le tissu répond à la contrainte en se mouvant, ce qui est le déplacement qui est mesuré. Par rapport à un emplacement d’origine ou à un état de repos, le tissu est déplacé. Au niveau de la région focale ou d’autres emplacements au sein du faisceau de transmission, ce déplacement augmente et revient ensuite à zéro, d’où un profil de déplacement temporel. Les propriétés du tissu se répercutent sur le déplacement au fil du temps à diverses profondeurs provoqué par l’ARFI.

L’impulsion peut être produite par une forme d’onde impulsionnelle cyclique d’un nombre quelconque de cycles (par exemple, des dizaines ou des centaines de cycies). Par exemple, la force de rayonnement acoustique est transmise sous forme d’impulsion pour l’application d’une contrainte sur le tissu. Le front d’onde d’impulsion se propage jusqu’à la région d’intérêt, provoquant un déplacement du tissu.

Les Figures 2 et 3 montrent des exemples de profils de faisceau pour des faisceaux de transmission ARFI avec les mêmes focalisation et formation de faisceau mais dans des fantômes avec différentes caractéristiques d’atténuation. Les profils de faisceau sont montrés par mesure du déplacement de tissu. La Figure 2 est une carte de déplacement d’une impulsion de poussée ARFI focalisée à 2 cm dans un fantôme d’atténuation à 4,16 dB/cm à 4 MHz. La Figure 3 est une carte de déplacement d’une impulsion de poussée ARFI focalisée à 2 cm dans un fantôme d’atténuation à 2 dB/cm à 4 MHz. Afin de mesurer des déplacements dans une zone montrée sur les Figures 2 et 3, de multiples impulsions de poussée et le suivi sont utilisés au sein du ROI.

Sur chacune des Figures 2 et 3, le faisceau de transmission ARFI est transmis le long d’une ligne de balayage. Le faisceau de transmission a un profil relatif à cette ligne de balayage. Le profil de faisceau se présente sous la forme d’une colonne verticale dans les exemples des Figures 2 et 3. Un centre de la colonne inclut une région 46 d’intensité supérieure. Cette région 46 inclut l’emplacement focal du faisceau de transmission. Le faisceau de transmission a un profil de faisceau marqué par des emplacements d’intensité acoustique supérieure le long d’une ligne de balayage. L’intensité acoustique diminue avec un espacement latéral et/ou en profondeur plus important de la région focale.

La région 46 ou le profil de faisceau peut être défini(e) sur la base d’une quantité de réduction à partir d’une intensité de pic, telle que de 3 dB, 6 dB, 10 dB, 20 dB ou une autre quantité de pente de diminution. Au sein du profil de faisceau, une intensité acoustique supérieure est fournie.

L’action 32 se produit tandis que le tissu est soumis à et/ou récupère après la contrainte. Par exemple, la transmission et la réception se produisent après application ou modification de la contrainte et avant que le tissu atteigne un état de repos. Pour référence afin de déterminer l’amplitude de déplacement, la transmission et la réception se produisent préalablement à l’application ARFI et/ou après la détente du tissu jusqu’à un état stationnaire.

Dans l’action 32, le dispositif de balayage à ultrasons mesure des déplacements au fil du temps. Le dispositif de balayage à ultrasons utilise un formateur de faisceau de transmission pour transmettre une séquence de faisceaux de transmission. Pour un événement de transmission, un faisceau de transmission est formé. Les impulsions pour former les faisceaux de transmission sont d’un nombre quelconque de cycles. Par exemple, de 1 à 3 cycles sont utilisés. Toute enveloppe, tout type d’impulsion (par exemple, unipolaire, bipolaire, ou sinusoïdale), ou toute forme d’onde peut être utilisé.

Une pluralité de signaux ultrasonores est transmise au tissu répondant à la contrainte. La pluralité de signaux est transmise en événements de transmission séparés. Un événement de transmission est un intervalle contigu où des transmissions se produisent sans réception d’échos en réponse à la transmission. Durant la phase de transmission, il n’y a pas de réception. Lorsqu’une séquence d’événements de transmission est effectuée, une séquence correspondante d’événements de réception est également effectuée dans l’action 32. Un formateur de faisceau de réception du dispositif de balayage à ultrasons produit des échantillons en réponse à chaque événement de transmission. Un événement de réception est effectué en réponse à chaque événement de transmission et avant le prochain événement de transmission.

Le transducteur reçoit des échos ultrasonores en réponse à chaque événement de transmission. Le transducteur convertit les échos en signaux de réception, qui sont formés par faisceaux de réception en données ultrasonores représentant une pluralité d’emplacements spatiaux. Le dispositif de balayage à ultrasons reçoit une séquence de signaux de réception quand des faisceaux de réception sont reçus en réponse à chacun des faisceaux de transmission dans la séquence de transmission.

La réception est intercalée avec la transmission de la séquence. Pour chaque événement de transmission, un événement de réception se produit. L’événement de réception est un intervalle continu pour la réception d’échos à partir de la profondeur ou des profondeurs d’intérêt. L’événement se produit après cessation de l’événement de transmission. Après que le transducteur a terminé la production d’énergie acoustique pour une transmission donnée, le transducteur est utilisé pour la réception des échos en réponse. Le transducteur est ensuite utilisé pour répéter une autre paire d’événements de transmission et de réception pour le même emplacement spatial ou les mêmes emplacements spatiaux, en fournissant l’intercalation (par exemple, transmission, réception, transmission, réception, ...) afin de mesurer la réponse du tissu au fil du temps.

La mesure de déplacements du tissu se fait le long d’un axe d’excitation par l’ARFI dans le tissu du patient. Par exemple, les mesures sont effectuées pour la région 46, telle qu’une gamme d’emplacements autour d’un emplacement focal de la transmission ARFI. Plutôt que de suivre l’extérieur de la région 46 pour des déplacements provoqués par une onde de cisaillement se mouvant latéralement, le déplacement directement provoqué par l’ARFI au niveau de l’emplacement focal et/ou d’autres emplacements dans la région 46 d’intensité acoustique maximale ou supérieure est mesuré. Les mesures se produisent pour des emplacements le long de l’axe ARFI ou de la ligne de balayage. Les échantillons pour la mesure de déplacements sont acquis au fil du temps au fur et à mesure que le tissu se déplace et au sein du profil de faisceau le long de la ligne de balayage.

La réponse du tissu est détectée à différentes profondeurs le long d’une ou de plusieurs lignes de balayage de réception au sein de la région 46. Le balayage Doppler ou en mode B peut être utilisé pour la mesure du mouvement du tissu répondant à la contrainte. L’imagerie ultrasonore est effectuée avant, durant et/ou après l’application de la contrainte ARFI. Des données ultrasonores sont reçues en réponse à des transmissions d’ultrasons. Les transmissions et les réceptions sont effectuées le long d’une ligne, sur une zone, ou dans un volume. Une séquence de transmissions et de réceptions est prévue pour chaque emplacement spatial pour le suivi au fil du temps.

