FR3062049A1 - Imagerie par vitesse de cisaillement utilisant une coherence - Google Patents

Imagerie par vitesse de cisaillement utilisant une coherence Download PDF

Info

Publication number
FR3062049A1
FR3062049A1 FR1850507A FR1850507A FR3062049A1 FR 3062049 A1 FR3062049 A1 FR 3062049A1 FR 1850507 A FR1850507 A FR 1850507A FR 1850507 A FR1850507 A FR 1850507A FR 3062049 A1 FR3062049 A1 FR 3062049A1
Authority
FR
France
Prior art keywords
location
shear
transmission
different
tissue
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
FR1850507A
Other languages
English (en)
Other versions
FR3062049B1 (fr
Inventor
Yassin Labyed
Liexiang Fan
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Siemens Medical Solutions USA Inc
Original Assignee
Siemens Medical Solutions USA Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Siemens Medical Solutions USA Inc filed Critical Siemens Medical Solutions USA Inc
Publication of FR3062049A1 publication Critical patent/FR3062049A1/fr
Application granted granted Critical
Publication of FR3062049B1 publication Critical patent/FR3062049B1/fr
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/485—Diagnostic techniques involving measuring strain or elastic properties
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/54—Control of the diagnostic device
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0093—Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4444—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device related to the probe
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5207—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of raw data to produce diagnostic data, e.g. for generating an image
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/5223—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for extracting a diagnostic or physiological parameter from medical diagnostic data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/5238—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for combining image data of patient, e.g. merging several images from different acquisition modes into one image
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H50/00—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics
    • G16H50/30—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for calculating health indices; for individual health risk assessment
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/461—Displaying means of special interest
    • A61B8/463—Displaying means of special interest characterised by displaying multiple images or images and diagnostic data on one display
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/461—Displaying means of special interest
    • A61B8/466—Displaying means of special interest adapted to display 3D data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/467—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means
    • A61B8/469—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means for selection of a region of interest
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/483—Diagnostic techniques involving the acquisition of a 3D volume of data

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Data Mining & Analysis (AREA)
  • Databases & Information Systems (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Primary Health Care (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
  • Computer Graphics (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)

Abstract

Pour augmenter le rapport signal-bruit pour des déplacements utilisés pour estimer (44) la vitesse de cisaillement dans un tissu d'un patient, une interférence constructive provenant d'ondes de cisaillement multiples est utilisée. En transmettant (32) des impulsions de force de rayonnement acoustique focalisées sur différents emplacements, les ondes de cisaillement résultantes peuvent interférer de manière constructive au sein d'une région d'intérêt. Cette l'interférence constructive cause une plus grande amplitude de déplacement. L'emplacement de cette interférence plus grande plus facilement détectée (42) et la différence dans le temps des impulsions de force de rayonnement acoustique sont utilisés pour estimer (44) la vitesse d'onde de cisaillement pour le tissu.

Description

Titulaire(s) :
INC..
SIEMENS MEDICAL SOLUTIONS USA,
O Demande(s) d’extension :
® Mandataire(s) : OFFICE ERNEST T. FREYLINGER S.A..
® IMAGERIE PAR VITESSE DE CISAILLEMENT UTILISANT UNE COHERENCE.
FR 3 062 049 - A1
@) Pour augmenter le rapport signal-bruit pour des déplacements utilisés pour estimer (44) la vitesse de cisaillement dans un tissu d'un patient, une interférence constructive provenant d'ondes de cisaillement multiples est utilisée. En transmettant (32) des impulsions de force de rayonnement acoustique focalisées sur différents emplacements, les ondes de cisaillement résultantes peuvent interférer de manière constructive au sein d'une région d'intérêt. Cette l'interférence constructive cause une plus grande amplitude de déplacement. L'emplacement de cette interférence plus grande plus facilement détectée (42) et la différence dans le temps des impulsions de force de rayonnement acoustique sont utilisés pour estimer (44) la vitesse d'onde de cisaillement pour le tissu.
Figure FR3062049A1_D0001
Figure FR3062049A1_D0002
ARRIERE-PLAN
Les présents modes de réalisation se rapportent à une imagerie par vitesse de cisaillement. La vitesse de cisaillement d’un tissu peut être utile en termes de diagnostic, donc des ultrasons sont utilisés pour estimer la vitesse de cisaillement d’un tissu d’un patient. En transmettant une impulsion de force de rayonnement acoustique (ARFI ; acoustic radiation force impulse), une onde de cisaillement est générée au niveau du foyer ARFI. Un balayage d’ultrasons surveille la propagation de l’onde de cisaillement. Le déplacement de temps sur pic à une distance de l’origine de l’onde de cisaillement est utilisé pour déterminer la vitesse de l’onde de cisaillement dans le tissu.
La pénétration est un problème dans l’imagerie par vitesse d’onde de cisaillement. L’atténuation de l’impulsion de poussée acoustique (à savoir l’ARFI) et les limites de sûreté pour la puissance d’ultrasons résultent en des impulsions de poussée plus faibles à des profondeurs plus profondes. Le rapport signal-bruit peut résulter en un échec à obtenir une estimation de vitesse précise. Les valeurs de vitesse de cisaillement estimées deviennent non fiables. Même à des profondeurs moins profondes, le rapport signal-bruit peut résulter en moins de fiabilité de l’estimation, spécialement pour un tissu plus rigide (par exemple foie fibreux).
RESUME
À titre d’introduction, les modes de réalisation préférés décrits ci-dessous incluent des procédés, des supports de stockage lisibles par ordinateur avec des instructions, et des systèmes pour une imagerie par vitesse de cisaillement. Pour augmenter le rapport signal-bruit pour des déplacements utilisés pour estimer la vitesse de cisaillement, une interférence constructive d’ondes de cisaillement multiples est utilisée. En transmettant une ARFI focalisée en différents emplacements, les ondes de cisaillement résultantes peuvent interférer de façon constructive au sein d’une région d’intérêt. Cette interférence constructive cause une amplitude de déplacement plus grande. L’emplacement de cette interférence plus grande plus facilement détectée et la différence dans le temps des ARFI transmises sont utilisés pour estimer la vitesse d’onde de cisaillement pour le tissu.