Dans un mode de réalisation, les faisceaux de réception pour la mesure d’un déplacement sont le long de la même ligne de balayage que le faisceau de transmission ARFI. Les faisceaux de transmission et de réception pour le suivi sont colinéaires l’un à l’autre et au faisceau de transmission ARFI. Dans d’autres modes de réalisation, des informations de faisceau de réception parallèles sont utilisées. Deux faisceaux de réception ou plus (par exemple, 4) sont formés en réponse à chaque faisceau de transmission. Les faisceaux de réception sont au sein de la région 46 mais peuvent être espacés de la ligne de balayage de transmission, fournissant des échantillons pour une région autour d’un emplacement. De manière similaire, les profondeurs pour les échantillons utilisés sont au sein de la région 46 à de multiples profondeurs. Les échantillons sont positionnés au niveau d’emplacements ayant une intensité acoustique dans le faisceau de transmission ARFI qui est à au moins 3 dB de l’emplacement d’une intensité acoustique de pic dans le faisceau de transmission ARFI (par exemple, un emplacement de profondeur focale). Par exemple, les emplacements sont dans la région 46. Des emplacements en dehors de l’intensité de 3 dB peuvent être utilisés.

Les données ou échantillons formés par faisceaux sont acquis au fur et à mesure que le tissu subit un déplacement. Certains échantillons du tissu dans l’état de repos peuvent être acquis. Par exemple, les échantillons sont acquis préalablement à l’application de l’ARFI et après l’application de l’ARFI. Préalablement à l’application, le tissu peut être dans un état de repos ou exempt de déplacement induit par ARFI. Une fois que la transmission ARFI se produit, le tissu est déplacé de sorte que des échantillons subséquents soient du tissu dans l’état déplacé jusqu’à ce que le tissu revienne à un état de repos. L’échantillonnage se produit sur une gamme d’instants quelconque, telle qu’en commençant avant ou après le faisceau de transmission ARFI et en continuant pendant une quantité de temps quelconque après cessation de l’ARFI. Les échantillons sont acquis à une pluralité d’instants.

Les échantillons sont des données de radiofréquence (RF) ou en phase et quadrature (IQ) émises par un formateur de faisceau de réception. En réponse à une transmission d’énergie acoustique (par exemple, un faisceau de transmission), des échos acoustiques frappent sur les éléments d’un transducteur. Les éléments convertissent les échos acoustiques en signaux électriques. Le formateur de faisceau de réception additionne de manière cohérente les signaux issus des différents éléments afin de déterminer la réponse du tissu au niveau d’emplacements d’échantillon particuliers. La sortie du formateur de faisceau de réception est constituée de données RF ou IQ.

Les déplacements sont mesurés à partir des échantillons. Le dispositif de balayage à ultrasons détermine le mouvement de tissu. Le mouvement de tissu est détecté sous la forme d’un déplacement en une, deux, ou trois dimensions. Le mouvement en réponse au faisceau de transmission ARFI peut être détecté. Le mouvement de tissu est détecté à différents instants. Les différents instants correspondent aux différents balayages de suivi (c’est-à-dire, paires d’événements de transmission et de réception).

Un échantillon ou des échantillons de référence sont acquis avec le tissu dans les données de repos et sont utilisés pour déterminer un déplacement à d’autres instants. Le mouvement de tissu est détecté en estimant le déplacement par rapport aux informations tissulaires de référence. Par exemple, le déplacement de tissu le long d’une ou de plusieurs lignes de balayage de réception est déterminé. Le déplacement peut être mesuré à partir de données tissulaires, telles que des données ultrasonores en mode B, mais des informations de flux (par exemple, de vitesse) ou IQ préalablement à la détection peuvent être utilisées.

La corrélation, la corrélation croisée, la somme minimale de différences absolues ou une autre mesure de similarité est utilisée pour déterminer le déplacement entre balayages (par exemple, entre la référence et le courant). Des données représentant des emplacements spatiaux distribués autour d’un emplacement de mesure sont corrélées aux données de référence. Pour chaque profondeur ou emplacement spatial, des corrélations sur une pluralité de profondeurs ou d’emplacements spatiaux sont effectuées. Le décalage spatial avec la corrélation la plus élevée ou suffisante à un instant donné indique la quantité de déplacement pour cet emplacement. Pour chaque emplacement, le déplacement en fonction du temps est déterminé.

Un déplacement bi- ou tridimensionnel dans l’espace peut être utilisé. Un déplacement monodimensionnel le long d’une direction différente des faisceaux ou lignes de balayage peut être utilisé.

Les mesures de déplacement sont effectuées pour un nombre quelconque de lignes de balayage. Par exemple, quatre faisceaux de réception sont formés en réponse à chaque transmission. Pour chaque profondeur, les déplacements issus de différents faisceaux de réception peuvent être combinés, tels que moyennés. Dans d’autres modes de réalisation, seulement un faisceau de réception simple ou d’autres nombres de faisceaux de réception sont formés en réponse à chaque transmission.

Après transmission de la force acoustique afin de déplacer le tissu, des transmissions et réceptions en mode B sont effectuées de manière répétée le long d’un nombre quelconque de lignes de balayage au sein de la région 46. Certaines des données ultrasonores, telles qu’au début ou à la fin des répétitions, peuvent ne pas répondre au déplacement de tissu, donc sont similaires à la référence. Chaque répétition surveille une même région ou les mêmes emplacements pour la détermination de la réponse du tissu pour ces emplacements. En répétant la transmission des impulsions ultrasonores et la réception des échos ultrasonores au fil du temps, les déplacements au fil du temps sont déterminés. Tout nombre de M répétitions peut être utilisé, tel qu’une répétition environ toutes les 50 à 100 fois. Les répétitions se produisent aussi fréquemment que possible pendant que le tissu récupère après la contrainte, mais sans interférer avec la réception. Le profil de déplacement temporel du tissu est obtenu par transmission vers et réception à partir de la même zone cible de manière répétée de signaux de manière similaire à ce qu’effectue la méthode Doppler.

Les Figures 4 et 5 montrent des exemples de profils de déplacement dans l’axe pour différents emplacements le long de l’axe ARFI dans les fantômes utilisés sur les Figures 2 et 3, respectivement. L’amplitude du déplacement au fil du temps est montrée. Dans les exemples des Figures 4 et 5, de multiples déplacements espacés latéralement sont mesurés pour chaque profondeur et moyennés. Les profils de déplacement montrés sur les Figures 4 et 5 sont créés à partir des moyennes latérales. Les déplacements pour une profondeur donnée peuvent répondre à une même ARFI ou à différentes ARFI transmises en séquence avec le foyer au niveau de différents emplacements.

Tandis que deux fantômes sont utilisés sur les Figures 2 à 5, un fantôme est traité en tant que mesures à partir d’un patient et l’autre en tant que mesures de référence basées sur un fantôme. Par exemple, les Figures 2 et 4 sont utilisées pour représenter une mesure de tissu de patient (échantillon) tandis que les

Figures 3 et 5 sont utilisées pour représenter des mesures fantômes (référence). Le déplacement est mesuré à partir d’un fantôme pour les Figures 2 et 4, mais serait mesuré à partir de tissu échantillonné d’un patient en utilisation réelle.