Selon un premier aspect, un procédé est proposé pour une imagerie par vitesse de cisaillement avec un dispositif de balayage à ultrasons. Des première et deuxième impulsions de force de rayonnement acoustique sont transmises depuis un transducteur du dispositif de balayage à ultrasons jusqu’à des côtés opposés d’une région d’intérêt d’un tissu d’un patient et séparées dans le temps d’une première quantité. Des première et deuxième ondes de cisaillement sont générées sur les côtés opposés du fait des première et deuxième impulsions de force de rayonnement acoustique. Le dispositif de balayage à ultrasons balaye répétitivement la région d’intérêt avec des ultrasons alors que les première et deuxième ondes de cisaillement se propagent dans la région d’intérêt. Un emplacement d’un déplacement le plus important dans la région d’intérêt du fait d’une cohérence des première et deuxième ondes de cisaillement à l’emplacement est détecté. L’emplacement est déterminé à partir de données obtenues par le balayage. Une vitesse d’onde de cisaillement du tissu est calculée comme une fonction de la première quantité du temps et de l’emplacement. Une image de la vitesse d’onde de cisaillement du tissu du patient est générée.
Selon les variantes, le procédé comprend une ou plusieurs des caractéristiques ou étapes suivantes :
- la transmission comprend la transmission des première et deuxième impulsions de force de rayonnement acoustique à une distance égale depuis un centre de la région d’intérêt sur les côtés opposés ;
- la transmission comprend la transmission avec les première et deuxième impulsions de force de rayonnement acoustique ayant une même fréquence centrale ;
- la détection de l’emplacement comprend la détection de distributions latérales de déplacements au travers de la région d’intérêt à différents moments et la découverte de l’emplacement comme un déplacement maximum des distributions latérales ;
- la détection de l’emplacement comprend la détection d’un changement de position depuis un centre de la région d’intérêt ;
- la détection comprend la détection de l’emplacement comme ayant une cohérence la plus grande des première et deuxième ondes de cisaillement
- le calcul de la vitesse d’onde de cisaillement comprend le calcul de la vitesse d’onde de cisaillement comme deux fois une distance de l’emplacement depuis un centre de la région d’intérêt, divisée par la première quantité ;
- la transmission comprend la transmission avec des foyers à une profondeur supérieure à 8 cm, dans lequel la détection de l’emplacement comprend la détection de l’emplacement à la profondeur supérieure à 8 cm, et dans lequel le calcul comprend le calcul de la vitesse d’onde de cisaillement à la profondeur supérieure à 8 cm.
Selon un deuxième aspect, un procédé est proposé pour une imagerie par vitesse de cisaillement avec un dispositif de balayage à ultrasons. Des déplacements sont détectés comme une fonction d’emplacements pour différents moments. Les déplacements répondent à une pluralité d’ondes de cisaillement générées par une pluralité d’impulsions de poussée transmises jusqu’à différents foyers. Une position pour une interférence constructive des ondes de cisaillement est déterminée sur la base des déplacements. Une vitesse d’onde de cisaillement est calculée sur la base de la position de l’interférence constructive par rapport aux différents foyers et d’une différence de temps entre les impulsions de poussée. Une sortie de la vitesse d’onde de cisaillement est générée.
Selon les variantes, le procédé comprend une ou plusieurs des caractéristiques ou étapes suivantes :
- la transmission des impulsions de poussée jusqu’aux différents foyers en séquence, séparées par la différence de temps, les différents foyers étant sur des côtés opposés de la position ;
- la détermination comprend la détermination de la position comme l’emplacement parmi les emplacements auquel un maximum des déplacements survient ;
- le calcul comprend le calcul de la vitesse d’ondes de cisaillement comme une fonction d’une différence de la position depuis un centre entre foyers, divisée par la différence de temps.
Selon un troisième aspect, un système est proposé pour une imagerie par vitesse de cisaillement. Un formeur de faisceaux de transmission est configuré pour transmettre des première et deuxième impulsions à différents moments jusqu’à différents emplacements par rapport à un tissu d’un patient. Un formeur de faisceaux de réception est configuré pour recevoir des signaux provenant du balayage après es différents moments. Un processeur est configuré pour déterminer, à partir des signaux, une vitesse de cisaillement dans le tissu sur la base d’une différence d’emplacement d’une amplitude la plus grande d’ondes de cisaillement répondant aux première et deuxième impulsions depuis un point médian entre les différents emplacements et d’une différence des différents moments. Un afficheur est configuré pour délivrer en sortie la vitesse.
Selon les variantes, le système comprend une ou plusieurs des caractéristiques suivantes :
- le processeur est configuré pour déterminer un déplacement comme une fonction d’emplacement à différents moments, l’emplacement de la plus grande amplitude étant d’un plus grand des déplacements
- le processeur est configuré pour déterminer la vitesse comme deux fois la différence d’emplacement depuis le point médian, divisée par la différence des différents moments.
. D’autres aspects et avantages de l’invention sont discutés ci-dessous en conjonction avec les modes de réalisation préférés.
BREVE DESCRIPTION DES DESSINS
Les composants et les figures ne sont pas nécessairement à l’échelle, l’accent étant plutôt placé sur l’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 imagerie par vitesse de cisaillement avec un dispositif de balayage à ultrasons ;
la Figure 2 illustre un exemple de distribution spatiale et temporelle pour une détection d’interférence constructive à partir d’ondes de cisaillement multiples ;
la Figure 3 montre un exemple de carte de déplacements pour une région de tissu avec une interférence constructive à partir d’ondes de cisaillement multiples ;
la Figure 4 montre un exemple de profils de déplacements latéraux pour différents moments dans une région d’intérêt ; et la Figure 5 est un schéma de principe d’un mode de réalisation d’un système pour une imagerie par vitesse de cisaillement.
DESCRIPTION DETAILLEE DES DESSINS ET DES MODES DE REALISATION AUJOURD’HUI PREFERES
Une imagerie par vitesse de cisaillement utilise une cohérence d’ondes de cisaillement pour augmenter un rapport signal-bruit (RSB). Pour estimer une vitesse d’onde de cisaillement, une interférence constructive d’ondes de cisaillement provenant d’impulsions de poussée ARFI multiples est utilisée. Par exemple, la vitesse d’onde de cisaillement est estimée en utilisant l’interférence constructive des ondes résultant de deux impulsions de poussée sur différents côtés de la région d’intérêt (ROI). Les grands déplacements de tissu à l’emplacement de l’interférence constructive résultent en un RSB élevé, ce qui améliore le taux de succès des mesures de vitesse d’onde de cisaillement, spécialement à des profondeurs profondes.
Dans un mode de réalisation, deux impulsions de poussée ARFI, une sur chaque côté de la ROI, sont transmises. Les deux impulsions de poussée sont séparées dans le temps par Δί et sont à une même distance d’un centre de la ROI. Les ondes de cisaillement provenant des deux impulsions de poussée ARFI créent un motif d’interférence. À un emplacement à une distance Δχ du centre de la ROI, les deux ondes interfèrent de manière constructive (à savoir s’additionnent de façon cohérente), résultant en une grandeur de déplacement supérieure. L’emplacement est détecté en utilisant un balayage aux ultrasons. La vitesse d’onde de cisaillement est estimée à partir de Ax et At. Le processus peut être répété pour différentes régions pour montrer une distribution de vitesse d’onde de cisaillement dans le tissu d’intérêt.
La Figure 1 montre un mode de réalisation d’un procédé pour une imagerie par vitesse de cisaillement avec un dispositif de balayage à ultrasons (en anglais « ultrasound scanner »). Des ondes de cisaillement multiples sont générées et interfèrent de manière constructive. L’interférence constructive cause un déplacement plus important, résultant en un RSB plus élevé que si une seule onde de cisaillement était utilisée. L’emplacement de l’interférence constructive est détecté avec un balayage aux ultrasons. Cet emplacement peut être utilisé pour estimer la vitesse d’onde de cisaillement dans le tissu. Pour estimer une vitesse de cisaillement à des profondeurs plus importantes (par exemple supérieures à 5, 6 ou 8 cm), l’estimation de vitesse de cisaillement est plus fiable du fait de l’utilisation de l’interférence constructive. Par exemple, des ARFI sont transmises avec des foyers à une profondeur supérieure à 8 cm. L’emplacement de l’interférence constructive est détecté à la profondeur supérieure à 8 cm. La vitesse d’onde de cisaillement à la profondeur supérieure à 8 cm est estimée.
Le procédé est mis en œuvre par le système de la Figure 5 ou un système différent. Des formeurs de faisceaux de transmission et de réception utilisent un transducteur pour transmettre au et recevoir du patient, incluant l’application d’une ARFI et le suivi de la réponse de tissu aux actions 32-38. Un processeur détermine le mouvement de tissu, détermine l’emplacement de l’interférence constructive, calcule la vitesse, et génère l’image aux actions 4046. Un afficheur peut être utilisé pour l’action 46. Différents dispositifs, tels que d’autres parties d’un dispositif de balayage à ultrasons, peuvent exécuter de quelconques des actions.
Les actions sont exécutées dans l’ordre décrit ou montré (à savoir de haut en bas), mais peuvent être exécutées dans d’autres ordres. Par exemple, l’action 34 peut être au moins partiellement entrelacée entre la transmission des
ARFI à l’action 32. Comme un autre exemple, comme les actions 36 et 38 sont répétées, l’action 40 peut être entrelacée ou exécutée simultanément (par exemple le calcul des déplacements alors que le balayage donne des informations et est répété).
Des actions additionnelles, différentes, ou en nombre moindre peuvent être prévues. Par exemple, des actions pour configurer le dispositif de balayage à ultrasons, positionner le transducteur, et/ou enregistrer des résultats sont prévues. Dans un autre exemple, un balayage de référence est exécuté avant l’action 32. Dans d’autres modes de réalisation, le balayage initial des actions 36 et 38 après la génération des ondes de cisaillement est utilisé comme le balayage de référence.
Pour déterminer un mouvement de tissu causé par des ondes de cisaillement, le tissu dans un état de repos ou soumis à aucune ou à une relativement petite onde de cisaillement est détecté comme une référence. Le dispositif de balayage à ultrasons détecte des informations de tissu de référence. Le balayage a lieu avant la transmission de l’ARFI à l’action 32, mais peut être exécuté à d’autres moments.
Pour balayer pour les informations de référence, une séquence d’impulsions d’imagerie est transmise au tissu avant l’application d’une contrainte. Puisque la réponse de tissu à la contrainte peut être mesurée avant, après ou les deux par rapport au pic de contrainte, la transmission pour la position de tissu de référence est exécutée avant l’application de la contrainte ou après que le tissu est revenu à un état de repos.
La séquence est la même que prévue à l’action 36, telle qu’étant une séquence d’impulsions ayant toutes une même bande de fréquences et une même fréquence centrale. Un ensemble de N impulsions est transmis avant que l’ARFI ne soit appliquée et est utilisé pour acquérir des données de référence pour une estimation de déplacement. N peut être un entier positif quelconque pour chaque emplacement spatial ou groupe d’emplacements spatiaux. Un type quelconque de détection peut être utilisé, tel qu’une détection en mode B de l’intensité. Dans d’autres modes de réalisation, les données formées en faisceaux sans détection sont utilisées comme la référence.
À l’action 32, le dispositif de balayage à ultrasons utilise le transducteur pour appliquer une contrainte au tissu. Par exemple, une ARFI focalisée sur un point est transmise. Lorsqu’une ARFI est appliquée à une zone focalisée, le tissu répond à la force appliquée en se déplaçant. L’ARFI crée une onde de cisaillement qui se propage latéralement à travers le tissu. L’onde de cisaillement cause un déplacement du tissu. À chaque emplacement spatial donné espacé du foyer, ce déplacement augmente et ensuite revient à zéro, résultant en un profil de déplacement temporel. Les propriétés de tissu affectent le déplacement.
L’ARFI peut être générée par une forme d’onde pulsée cyclique d’un nombre quelconque de cycles (par exemple des dizaines ou des centaines de cycles). Par exemple, l’ARFI est transmise comme une impulsion de poussée avec 100-1 000 cycles. L’onde acoustique transmise se propage jusqu’à la région d’intérêt, causant un dépôt d’énergie et induisant une onde de cisaillement
Pour une interférence cohérente, deux ondes de cisaillement ou plus sont générées. Par exemple, deux ARFI sont transmises depuis un transducteur du dispositif de balayage à ultrasons. Les ARFI différentes ont certaines des mêmes caractéristiques, telles qu’étant à une même fréquence centrale avec une même bande de fréquences générée avec un même nombre de cycles, une même ouverture de transmission, une même amplitude, et un même profil d’apodisation. Ces caractéristiques peuvent être différentes pour des ARFI différentes. D’autres caractéristiques peuvent être identiques ou différentes.