L’instant 0 est l’instant du faisceau de transmission ARFI. Les instants 0,1 à 4,0 sont des déplacements mesurés au niveau de différents emplacements d’échantillon de formateur de faisceau le long de la ligne de balayage ARFI après transmission ARFI. Le tissu dans la région 46 se déplace en général en raison de l’ARFI plutôt que d’une onde de cisaillement ou longitudinale produite par le faisceau de transmission ARFI. Ce déplacement est autour de 0 préalablement au faisceau de transmission ARFI, puis augmente jusqu’à environ 2,0 à 2,3 pm au niveau d’un emplacement focal ARFI au sein d’une fraction d’une milliseconde, puis retourne vers et passe à l’état de repos. Après 0,5 à 1,0 milliseconde, le déplacement progresse vers l’état de repos. Différents profils de déplacement se produisent pour différentes profondeurs. En raison de différences d’atténuation, les profils de déplacement sur la Figure 4 sont différents des profils de déplacement sur la Figure 5 en dépit de l’utilisation de mêmes foyer ARFI, amplitude, apodisation, ouverture, et autres réglages de formateur de faisceau.

Dans l’action 36 de la Figure 1, un processeur d’images du dispositif de balayage à ultrasons estime l’atténuation pour le tissu du patient. L’atténuation pour la région échantillonnée est estimée à partir des déplacements dans la région. Les déplacements le long de l’axe de l’ARFI sont utilisés pour estimer l’atténuation. Comme reflété sur les Figures 4 et 5, l’atténuation provoque une variation d’amplitude du déplacement en fonction de l’emplacement le long de ta ligne de balayage.

Les actions 38 et 40 montrent un exemple d’approche pour estimer l’atténuation. Dans d’autres approches, la modification d’amplitude par rapport à l’emplacement ou à la profondeur est utilisée sans l’ajustement de ligne, rapport, et/ou logarithme.

Les déplacements de tissu du patient le long de l’axe et les déplacements le long de l’axe à partir du fantôme de référence sont utilisés en combinaison pour estimer l’atténuation et réduire l’influence de la focalisation et/ou de l’amplitude ARFI. Le déplacement de tissu, S, en position axiale z + z₀ à partir d’une impulsion de poussée ARFI est donné par :

S(z + _2o) =

E où c est une constante représentant l’atténuation le long du trajet de propagation jusqu’à z₀, /(z + z₀) est l’intensité acoustique en position axiale z + z₀, a_a est le coefficient d’absorption, E est l’élasticité du tissu, et a est le coefficient d’atténuation ultrasonore (np/cm). a est le coefficient d’atténuation locale dans un ROI (z₀ à z₀ + Δζ) le long de la ligne de balayage ARFI et pas l’atténuation le long du trajet de propagation. Le coefficient d’atténuation a inclut à la fois l’atténuation de l’absorption et de la diffusion.

Pour normaliser les effets de focalisation, les déplacements à partir d’un fantôme de référence de coefficient d’atténuation connu à l’aide des mêmes réglages ARFI sont utilisés. Le rapport des déplacements dans l’échantillon de tissu (par exemple, les Figures 2 et 4) aux déplacements dans la référence (par exemple, les Figures 3 et 5) à partir d’une impulsion ARFI est donné par :

Riz) = a_a,E où α’, E’, et a_a· sont le coefficient d’atténuation, le module d’élasticité, et le coefficient d’absorption du fantôme de référence. Ces valeurs de référence sont connues ou mesurées précédemment. Le rapport retire les effets de focalisation ou d’amplitude ARFI (c/(z) est annulé).

Le rapport utilise une caractéristique des déplacements ou des profils de déplacement. Dans un mode de réalisation, le processeur d’images détermine la caractéristique des déplacements en fonction du temps sous la forme d’un déplacement maximal au fil du temps. Pour chaque emplacement parmi une pluralité d’emplacements le long de la ligne de balayage, le déplacement maximal est trouvé. D’autres caractéristiques peuvent être utilisées. Par exemple, les profils de déplacement sont transformés en domaine de fréquence (transformation de Fourier) et une caractéristique de la réponse en fréquence des profils de déplacement pour chaque emplacement est déterminée.

La même détermination est réalisée pour l’échantillonnage à partir du patient et l’échantillonnage à partir du fantôme. La détermination pour le fantôme peut être prédéterminée, telle qu’en chargeant les valeurs pour le déplacement maximal dans le dispositif de balayage sans charger ou avoir les déplacements de référence. Les valeurs de la caractéristique pour les emplacements pour la référence ainsi que le patient actuellement examiné sont obtenues. L’amplitude maximale ou de pic de chaque profil de déplacement est marquée sur les Figures 4 et 5. Les maximums sont montrés sous la forme de points sur la Figure 4 et de cercles sur la Figure 5. La Figure 6 montre un tracé ou graphique des maximums pour le patient et le fantôme en fonction de la profondeur sur une gamme de profondeur de 1,0 à 2,4 cm. Dans cet exemple, l’impulsion de poussée ARFI est focalisée à 2 cm. D’autres gammes de profondeur incluant ou n’incluant pas une profondeur focale peuvent être utilisées. Les maximums sont le long de la ligne de balayage ou de l’axe pour la transmission ARFI. Les profils de déplacement de la Figure 4 sont utilisés pour représenter des mesures de patient, et les profils de déplacement de la Figure 5 sont utilisés pour représenter les mesures de référence.

Dans l’action 38 de la Figure 1, le processeur d’images calcule un logarithme d’un rapport de la caractéristique issue du patient au fantôme. Par exemple, le rapport du déplacement maximal du tissu chez le patient au déplacement maximal du fantôme est calculé pour chaque emplacement ou profondeur. Le rapport fournit des informations relatives entre le patient et le fantôme avec l’atténuation connue. D’autres mesures relatives que le rapport peuvent être utilisées, telles qu’une somme, un produit, une moyenne, une différence, ou une valeur de relation plus complexe.

Pour chacun des emplacements ou chacune des profondeurs, le logarithme du rapport du déplacement maximal à un déplacement maximal fantôme est calculé. Le logarithme convertit la relation en domaine linéaire. Le calcul du logarithme du rapport est représenté sous la forme de :

ln(S(z» = —2(a — a')z + ln

Le rapport logarithmique des déplacements maximaux issus de l’échantillon à ceux de la référence est calculé. La Figure 7 montre un tracé du logarithme du rapport des déplacements maximaux issus de la Figure 6. D’autres conversions peuvent être utilisées.

Dans l’action 40, le processeur d’images ajuste une ligne au logarithme du rapport ou à une autre mesure relative. La ligne est ajustée en fonction des emplacements ou de la profondeur. Tout ajustement de ligne peut être utilisé, tel qu’un ajustement aux moindres carrés. La Figure 7 montre une ligne en pointillés telle qu’ajustée au tracé du logarithme du rapport. La ligne est ajustée à la relation entre les mesures de patient et les mesures de référence ou fantômes.