Les ARFI sont transmises comme des impulsions de poussée avec différents foyers. Les foyers pour générer les ondes de cisaillement sont en différents emplacements, de telle sorte que différentes ondes de cisaillement sont générées, permettant une sommation cohérente à un emplacement différent de l’un ou l’autre des foyers. Dans un mode de réalisation, les foyers sont tous à une même profondeur, mais à différents emplacements latéraux. Pour suivre les déplacements, une ROI est utilisée. Cette ROI est définie par l’utilisateur et/ou est définie sur la base de la distribution spatiale de faisceaux de réception simultanés utilisés pour le suivi. Les foyers sont en différentes positions par rapport à la ROI. Les foyers sont à l’intérieur ou à l’extérieur de la ROI. Par exemple, les différents foyers sont à l’extérieur de la ROI sur des côtés opposés de la ROI. Dans un mode de réalisation, le ROI a 5 mm de large, avec les foyers sur des côtés opposés à 4,5 mm du centre de la ROI. Les foyers sont à égale distance du centre, mais peuvent être à des distances inégales du centre de la ROI. Les foyers et le centre de la ROI sont à une même profondeur, mais peuvent être à des profondeurs différentes. Une distribution spatiale quelconque des foyers peut être utilisée.
La Figure 2 montre un exemple. Deux impulsions de poussée 52, 54 (à savoir des faisceaux de transmission ARFI) sont générées avec des foyers 60 sur des côtés opposés d’une ROI 62. La ROI 62 inclut une pluralité de lignes de balayage (nombre impair dans cet exemple) utilisées pour le suivi, incluant une ligne de balayage au centre 56. Un nombre pair de lignes de balayage peut être utilisé, de telle sorte qu’une ligne de balayage n’est pas au centre 56.
Les ARFI ou impulsions de poussée sont transmises à différents moments. Les deux impulsions de poussée sont transmises successivement, séparées dans le temps de At. Une quelconque quantité de temps peut séparer les transmissions, telle que 1 ms. La différence de temps est choisie de telle manière que les ondes de cisaillement résultantes interféreront de manière constructive dans la ROI. Par exemple, la différence est inférieure à 2 ms. D’autres différences maximum peuvent être utilisées en fonction de la taille de la ROI. La différence dans le temps est suffisamment grande pour permettre que la première ARFI, ou ARFI initiale, termine la transmission avant le début de l’ARFI suivante, telle qu’une différence de temps supérieure à 0,1 ms. Dans d’autres modes de réalisation, les transmissions des ARFI se chevauchent et/ou sont simultanées. Une transmission de faisceaux multiples permet que des faisceaux avec des foyers différents (à savoir des profils différents de phase et/ou de retard) soient générés sur la base d’une sommation des formes d’ondes électriques avant l’application au transducteur.
La différence temporelle est entre des commencements pour les deux transmissions ARFI ou l’arrivée d’énergie acoustique aux foyers. La différence peut être entre des fins, le centre, ou autres parties des transmissions ou l’arrivée d’énergie acoustique.
En réponse à la transmission des impulsions de poussée jusqu’aux différents foyers en séquence séparées par la différence de temps, différentes ondes de cisaillement sont générées. Par exemple, les ondes de cisaillement sont générées sur des côtés opposés de la ROI en réponse aux ARFI. Les ondes de cisaillement se déplacent, en partie, vers et/ou dans la ROI. Les ondes de cisaillement provenant des deux impulsions de poussée formeront un motif d’interférence au sein de la ROI. Si la ROI est homogène, les ondes de cisaillement interfèrent de manière constructive à une position latérale x = χο+Δχ, où xo est le centre de la ROI et/ou le point médian entre les foyers des impulsions de poussée. L’emplacement de l’interférence constructive est décalée du point médian entre les foyers du fait de la différence de temps, At. À l’emplacement de l’interférence constructive, la grandeur de déplacement est significativement plus grande par rapport à quand une impulsion de poussée unique est utilisée.
À l’action 34, le dispositif de balayage à ultrasons balaye le tissu du patient. Le balayage est répété un nombre quelconque de fois pour déterminer la quantité de mouvement de tissu à différents emplacements causée par les ondes de cisaillement Les actions 36 et 38 fournissent un mode de réalisation de balayage où une séquence est transmise et des échos résultants sont reçus. Le tissu détecté est comparé au balayage de référence du tissu pour déterminer le déplacement.
Un balayage Doppler ou en mode B peut être utilisé pour suivre le tissu répondant à la contrainte. Des données ultrasonores sont reçues en réponse aux transmissions d’ultrasons. Les transmissions et les réceptions sont exécutées pour différents emplacements espacés latéralement, sur une zone, ou sur un volume. Une séquence de transmissions et de réceptions sont prévues pour chaque emplacement spatial pour un suivi dans le temps.
Les actions 36 et 38 ont lieu après que les impulsions de poussée ont été appliquées et tandis que le tissu répond à la contrainte. Par exemple, une transmission et une réception ont lieu après l’application ou un changement de la contrainte et avant que le tissu n’atteigne un état de repos. Une imagerie par ultrasons est exécutée avant, pendant et/ou après que la contrainte a été appliquée.
À l’action 36 pour le suivi, le dispositif de balayage à ultrasons transmet une séquence de faisceaux de transmission ou d’impulsions de suivi. Une pluralité de signaux ultrasonores est transmise au tissu répondant à la contrainte. La pluralité de signaux est transmise dans des événements de transmission séparés. Un événement de transmission est un intervalle contigu où des transmissions ont lieu sans réception d’échos en réponse à la transmission. Lors de la phase de transmission, il n’y a pas de réception. Si une séquence d’événements de transmission est exécutée, une séquence correspondante d’événements de réception est également exécutée à l’action 38. Un événement de réception est exécuté en réponse à chaque événement de transmission et avant l’événement de transmission suivant.
Pour un événement de transmission, un faisceau de transmission est formé. Chaque faisceau de transmission a une réponse fréquentielle. Par exemple, un faisceau de transmission est formé par une impulsion à 2,0 MHz de 2 cycles. Une quelconque largeur de bande peut être prévue. Les impulsions pour former les faisceaux de transmission sont d’un nombre quelconque de cycles. Une enveloppe, un type d’impulsion (par exemple unipolaire, bipolaire, ou sinusoïdale) ou une forme d’onde quelconque peut être utilisé(e).
À l’action 38, 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 en faisceaux de réception en données ultrasonores représentant un emplacement spatial ou plus. La réponse de tissu au niveau des lignes de balayage pour les faisceaux de réception est détectée.
En utilisant la réception de faisceaux de réception multiples en réponse à chaque transmission de suivi, des données pour une pluralité d’emplacements espacés latéralement peuvent être reçues simultanément. La totalité de la ROI est balayée pour chaque événement de réception en recevant le long de toutes les lignes de balayage de la ROI en réponse à chaque événement de transmission. La surveillance est exécutée pour un nombre quelconque de lignes de balayage. Par exemple, quatre, huit, seize, ou trente-deux faisceaux de réception sont formés en réponse à chaque transmission. La Figure 2 montre l’utilisation de neuf faisceaux de réception et lignes de balayage correspondantes. Dans d’autres modes de réalisation, d’autres nombres de faisceaux de réception sont formés en réponse à chaque transmission. Dans encore d’autres modes de réalisation, différents événements de transmission et lignes de balayage de réception correspondantes sont balayés en séquence pour couvrir toute la ROI.
Le dispositif de balayage à ultrasons reçoit une séquence de signaux de réception. La réception est entrelacée avec la transmission de la séquence. Pour chaque événement de transmission, un événement de réception a lieu. L’événement de réception est un intervalle continu pour recevoir des échos de la profondeur ou des profondeurs d’intérêt. Lorsque le transducteur a terminé la génération 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/les mêmes emplacement(s) spatial/spatiaux, fournissant l’entrelacement (par exemple transmission, réception, transmission, réception, ...) pour suivre la réponse de tissu dans le temps, le balayage de la ROI avec des ultrasons à l’action 34 est répétitif pour acquérir des données ultrasonores représentant la réponse de tissu à différents moments tandis que les ondes de cisaillement se propagent à travers la ROI. Chaque répétition surveille la même région ou les mêmes emplacements pour déterminer la réponse de tissu pour ces emplacements. Un nombre quelconque de M répétitions peut être utilisé, tel qu’une répétition environ 50-100 fois. Les répétitions ont lieu aussi fréquemment que possible tandis que le tissu récupère de la contrainte, mais sans interférer avec la réception.
À l’action 40, le dispositif de balayage à ultrasons détermine un mouvement de tissu. Le mouvement de tissu est détecté comme un déplacement dans une, deux ou trois dimensions. Un mouvement en réponse aux ondes de cisaillement générées est détecté à partir du suivi reçu ou des données ultrasonores délivrées en sortie à l’action 38. En répétant la transmission des impulsions ultrasonores et la réception des échos ultrasonores dans le temps, les déplacements dans le temps sont déterminés. Le mouvement de tissu est détecté à différents moments. Les différents moments correspondent aux différents balayages de suivi (à savoir paires d’événements de transmission et de réception).
Le mouvement de tissu est détecté en estimant un déplacement par rapport aux informations de tissu de référence. Par exemple, le déplacement de tissu le long de lignes de balayage est déterminé. Le déplacement peut être mesuré à partir de données de tissu, telles que des données ultrasonores en mode B, mais des informations de flux (par exemple vitesse) ou de sortie de formeur de faisceaux avant la détection (par exemple données en phase et en quadrature (IQ)) peuvent être utilisées.
Alors que le tissu étant imagé le long des lignes de balayage se déforme, l’intensité en mode B ou autres données ultrasonores peuvent varier. Une corrélation, une corrélation croisée, une estimation de déphasage, une somme minimum de différences absolues ou autre mesure de similarité est utilisée pour déterminer le déplacement entre balayages (par exemple entre le balayage de référence et le balayage courant). Par exemple, chaque paire de données IQ est corrélée avec sa référence correspondante pour obtenir le déplacement. Des données représentant une pluralité d’emplacements spatiaux sont corrélées avec les données de référence. Comme un autre exemple, des données d’une pluralité d’emplacements spatiaux (par exemple le long des lignes de balayage) sont corrélées comme une fonction du temps. Pour chaque profondeur ou emplacement spatial, une corrélation sur une pluralité de profondeurs ou d’emplacements spatiaux (par exemple un noyau de 64 profondeurs avec la profondeur centrale étant le point pour lequel le profil est calculé) est exécutée. Le décalage spatial avec la corrélation la plus élevée ou une corrélation suffisante à un moment donné indique la quantité de déplacement. Pour chaque emplacement, le déplacement comme une fonction du temps est déterminé. Un déplacement bi ou tridimensionnel dans l’espace peut être utilisé. Un déplacement unidimensionnel le long d’une direction différente des lignes de balayage ou des faisceaux peut être utilisé.
La détection d’un mouvement de tissu a lieu pendant ou après que les échos sont reçus. Les informations reçues sont utilisées pour la détection alors que les données sont reçues. Dans un mode de réalisation, les informations reçues sont stockées et peuvent être utilisées pour une détection ultérieure.
Pour un moment ou une répétition donné(e) du balayage, les déplacements à différents emplacements sont déterminés. Les emplacements sont distribués en une, deux ou trois dimensions. Par exemple, des déplacements à différents emplacements espacés latéralement sont déterminés à partir de moyennes de déplacements de différentes profondeurs dans la ROI. Des emplacements différents ont une amplitude de déplacement identique ou différente. Ces profils de déplacement comme une fonction de l’emplacement sont déterminés pour différents moments, tel que pour chaque répétition du balayage. Un ajustement de lignes ou une interpolation peut être utilisé(e) pour déterminer un déplacement à d’autres emplacements et/ou d’autres moments.