Dans une variante de mode de réalisation, un ajustement exponentiel sans effectuer le logarithme naturel est utilisé. Par exemple, l’ajustement exponentiel est représenté sous la forme de :

ae^bz où a = et b = -2(a - a') ajusté à Æ(z) = _e~~²(^a~^a ^^z~^Jë Q-aiE

D’autres ajustements peuvent être utilisés.

Dans l’action 36 de la Figure 1, le processeur d’images calcule le coefficient d’atténuation, le coefficient d’absorption, le coefficient de diffusion, le module d’élasticité, ou des combinaisons de ceux-ci à l’aide de la ligne ou de la caractéristique d’une exponentielle ajustée. La ligne est utilisée ci-dessous. La ligne ajustée a une pente et une ordonnée à l’origine. La pente, l’ordonnée à l’origine, ou une autre caractéristique de la ligne ajustée est calculée et utilisée pour estimer la caractéristique tissulaire.

L’atténuation est calculée à partir de la pente de la ligne. La pente représente un coefficient d’atténuation du fait que la pente reflète la dégradation relative d’amplitude de la caractéristique de déplacement. Le logarithme du rapport est linéaire par rapport à z, de sorte que la pente de la ligne qui ajuste le rapport logarithmique par rapport à z est :

pente = —2 (a — a'), donnant lieu à l’atténuation qui est :

L’atténuation connue du fantôme et la pente fournissent l’atténuation dans le tissu du patient. Dans l’exemple de la Figure 7, le coefficient d’atténuation est estimé à 4,19dB/cm à 4 MHz (fréquence centrale de la transmission ARFI) pour le fantôme qui est utilisé pour représenter le tissu d’un patient (c’est-à-dire, les déplacements des Figures 2 et 4). Étant donné qu’un fantôme est utilisé au lieu de mesurer un patient réel, l’atténuation de 4,19dB/cm telle qu’estimée à l’aide de déplacements dans l’axe peut être comparée à l’atténuation connue pour ce fantôme : 4,12 dB/cm. Une précision supérieure ou moindre peut être fournie pour des mesures de patient réel.

Le processeur d’images calcule le module d’élasticité, le coefficient d’absorption, ou les deux à partir d’une ordonnée à l’origine de la ligne ajustée.

L’élasticité ou le module d’élasticité E ou le coefficient d’absorption a_a peut être estimé(e) à partir de l’ordonnée à l’origine de la ligne si l’un ou l’autre est connu, tel que représenté par :

jp _ ^-ordonnée à horiaine ^{E a}a a_ai ~ _ _oordonnée à l> origine ^Eaa·' a_a- e _E,

L’élasticité ou le coefficient d’absorption peut être supposé ou se voir attribuer une valeur prédéterminée basée sur le tissu qui est balayé dans le but de calculer l’autre. En variante, l’élasticité est mesurée à partir d’une imagerie par onde de cisaillement ou d’une autre imagerie ultrasonore. L’élasticité pour un emplacement ou une région étant mesurée, l’absorption acoustique est calculée à partir de l’ordonnée à l’origine, du coefficient d’absorption connu du fantôme ou de la référence et de l’élasticité connue du fantôme ou de la référence. Dans encore une autre approche, une solution itérative ou d’optimisation est utilisée pour mettre en relation des estimations possibles de l’élasticité et de l’absorption acoustique aux ordonnée à l’origine et atténuation mesurées.

Le processeur d’images calcule le coefficient de diffusion à l’aide de la pente et de l’ordonnée à l’origine. Le coefficient d’atténuation de diffusion est donné par : a_s = a - a_a. Étant donné que l’atténuation est une fonction de la pente et que l’absorption acoustique est une fonction de l’ordonnée à l’origine, la diffusion est calculée à la fois à l’aide de l’atténuation et de l’absorption acoustique.

L’une quelconque des caractéristiques peut être calculée pour une région simple ou de multiples régions. Différentes fenêtres spatiales peuvent être utilisées pour calculer l’atténuation par région. Le procédé avec l’ARFI focalisée au niveau de différents emplacements et/ou utilisant différentes fréquences peut être utilisé pour déterminer l’atténuation par emplacement et/ou fréquence.

Dans l’action 42, le processeur d’images, un affichage, une interface de communications, ou un autre dispositif transmet l’atténuation et/ou une autre caractéristique tissulaire calculée à partir du logarithme des rapports. La transmission se fait depuis le et/ou au sein du dispositif de balayage à ultrasons. La transmission se fait jusqu’à un autre dispositif, tel qu’une mémoire, un affichage, un réseau, un serveur, un poste de travail, une base de données d’enregistrement de patients, et/ou un serveur d’archivage et de communications de photos. L’atténuation, le module d’élasticité, le coefficient d’absorption, et/ou le coefficient de diffusion sont transmis sous forme de données ou intégrés dans une image.

Dans un mode de réalisation, la transmission se fait jusqu’à un affichage. Une valeur qui est une fonction de l’atténuation ou d’une autre caractéristique tissulaire est affichée. La valeur est affichée sous forme de texte alphanumérique. La valeur est la caractéristique elle-même (par exemple, la valeur pour l’atténuation) et/ou est dérivée de la caractéristique. Dans des variantes de modes de réalisation ou dans des modes de réalisation supplémentaires, la valeur est incluse en tant que partie d’un graphique, telle qu’affichant l’atténuation en fonction de la fréquence ou de l’emplacement.

Dans un autre mode de réalisation, la valeur fait partie d’une image représentant spatialement la caractéristique tissulaire. Par exemple, l’atténuation est mesurée en deux emplacements différents ou plus. Pour la profondeur, différentes fenêtres ou gammes de profondeur peuvent être utilisées pour calculer l’atténuation en réponse à une ARFI. Pour des emplacements espacés latéralement, les actions 29 à 40 sont répétées. En réponse à une transmission ARFI, les déplacements de tissu au niveau de différents emplacements dans le profil de faisceau de transmission de la transmission ARFI sont mesurés et utilisés pour estimer une caractéristique tissulaire spécifique de l’emplacement. Les actions 29 à 40 sont répétées pour différentes régions 46 latéralement. La transmission ARFI est répétée pour différents emplacements de tissu. Les valeurs de la caractéristique tissulaire pour les différents emplacements modulent la couleur, la luminosité, et/ou la nuance de l’image. Différents pixels dans l’image montrent les valeurs caractéristiques tissulaires correspondantes tout au long de cette modulation.

Une image peut inclure des valeurs pour diverses caractéristiques tissulaires. Par exemple, un texte, des graphiques, ou une modulation pixellique sont utilisés pour deux éléments ou plus parmi le coefficient d’atténuation, le coefficient d’absorption, le coefficient de diffusion, ou le module d’élasticité.