Les déplacements sont une réponse à la pluralité d’ondes de cisaillement générées par la pluralité d’impulsions de poussée transmises jusqu’à différents foyers. Du fait des emplacements d’origine des ondes de cisaillement et de la synchronisation relative du balayage pour un déplacement, un emplacement donné quelconque à un moment donné quelconque peut être soumis à pas de déplacement causé par les ondes de cisaillement, un déplacement dû à une mais non à une autre des ondes de cisaillement, ou un déplacement causé par les deux ondes de cisaillement. À un certain moment, il y a un emplacement soumis à une interférence maximum ou constructive due aux deux ondes de cisaillement.
La Figure 3 montre un exemple de carte de déplacements. La carte de déplacements est générée dans un fantôme imitant un tissu en utilisant deux impulsions de poussée ARFI sur des côtés opposés de la ROI, et séparées dans le temps de At = 1 ms. La carte représente des déplacements à différents emplacements comme une fonction du temps. Des déplacements le long de l’axe x (temps) montrent un déplacement pour chaque position latérale à une profondeur comme une fonction du temps. Des déplacements le long de l’axe y (position latérale) montrent des déplacements pour chaque moment comme une fonction de la position latérale. Une échelle de gris plus clairs représente un déplacement plus grand. La grandeur de déplacement la plus élevée est à l’emplacement latéral de l’interférence constructive. Sur la Figure 3, cette grandeur de déplacement la plus élevée survient autour de la position latérale à 0,68 mm du centre de la ROI au moment 3,8 ms. D’autres positions et moments peuvent résulter.
À l’action 42, le dispositif de balayage à ultrasons détermine la position de cohérence des ondes de cisaillement. Dans l’exemple de la Figure 3, le processeur d’images détermine 0,68 mm comme la position latérale avec le déplacement maximum. Le pic de déplacement peut être identifié en trouvant un déplacement maximum. Les déplacements sont recherchés pour trouver la maximum. La recherche peut être contrainte, tel qu’en exigeant qu’une moyenne de déplacements adjacents soit à l’intérieur d’un niveau donné du pic. Le pic de déplacement peut être calculé à partir de courbes de déplacements comme une fonction de la position latérale, à partir de courbes de déplacements comme une fonction du temps (à savoir profils temporels de déplacements), ou d’une collection des déplacements. Le déplacement maximum indique le pic de déplacement.
Le pic de déplacement représente l’interférence constructive maximum des ondes de cisaillement. La grandeur de ce déplacement est plus grand que la grandeur résultant d’un quelconque nombre inférieur d’ondes de cisaillement.
La position de l’interférence constructive des ondes de cisaillement est déterminée. Le pic survient à une position. En trouvant le pic de déplacement, la position de la somme cohérente des ondes de cisaillement est trouvée. Dans l’exemple des Figures 2 et 3, la position latérale est trouvée.
La Figure 4 montre une autre représentation de la détermination de la position. Les mêmes données utilisées pour la Figure 3 sont utilisées sur la Figure 4. Sur la Figure 4, des lignes sont ajustées sur le déplacement comme une fonction de la position latérale. Chaque courbe représente le profil de déplacement latéral à un moment différent (à savoir une répétition différente du balayage de suivi). L’emplacement (par exemple la position latérale) auquel le déplacement maximum dans ces distributions latérales est trouvé. En utilisant un ajustement de lignes, l’emplacement du maximum peut être différent de tout autre emplacement échantillonné dans le balayage (à savoir résolution de souséchantillonnage). Dans l’exemple de la Figure 4, le déplacement maximum survient à la position latérale de 0,68 mm avec une grandeur de 0,5 micromètre de déplacement. Le moment de survenue n’est pas utilisé, mais peut être utilisé dans d’autres modes de réalisation.
Le changement de position par rapport au point médian (par exemple par rapport au centre de la ROI pour des foyers également distants) est détecté. En référence à la Figure 2, la position latérale est mesurée à partir d’un emplacement zéro qui est à mi-chemin entre les foyers 60 des impulsions de poussée 52, 54. Avec le centre 56 de la ROI 62 étant à mi-chemin entre les foyers, le centre 56 est la position latérale 0,00. La position latérale 58 de l’interférence constructive est à une distance du centre 56, représente ainsi une différence de distance, Δχ, par rapport au centre ou au point médian. La valeur absolue de cette différence est utilisée pour calculer la vitesse. Si le point médian n’est pas désigné comme la position latérale 0,00 (à savoir l’origine), alors la différence entre le point médian (par exemple le centre 56) et la position du maximum (par exemple emplacement 58) est calculée. La différence est une distance uni, bi ou tridimensionnelle. La grandeur de la différence est utilisée.
Dans d’autres modes de réalisation, l’emplacement de la cohérence est trouvé sur la base d’une forme d’un profil de déplacements. Le profil de déplacements est dans le temps ou l’espace. Une distribution bidimensionnelle de déplacements le long des deux du temps et de l’espace peut être utilisée. Par une mise en correspondance de modèle ou autre processus, la forme est utilisée pour déterminer l’emplacement de la cohérence. À l’emplacement de la cohérence, les profils dans l’espace et le temps se coupant ou pour cet emplacement auront une forme différente d’à d’autres emplacements ou temps. La forme du profil ou une caractéristique dérivée du profil peut être utilisée pour identifier l’emplacement.
À l’action 44 de la Figure 1, le dispositif de balayage à ultrasons calcule une vitesse d’onde de cisaillement du tissu. La vitesse d’onde de cisaillement du tissu est une vitesse des ondes de cisaillement traversant le tissu. Différents tissus ont une vitesse d’onde de cisaillement différente. Un même tissu avec une élasticité et/ou une rigidité différente(s) a une vitesse d’onde de cisaillement différente. D’autres caractéristiques viscoélastiques de tissu peuvent résulter en une vitesse d’onde de cisaillement différente.
La vitesse d’onde de cisaillement est calculée sur la base de la quantité de temps entre les impulsions de poussée (à savoir Δί) et de l’emplacement de l’interférence cohérente. La vitesse d’onde de cisaillement est estimée en trouvant la position latérale correspondant au pic du profil de déplacement avec l’amplitude la plus grande. La position de l’interférence constructive par rapport aux différents foyers et une différence de temps entre les impulsions de poussée sont utilisées avec ou sans autres informations pour estimer la vitesse.
Dans un mode de réalisation, la vitesse d’onde de cisaillement est calculée comme deux fois une distance de l’emplacement de cohérence par rapport à un centre de la région d’intérêt, divisée par la différence de temps entre ARFI. Cette vitesse d’onde de cisaillement est représentée par :
2Δχ
Vs =--Δί où Vs est la vitesse de cisaillement. La vitesse d’onde de cisaillement est une fonction d’une différence de la position par rapport à un centre entre foyers, divisée par la différence de temps. D’autres fonctions peuvent être utilisées, telles que pour prendre en compte une transmission simultanée des ARFI.
Dans les exemples des Figures 3 et 4, Δχ est 0,68 et Δί est 1 ms. Pour ce fantôme homogène, la vitesse d’onde de cisaillement estimée est 1,36 m/s. Celle-ci peut être plus précise que dans une imagerie par onde de cisaillement utilisant une seule onde de cisaillement. Dans le même fantôme avec moins de problèmes de bruit qu’un patient mais utilisant une seule ARFI à la même amplitude, la vitesse d’onde de cisaillement est mesurée comme 1,31 m/s, montrant que les résultats sont au moins comparables. Le RSB doit être plus élevé avec l’utilisation d’une cohérence d’ondes de cisaillement.
D’autres caractéristiques du tissu peuvent être estimées à partir de l’emplacement et/ou du temps de cohérence. La grandeur du pic de déplacement normalisée pour une atténuation, une durée pour atteindre le pic de déplacement, un module de Young, ou autres valeurs d’élasticité peuvent être estimées. Une quelconque information viscoélastique peut être estimée.
À l’action 46, le dispositif de balayage à ultrasons génère une sortie de la vitesse d’onde de cisaillement. La sortie est un graphique, un texte alphanumérique, et/ou une image de la vitesse d’onde de cisaillement du tissu du patient.
Pour créer une image spatiale à l’action 46, les vitesses d’onde de cisaillement à différents emplacements sont estimées. La transmission des impulsions de poussée, le balayage, la détermination des déplacements, la détermination de la position de cohérence, et l’estimation sont répétés pour différents emplacements spatiaux ou ROI. Les impulsions de poussée peuvent ne pas être répétées lorsque les mêmes impulsions de poussée sont utilisées pour mesurer à différentes profondeurs. Les estimations de vitesse résultantes pour différents emplacements sont utilisées pour générer une image de vitesse d’onde de cisaillement représentant une distribution de vitesse de cisaillement le long d’une, deux ou trois dimensions. Les vitesses délivrées en sortie pour les différents emplacements spatiaux sont utilisées dans l’imagerie, tel que par modulation de couleurs ou d’échelles de gris de différents pixels ou voxels par la vitesse.
À titre d’alternative ou en outre, l’image est de texte alphanumérique (par exemple « 1,36 m/s ») comme l’image ou superposée comme une annotation sur une image en mode B ou en mode flux du tissu. Un graphique, un tableau ou un diagramme de vitesse ou de vitesses peut être délivré en sortie comme l’image. Du fait de l’utilisation de la cohérence, la vitesse délivrée en sortie peut être déterminée de façon plus fiable (par exemple exigeant moins de répétition pour l’obtention) et/ou peut être plus précise du fait d’un meilleur RSB.
La Figure 5 montre un mode de réalisation d’un système 10 pour une imagerie par vitesse de cisaillement. La cohérence d’ondes de cisaillement multiples provenant de différents emplacements est utilisée une vitesse de cisaillement d’un tissu d’un patient. Le système 10 met en oeuvre le procédé de la Figure 1 ou d’autres procédés.
Le système 10 est un système d’imagerie par ultrasons de diagnostic médical ou un dispositif de balayage à ultrasons. Dans d’autres modes de réalisation, le système 10 est un ordinateur personnel, une station de travail, une station de PACS, ou autre agencement en un même emplacement ou distribué sur un réseau pour une imagerie en temps réel ou post-acquisition, et peut donc ne pas inclure les formeurs de faisceaux 12, 16 et le transducteur 14.
Le système 10 inclut un formeur de faisceaux de transmission 12, un transducteur 14, un formeur de faisceaux de réception 16, un 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 sélection manuelle ou assistée de cartes d’affichage, une sélection de propriétés de tissu à déterminer, une sélection de région d’intérêt, une sélection de séquences de transmission, ou autre commande.
Le formeur de faisceaux de transmission 12 est un émetteur d’ultrasons, une mémoire, un pulseur, un circuit analogique, un circuit numérique, ou des combinaisons de ceux-ci. Le formeur de faisceaux de transmission 12 est configurable pour générer des formes d’ondes pour une pluralité de canaux avec des amplitudes, des retards, et/ou un phasage différents ou relatifs.
Le formeur de faisceaux de transmission 12 est configuré pour transmettre des impulsions. À la transmission d’ondes acoustiques depuis le transducteur 14 en réponse aux formes d’ondes générées, un ou plusieurs faisceau(x) est/sont généré(s). Des transmissions ARFI sont générées par le formeur de faisceaux de transmission 12. Deux impulsions de poussée ou plus sont transmises à des moments différents jusqu’à des emplacements différents par rapport au tissu d’intérêt du patient Pour suivre le déplacement de tissu, une séquence de faisceaux de transmission couvrant la ROI sont générés. Les séquences de faisceaux de transmission sont générées pour balayer une région bi ou tridimensionnelle. Des formats de balayage par secteurs, Vector®, linéaires ou autres peuvent être utilisés. Le formeur de faisceaux de transmission 12 peut générer une onde plane ou une onde divergente pour un balayage plus rapide.
Les faisceaux de transmission sont formés à différents niveaux d’énergie ou d’amplitude. Des amplificateurs pour chaque canal et/ou taille d’ouverture commandent l’amplitude du faisceau transmis. Les faisceaux de transmission ARFI peuvent avoir des amplitudes plus grandes que pour une imagerie ou une détection de mouvement de tissu. À titre d’alternative ou en outre, le nombre de cycles de l’impulsion ou de la forme d’onde ARFI utilisé est typiquement plus grand que pour l’impulsion utilisée pour le suivi (par exemple 100 cycles ou plus pour l’ARFI et 1-6 cycles pour le suivi).