La valeur est affichée seule ou avec une autre image. Par exemple, une image en mode B ou autre image est pourvue de la valeur ou des valeurs représentant la caractéristique tissulaire. Lorsque la caractéristique tissulaire est mesurée pour de multiples emplacements, une modulation de couleur ou autre modulation dans une région d’intérêt dans l’image en mode B est affichée.

Lorsque la caractéristique tissulaire est mesurée pour un ou plusieurs emplacements, un texte alphanumérique montrant la valeur ou les valeurs est fourni sous la forme d’une annotation ou d’une superposition sur l’image en mode B.

Dans un mode de réalisation, une imagerie par onde de cisaillement est effectuée. La vitesse d’onde de cisaillement est indiquée au niveau d’un emplacement sélectionné par l’utilisateur ou le processeur. À l’aide de la même ARFI utilisée pour produire l’onde de cisaillement ou une ARFI différente, l’atténuation ou autre caractéristique tissulaire est calculée pour ce même emplacement et présentée. Les balayages utilisés pour calculer des déplacements pour la vitesse d’onde de cisaillement peuvent également être utilisés pour calculer des déplacements dans l’axe, tels qu’en utilisant une formation de faisceau de réception en parallèle. Sans séquençage ou transmissions et réceptions supplémentaires, à la fois la vitesse d’onde de cisaillement et l’atténuation ou autre caractéristique tissulaire sont fournies à l’utilisateur pour le diagnostic. Les valeurs sont fournies dans une même image, des images affichées de manière adjacente, ou des images affichées séquentiellement.

La Figure 8 montre un mode de réalisation d’un système médical 10 pour l’imagerie ultrasonore. Le système médical 10 mesure l’atténuation et/ou d’autres caractéristiques tissulaires. Par exemple, le système médical 10 met en œuvre la méthode de la Figure 1 ou une autre méthode. Le système médical 10 est un dispositif de balayage à ultrasons utilisant des mesures de déplacement de tissu dans l’axe avec et dû à une ARFI plutôt qu’à une onde de cisaillement ou longitudinale induite par l’ARFI. À l’aide de mesures pour une même configuration ARFI mais dans un fantôme avec une atténuation connue, les déplacements mesurés chez le patient sont utilisés pour déterminer l’atténuation acoustique pour une utilisation diagnostique par un médecin.

Le système médical 10 inclut un formateur de faisceau de transmission 12, un transducteur 14, un formateur de faisceau de réception 16, un processeur d’images 22, une mémoire 28, et un affichage 27. Des composants supplémentaires, différents ou moins nombreux peuvent être fournis. Par exemple, le système médical 10 inclut un détecteur en mode B ou un autre détecteur. En tant qu’autre exemple, le processeur d’images 22, la mémoire 28, et/ou l’affichage 27 sont fournis sans les composants initiaux, tels que les formateurs de faisceau de transmission et de réception 12, 16. Dans encore un autre exemple, une interface utilisateur incluant une entrée utilisateur (par exemple, une souris, une boule de commande, un clavier, des boutons, des poignées, des curseurs, et/ou un pavé tactile) est fournie pour l’indication à l’utilisateur d’une région d’intérêt sur une image.

Dans un mode de réalisation, le système médical 10 est un système ultrasonore de diagnostic médical. Dans une variante de mode de réalisation, le système 10 est un ordinateur ou un poste de travail.

Le transducteur 14 est un réseau d’une pluralité d’éléments. Les éléments sont des éléments à membranes piézoélectriques ou capacitifs. Le réseau est configuré sous la forme d’un réseau monodimensionnel, d’un réseau bidimensionnel, d’un réseau en 1,5 D, d’un réseau en 1,25 D, d’un réseau en 1,75D, d’un réseau annulaire, d’un réseau multidimensionnel, d’un réseau hululeur, de combinaisons de ceux-ci, ou de tout autre réseau actuellement connu ou développé ultérieurement. Les éléments de transducteur effectuent la transduction entre des énergies acoustique et électrique. Le transducteur 14 se connecte au formateur de faisceau de transmission 12 et au formateur de faisceau de réception 16 par l’intermédiaire d’un commutateur de transmission/réception, mais des connexions séparées peuvent être utilisées dans d’autres modes de réalisation.

Les formateurs de faisceau de transmission et de réception 12, 16 sont un formateur de faisceau pour le balayage avec le transducteur 14. Le formateur de faisceau de transmission 12, à l’aide du transducteur 14, transmet un ou plusieurs faisceaux à l’intérieur d’un patient. Les formats de balayage Vector®, par secteur, linéaire ou d’autres formats de balayage peuvent être utilisés.

Le formateur de faisceau de transmission 12 est un processeur, un retard, un filtre, un générateur de formes d’onde, une mémoire, un rotateur de phase, un convertisseur numérique-analogique, un amplificateur, des combinaisons de ceux-ci ou tous autres composants de formateur de faisceau de transmission actuellement connus ou développés ultérieurement. Dans un mode de réalisation, le formateur de faisceau de transmission 12 produit numériquement des échantillons d’enveloppe. À l’aide d’un filtrage, de retards, d’une rotation de phase, d’une conversion numérique-analogique, et d’une amplification, la forme d’onde de transmission souhaitée est produite. D’autres générateurs de formes d’onde peuvent être utilisés, tels que des générateurs d’impulsions de commutation ou des mémoires de formes d’onde.

Le formateur de faisceau de transmission 12 est configuré sous la forme d’une pluralité de canaux pour la production de signaux électriques d’une forme d’onde de transmission pour chaque élément d’une ouverture de transmission sur le transducteur 14. Les formes d’onde sont unipolaires, bipolaires, étagées, sinusoïdales, ou d’autres formes d’onde d’une fréquence centrale ou bande de fréquences souhaitée avec un nombre de cycles unitaire, multiple, ou fractionnaire. Les formes d’onde ont un retard relatif et/ou un phasage et une amplitude pour la focalisation de l’énergie acoustique. Le formateur de faisceau de transmission 12 inclut un régulateur pour la modification d’une ouverture (par exemple le nombre d’éléments actifs), d’un profil d’apodisation (par exemple, le type ou le centre de masse) sur l’ensemble de la pluralité de canaux, d’un profil de retard sur l’ensemble de la pluralité de canaux, d’un profil de phase sur l’ensemble de la pluralité de canaux, de la fréquence centrale, de la bande de fréquences, de la silhouette de forme d’onde, du nombre de cycles, et/ou de combinaisons de ceux-ci. Une origine, une orientation, et un foyer de faisceau de transmission sont produits sur la base de ces paramètres de formation de faisceau.

Le formateur de faisceau de transmission 12 produit un faisceau de transmission pour l’ARFI et des faisceaux de transmission pour la mesure de déplacements résultants. Le faisceau de transmission pour l’ARFI est formé à des niveaux d’énergie ou d’amplitude différents des faisceaux de transmission pour la mesure de déplacements. Des amplificateurs pour chaque canal et/ou taille d’ouverture commandent l’amplitude du faisceau transmis. Les faisceaux de transmission pour déplacer du tissu peuvent avoir de plus grandes amplitudes que pour l’imagerie ou la mesure de déplacement de tissu. En variante ou de plus, le nombre de cycles dans l’impulsion ou la forme d’onde utilisée pour produire l’ARFI est plus grand que pour le suivi (par exemple, 100 cycles ou plus pour l’ARFI et de 1 à 6 cycles pour le suivi).

Le faisceau de transmission ARFI est transmis sous la forme d’une impulsion de poussée acoustique. Le faisceau de transmission est focalisé au niveau d’un emplacement, provoquant une intensité acoustique accrue au niveau de l’emplacement et d’emplacements environnants le long d’une ligne de balayage. De manière similaire, des faisceaux de transmission pour la mesure du déplacement de tissu au niveau de l’emplacement focal ou des emplacements focaux d’intensité accrue de la transmission ARFI sont produits le long de la même ligne de balayage et/ou aux mêmes emplacements.

Le formateur de faisceau de réception 16 est un préamplificateur, un filtre, un rotateur de phase, un retard, un sommateur, un filtre de bande de base, un processeur, des tampons, une mémoire, des combinaisons de ceux-ci ou d’autres composants de formateur de faisceau de réception actuellement connus ou développés ultérieurement. Le formateur de faisceau de réception 16 est configuré en une pluralité de canaux pour la réception de signaux électriques représentant des échos ou l’énergie acoustique frappant le transducteur 14. Un canal issu de chacun des éléments de l’ouverture de réception au sein du transducteur 14 se connecte à un amplificateur et/ou un retard. Un convertisseur analogique-numérique numérise le signal d’écho amplifié. Les données reçues de radiofréquence numériques sont démodulées en une fréquence de bande de base. Des retards de réception quelconques, tels que des retards de réception dynamiques et/ou des rotations de phase, sont ensuite appliqués par l’amplificateur et/ou le retard. Un sommateur numérique ou analogique combine des données issues de différents canaux de l’ouverture de réception afin de former un ou une pluralité de faisceaux de réception. Le sommateur est un sommateur simple ou un sommateur en cascade. Dans un mode de réalisation, le sommateur de formes de faisceau est configuré pour additionner des données de canal en phase et quadrature d’une manière complexe de telle sorte que des informations de phase soient maintenues pour le faisceau formé. Dans des variantes de modes de réalisation, le formateur de faisceau de réception additionne des données de radiofréquence. D’autres formateurs de faisceau de réception peuvent être utilisés.

Le formateur de faisceau de réception 16 est configuré pour former des faisceaux de réception en réponse aux faisceaux de transmission. Par exemple, le formateur de faisceau de réception 16 reçoit un, deux faisceaux de réception ou plus en réponse à chaque faisceau de transmission pour la mesure. Les rotateurs de phase, retards, et/ou sommateurs peuvent être répétés pour la formation de faisceau de réception en parallèle. Un ou plusieurs des formateurs de faisceau de réception en parallèle peuvent partager des parties de canaux, tels que partageant l’amplification initiale. Les faisceaux de réception sont colinéaires, parallèles et décalés ou non parallèles aux faisceaux de transmission correspondants.

Le formateur de faisceau de réception 16 est configuré pour émettre des échantillons pour un emplacement simple ou de multiples emplacements chez un patient. Le formateur de faisceau de réception 16 émet des échantillons représentant des emplacements dans l’axe avec le faisceau ARFI ou au sein de la région d’intensité supérieure 46 du faisceau de transmission ARFI. Les échantillons sont dans l’axe, tels qu’à de multiples profondeurs le long de la ligne de balayage ARFI ou emplacements dans la région d’intensité élevée 46 le long de la ligne de balayage ARFI. Tandis que les emplacements sont associés à l’emplacement du faisceau de transmission ARFI, des échantillons issus d’échos du faisceau de transmission ARFI ne sont pas formés. Les échantillons proviennent d’échos de faisceaux de transmission transmis pour la mesure de déplacement de tissu.

Une fois que les données de canal sont formées par faisceaux ou autrement combinées afin de représenter des emplacements le long de la ligne de balayage 11, les données sont converties du domaine de canal au domaine de données d’image. Par répétition des opérations de transmission et de réception, des échantillons représentant l’emplacement au fil du temps sont acquis. Des échantillons formés par faisceaux pour la mesure de déplacement de tissu provoqué par l’ARFI au niveau de la région focale sont émis.

Le processeur d’images 22 est un processeur de signal numérique, un processeur général, un circuit intégré à application spécifique (ASIC), une matrice prédiffusée programmable par l’utilisateur (FPGA), un processeur de commande, des circuits numériques, des circuits analogiques, une unité de traitement de graphiques, des combinaisons de ceux-ci, ou un autre dispositif actuellement connu ou développé ultérieurement pour la mesure de déplacements dans l’axe à partir d’échantillons formés par faisceaux et l’estimation de l’atténuation et/ou d’une autre caractéristique tissulaire à partir des déplacements. Le processeur d’images 22 est configuré par du matériel informatique, des micrologiciels, et/ou des logiciels, tels que fonctionnant conformément à des instructions fournies dans la mémoire 28 ou une mémoire différente. Dans un mode de réalisation, le processeur d’images 22 est un processeur de signal numérique, un ASIC, un détecteur Doppler, ou une FPGA spécifiquement pour effectuer une corrélation ou un autre calcul de déplacement, et un autre dispositif (par exemple, un calculateur ou un processeur) pour l’estimation de l’atténuation. Dans d’autres modes de réalisation, le processeur d’images 22 est un dispositif programmable qui effectue à la fois le calcul et l’estimation du déplacement.

Le processeur d’images 22 est configuré pour estimer l’atténuation au niveau de la région focale ou le long d’une ligne de balayage du faisceau de transmission ARFI. Cette estimation est basée sur le déplacement du tissu provoqué par l’ARFI, pas une onde de cisaillement induite. Sans suivre une onde de cisaillement chez le patient, le processeur d’images 22 estime l’atténuation à partir de déplacements dans la région focale ou d’intensité élevée ARFI le long de la ligne de balayage ARFI.

Le processeur d’images 22 produit des déplacements à partir des échantillons formés par faisceaux. À l’aide d’une corrélation ou d’une autre mesure de similarité, la quantité de déplacement de tissu à différentes profondeurs est déterminée à partir d’un balayage de référence du tissu et de balayages durant le déplacement de tissu. Les déplacements à différentes profondeurs sont déterminés pour chaque instant parmi une pluralité d’instants, fournissant des profils de déplacement pour les profondeurs.

À l’aide des profils de déplacement, le processeur d’images 22 est configuré pour calculer une atténuation de tissu chez le patient. Le processeur d’images 22 identifie un déplacement de pic pour chaque emplacement ou profondeur. Lorsque différents profils de déplacement sont fournis pour une même profondeur mais des emplacements latéraux séparés, les profils de déplacement peuvent être moyennés préalablement à l’identification du déplacement de pic au fil du temps pour cette profondeur. D’autres caractéristiques de profil que le pic peuvent être utilisées, telles que la pente durant la détente.

Le processeur d’images 22 est configuré pour charger des déplacements de pic pour un fantôme acquis à l’aide des mêmes réglages de formateur de faisceau

ARFI. Un rapport ou une autre mesure relative de la caractéristique de profil du patient au fantôme (par exemple, des déplacements de pic) est caiculé(e) et converti(e) en linéaire en fonction de la profondeur (par exemple, le logarithme du rapport des déplacements de pic du tissu du patient au fantôme). Le processeur d’images 22 ajuste une ligne au logarithme de la mesure relative.

Le processeur d’images 22 est configuré pour calculer l’atténuation à partir de la pente de la ligne. L’atténuation connue pour le fantôme ou la référence et la pente sont utilisées pour déterminer l’atténuation pour le tissu du patient. Le processeur d’images 22 peut être configuré pour calculer un module d’élasticité, une absorption, une diffusion, ou des combinaisons de ceux-ci. L’ordonnée à l’origine de la ligne est utilisée pour calculer d’autres caractéristiques tissulaires. La pente et/ou d’autres informations peuvent être utilisées, telles que l’estimation de l’élasticité à partir de mesures de vitesse d’onde de cisaillement, le calcul de l’absorption acoustique à partir de l’élasticité et de l’ordonnée à l’origine, et le calcul de la diffusion à partir de l’absorption et de l’atténuation.

Les échantillons ou d’autres données ultrasonores peuvent être utilisés pour produire une image. Un détecteur en mode B, un estimateur de flux (par exemple, un processeur Doppler), ou un autre détecteur peut être fourni pour la détection de caractéristiques à partir des échantillons formés par faisceaux de réception. Un détecteur en mode B détecte l’intensité ou la puissance de la rétrodiffusion acoustique. Un estimateur de flux détecte la vitesse, l’énergie, ou la variance d’objets se mouvant (par exemple, un tissu ou un fluide). La détection peut être utilisée pour produire une image à partir de laquelle une région d’intérêt pour l’atténuation ou une autre mesure de caractéristique tissulaire est sélectionnée ou sur laquelle l’atténuation ou une autre caractéristique tissulaire estimée est affichée.

Le détecteur, l’estimateur, et/ou le processeur d’images 22 sont configurés pour produire une image. L’image inclut la caractéristique tissulaire. Par exemple, un graphique de l’atténuation par emplacement ou en fonction de la fréquence est produit sous la forme d’une image. En tant qu’autre exemple, un texte alphanumérique est produit sous la forme d’une image, tel que « atténuation = 4,17 dB/cm ». Dans d’autres modes de réalisation, la valeur de la caractéristique tissulaire est fournie sous la forme d’une annotation sur une image du patient, telle qu’une image en mode B. Dans encore d’autres modes de réalisation, un ou plusieurs pixels correspondant à des emplacements en lesquels ia caractéristique tissulaire est estimée sont modulés, tels qu’avec la couleur, afin de montrer la valeur ou les valeurs du paramètre viscoélastique.

La mémoire 28 est une mémoire vive vidéo, une mémoire vive, des supports amovibles (par exemple, une disquette ou un disque compact), un disque dur, une base de données, ou un autre dispositif de mémoire pour le stockage de données. La mémoire 28 est utilisée par le processeur d’images 22 pour le stockage d’échantillons, de déplacements, de caractéristiques de profil de déplacement, de mesure relative (par exemple, le rapport et/ou le logarithme du rapport), d’une ligne ajustée, et/ou d’une caractéristique tissulaire estimée. La mémoire 28 stocke également les informations de référence, telles que des déplacements de pic en fonction de la profondeur et de caractéristiques tissulaires connues pour la référence. De multiples tableaux ou ensembles d’informations peuvent être fournis, tels qu’un ensemble différent pour chaque configuration ARFI possible parmi une pluralité de configurations ARFI possibles (par exemple, une fréquence, une amplitude, des emplacements focaux, des ouvertures, ...).

Les instructions pour la mise en œuvre des procédés, méthodes et/ou techniques discutés ci-dessus sont fournies sur des mémoires ou supports de stockage lisibles par ordinateur, tels qu’un cache, un tampon, une RAM, des supports amovibles, un disque dur ou d’autres supports de stockage lisibles par ordinateur, tels que représentés par la mémoire 28. Des supports de stockage lisibles par ordinateur incluent divers types de supports de stockage volatils et non volatils. Les fonctions, actions ou tâches illustrées sur les figures ou décrites ici sont exécutées en réponse à un ou plusieurs ensembles d’instructions stockées dans ou sur des supports de stockage lisibles par ordinateur. Les fonctions, actions ou tâches sont indépendantes du type particulier d’ensemble d’instructions, de supports de stockage, de processeur ou de stratégie de traitement et peuvent être effectuées par des logiciels, du matériel informatique, des circuits intégrés, des micrologiciels, un microcode et analogues, fonctionnant seuls ou en combinaison. De la même manière, les stratégies de traitement peuvent inclure le multitraitement, les multitâches, le traitement en parallèle et analogues. Dans un mode de réalisation, les instructions sont stockées sur un dispositif de support amovible pour la lecture par des systèmes locaux ou à distance. Dans d’autres modes de réalisation, les instructions sont stockées au niveau d’un emplacement à distance pour un transfert par l’intermédiaire d’un réseau d’ordinateurs ou par des lignes téléphoniques. Dans encore d’autres modes de réalisation, les instructions sont stockées au sein d’un ordinateur, CPU, GPU ou système donné.

L’affichage 27 est un CRT (tube cathodique), un LCD, un plasma, un projecteur, un moniteur, une imprimante, un écran tactile, ou un autre dispositif d’affichage actuellement connu ou développé ultérieurement. L’affichage 27 reçoit des RVB, d’autres valeurs de couleur, ou d’autres valeurs et émet une image. L’image peut être une image en niveaux de gris ou en couleur. L’image affiche des informations qui sont une fonction de la caractéristique tissulaire, telle que montrant l’atténuation. Une représentation alphanumérique, graphique, sous forme d’annotation, ou une autre représentation de la caractéristique tissulaire ou de valeurs dérivées de la caractéristique tissulaire est affichée dans une image sur l’affichage 27. L’image peut de plus représenter ou non la région du patient balayée par le formateur de faisceau 12, 16 et le transducteur 14.

Quoique l’invention ait été décrite ci-dessus avec référence à divers modes de réalisation, on doit comprendre que de nombreux changements et modifications peuvent être réalisés sans s’écarter du cadre de l’invention. L’intention est donc que la précédente description détaillée soit considérée comme illustrative plutôt que comme limitative.

Claims (20)

1. Revendications

   1. Méthode pour la caractérisation d’un tissu avec un dispositif de balayage à ultrasons de diagnostic médical, la méthode comprenant :

   la transmission depuis un transducteur d’une impulsion de force de rayonnement acoustique par le dispositif de balayage à ultrasons sous la forme d’un faisceau de transmission le long d’une ligne de balayage chez un patient ;

   la mesure, par le dispositif de balayage à ultrasons, de déplacements en fonction du temps le long de la ligne de balayage, au moins certains des déplacements répondant à l’impulsion de force de rayonnement acoustique ;

   la détermination, par un processeur d’images, d’une caractéristique des déplacements en fonction du temps pour chaque emplacement parmi une pluralité d’emplacements le long de la ligne de balayage ;

   le calcul, par le processeur d’images, d’un logarithme d’un rapport de la caractéristique à une caractéristique d’un fantôme pour chacun des emplacements ;

   l’ajustement, par le processeur d’images, d’une ligne au logarithme du rapport en fonction des emplacements ;

   le calcul, par le processeur d’images, d’un coefficient d’atténuation, d’un coefficient d’absorption, d’un coefficient de diffusion, d’un module d’élasticité, ou de combinaisons de ceux-ci à l’aide de la ligne ; et la production sur un affichage d’une image du coefficient d’atténuation, du coefficient d’absorption, du coefficient de diffusion, du module d’élasticité, ou de combinaisons de ceux-ci.
2. 2. Méthode selon la revendication 1 dans laquelle la mesure comprend la mesure avec des faisceaux de réception colinéaires à la ligne de balayage.
3. 3. Méthode selon la revendication 1 dans laquelle la mesure comprend la mesure avec des faisceaux de réception simultanés le long de lignes de réception qui sont positionnées au niveau d’emplacements avec des intensités dans les 3 dB au-dessous d’une intensité de pic du faisceau de transmission au sein du profil de faisceau.
4. 4. Méthode selon la revendication 1 dans laquelle la mesure comprend la mesure avant la transmission de l’impulsion de force de rayonnement acoustique et une pluralité de fois après la transmission de l’impulsion de force de rayonnement acoustique.
5. 5. Méthode selon la revendication 1 dans laquelle la mesure comprend la mesure des déplacements sous la forme de détentes de tissu après cessation de l'impulsion de force de rayonnement acoustique au niveau des emplacements incluant un emplacement focal de l’impulsion de force

   15 de rayonnement acoustique.
6. 6. Méthode selon la revendication 1 dans laquelle la mesure comprend la production d’un profil temps-domaine des déplacements en fonction du temps.
7. 7. Méthode selon la revendication 1 dans laquelle la détermination comprend la détermination d’un déplacement maximal des déplacements pour chacun des emplacements.

   25
8. 8. Méthode selon la revendication 7 dans laquelle le calcul du logarithme du rapport comprend le calcul, pour chacun des emplacements, du logarithme du rapport du déplacement maximal à un déplacement maximal fantôme.

   30
9. 9. Méthode selon la revendication 1 dans laquelle le calcul du coefficient d’atténuation, du coefficient d’absorption, du coefficient de diffusion, du module d’élasticité, ou de combinaisons de ceux-ci comprend le calcul du coefficient d’atténuation à partir d’une pente de la ligne.
10. 10. Méthode selon la revendication 9 dans laquelle le calcul du coefficient d’atténuation, du coefficient d’absorption, du coefficient de diffusion, du module d’élasticité, ou de combinaisons de ceux-ci comprend le calcul du module d’élasticité, du coefficient d’absorption, ou des deux à partir d’une ordonnée à l’origine de la ligne.
11. 11. Méthode selon la revendication 10 dans laquelle le calcul du coefficient d’atténuation, du coefficient d’absorption, du coefficient de diffusion, du module d’élasticité, ou de combinaisons de ceux-ci comprend le calcul du coefficient de diffusion à partir du coefficient d’atténuation et du coefficient d’absorption.
12. 12. Méthode selon la revendication 1 dans laquelle la production comprend la production de l’image avec une modulation pixellique, un graphique, ou un texte alphanumérique pour le coefficient d’atténuation, le coefficient d’absorption, le coefficient de diffusion, le module d’élasticité, ou des combinaisons de ceux-ci.
13. 13. Système pour imagerie ultrasonore, le système comprenant :

    un formateur de faisceau de transmission configuré pour transmettre une impulsion de poussée acoustique à une région focale chez un patient ; un formateur de faisceau de réception configuré pour émettre des échantillons pour des régions dans l’axe avec l’impulsion de poussée ; un processeur d’images configuré pour déterminer des déplacements pour les régions à partir des échantillons et pour calculer une atténuation de tissu chez le patient à partir des déplacements ; et un affichage configuré pour afficher l’atténuation.
14. 14. Système selon la revendication 13 dans lequel l’impulsion de poussée acoustique comprend une impulsion de force de rayonnement acoustique sous la forme d’un faisceau de transmission focalisé au niveau de la région focale, et dans lequel les échantillons sont des échantillons formés par faisceaux issus du déplacement de suivi de tissu provoqué par l’impulsion de force de rayonnement acoustique au niveau de la région focale.
15. 15. Système selon la revendication 13 dans lequel le processeur d’images est configuré pour produire les déplacements en fonction du temps au niveau de la région focale à partir des échantillons, pour identifier un déplacement de pic pour chacune des régions, pour ajuster une ligne à un logarithme d’un rapport des déplacements de pic aux déplacements de pic dans un fantôme avec une atténuation mesurée, et pour calculer l’atténuation à partir d’une pente de la ligne.
16. 16. Système selon la revendication 15 dans lequel le processeur d’images est configuré pour calculer un module d’élasticité, une absorption, une diffusion, ou des combinaisons de ceux-ci à partir d’une ordonnée à l’origine de la ligne.
17. 17. Méthode pour imagerie ultrasonore avec un dispositif de balayage à ultrasons de diagnostic médical, la méthode comprenant :

    le suivi, par un formateur de faisceau du dispositif de balayage à ultrasons, de déplacements le long d’un axe d’excitation d’une impulsion de force de rayonnement acoustique dans un tissu d’un patient, les déplacements étant provoqués par l’impulsion de force de rayonnement acoustique ;

    l’estimation, par un processeur d’images du dispositif de balayage à ultrasons, d’une atténuation à partir des déplacements le long de l’axe ; et la transmission de l’atténuation.
18. 18. Méthode selon la revendication 17 dans laquelle l’estimation comprend l’estimation de l’atténuation à partir des déplacements le long de l’axe et de déplacements à partir d’un fantôme avec une atténuation connue.
19. 19. Méthode selon la revendication 18 dans laquelle l’estimation comprend l’estimation de l’atténuation à partir d’une pente d’un ajustement de ligne à

    5 un logarithme d’un rapport des déplacements le long de l’axe aux déplacements à partir du fantôme et de l’atténuation connue.
20. 20. Méthode selon la revendication 19 comprenant en outre l’estimation d’un coefficient d’absorption, d’un coefficient de diffusion, ou des deux à partir

    10 d’une ordonnée à l’origine de la ligne.

    1/5