Le transducteur 14 est un réseau à 1, 1,25, 1,5, 1,75 ou 2 dimensions d’éléments de membranes piézoélectriques ou capacitifs. Le transducteur 14 inclut une pluralité d’éléments pour une transduction entre énergies acoustique et électrique. Des signaux de réception sont générés en réponse à une énergie ultrasonore (échos) venant frapper les éléments du transducteur. Les éléments se connectent avec les canaux des formeurs de faisceaux de transmission et de réception 12, 16.
Le formeur de faisceaux de transmission 12 et le formeur de faisceaux de réception 16 se connectent avec les mêmes éléments du transducteur 14 par l’intermédiaire d’un commutateur transmission/réception ou d’un multiplexeur. Les éléments sont partagés pour les événements à la fois de transmission et de réception. Un ou plusieurs élément(s) peut/peuvent ne pas être partagé(s), tel que lorsque les ouvertures de transmission et de réception sont différentes (se chevauchent seulement ou utilisent des éléments entièrement différents).
Le formeur de faisceaux de réception 16 inclut une pluralité de canaux avec des amplificateurs, des retards, et/ou des rotateurs de phase, et un ou plusieurs sommateurs. Chaque canal se connecte avec un ou plusieurs élément(s) de transducteur. Le formeur de faisceaux de réception 16 applique des retards, des phases et/ou une apodisation relatifs pour former un ou plusieurs faisceau(x) de réception en réponse à une transmission. Dans d’autres modes de réalisation, le formeur de faisceaux de réception 16 est un processeur pour générer des échantillons en utilisant une transformée de Fourier ou autre. Le formeur de faisceaux de réception 16 peut inclure des canaux pour une formation de faisceaux de réception parallèles, telle que la formation de deux faisceaux de réception ou plus en réponse à chaque événement de transmission. Le formeur de faisceaux de réception 16 délivre en sortie des données sommées en faisceaux, telles que des valeurs IQ ou de fréquence radio, pour chaque faisceau.
Le formeur de faisceaux de réception 16 fonctionne pendant des intervalles dans la séquence d’événements de transmission pour le suivi. En entrelaçant la réception de signaux avec les impulsions de transmission de suivi, une séquence de faisceaux de réception sont formés en réponse à la séquence de faisceaux de transmission. Après chaque impulsion de transmission et avant l’impulsion de transmission suivante, le formeur de faisceaux de réception 16 reçoit des signaux provenant d’échos acoustiques. Le temps mort durant lequel des opérations de réception et de transmission n’ont pas lieu peut être entrelacé pour permettre une réduction de réverbération.
Le formeur de faisceaux de réception 16 délivre en sortie des données sommées en faisceaux représentant des emplacements spatiaux à un moment donné. Des données pour différents emplacements latéraux (par exemple emplacements d’échantillonnage espacés en azimut le long de différentes lignes de balayage de réception), des emplacements le long d’une ligne en profondeur, des emplacements pour une zone, ou des emplacements pour un volume sont délivrées en sortie. Une focalisation dynamique peut être prévue. Les données peuvent être à différentes fins. Par exemple, des balayages différents sont exécutés pour des données en mode B ou de tissu par rapport à une estimation de vitesse d’onde de cisaillement. Des données reçues pour une imagerie en mode B ou autre peuvent être utilisées pour une estimation de la vitesse d’onde de cisaillement. Les ondes de cisaillement en des emplacements espacés des foyers des impulsions de poussée sont surveillées pour déterminer la vitesse des ondes de cisaillement en utilisant une interférence cohérente des ondes de cisaillement.
Le processeur 18 est un détecteur en mode B, un détecteur Doppler, un détecteur Doppler à ondes pulsées, un processeur de corrélations, un processeur de transformées de Fourier, un circuit intégré 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, 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 détecter et traiter des informations pour affichage à partir d’échantillons ultrasonores formés en faisceaux. Dans un mode de réalisation, le processeur 18 inclut un ou plusieurs détecteur(s) et un processeur séparé. Le processeur 18 peut être un ou plusieurs dispositifs). Un traitement multiple, un traitement parallèle, ou un traitement par dispositifs séquentiels peut être utilisé.
Le processeur 18 exécute une combinaison quelconque d’une ou plusieurs des actions 40-46 montrées sur la Figure 1. Le processeur 18 est configuré par logiciel, matériel et/ou micrologiciel.
Avant ou après la détection, le processeur 18 est configuré pour détecter des déplacements de tissu en réponse à une force de rayonnement acoustique. En utilisant une corrélation, une autre mesure de similarité, ou une autre technique, le mouvement de tissu par rapport à une référence est déterminé à partir des données ultrasonores. En décalant spatialement un ensemble de données de suivi relatives à un ensemble de données de référence dans un espace uni, bi ou tridimensionnel, le décalage avec la plus grande similarité indique le déplacement du tissu. Le processeur 18 détecte le déplacement pour chaque moment et emplacement. Certains des déplacements détectés peuvent avoir des grandeurs répondant à une onde de cisaillement ou des ondes de cisaillement passant.
Le processeur 18 est configuré pour déterminer une vitesse de cisaillement dans le tissu. La détermination est basée sur les signaux provenant du suivi du tissu en réponde aux ondes de cisaillement créées par les ARFI multiples. Les signaux sont utilisés pour détecter les déplacements. Pour déterminer la vitesse, les déplacements sont utilisés.
Une différence de (a) un emplacement d’un déplacement de plus grande amplitude du fait d’ondes de cisaillement en réponse aux impulsions de poussée multiples par rapport à (b) un point médian entre les différents emplacements est déterminée. L’emplacement de l’amplitude la plus grande est le plus grand des déplacements en termes de temps et d’emplacement. Par exemple, les déplacements comme une fonction de l’emplacement à différents moments sont examinés pour trouver le déplacement de plus grande amplitude. Ce déplacement le plus grand représente le meilleur rapport signal-bruit résultant de l’interférence constructive des ondes de cisaillement multiples.
Une différence des différents moments de transmission des ARFI est également recherchée, enregistrée, ou déterminée. Le temps de transmission est basé sur le début, la fin, ou un autre point dans la transmission ARFI ou le début, la fin, ou un autre point lorsque l’énergie acoustique arrive au foyer.
Le processeur 18 est configuré pour déterminer la vitesse de l’onde de cisaillement dans le tissu à partir de la différence spatiale et de la différence temporelle. Dans un mode de réalisation, la vitesse est deux fois la différence d’emplacement par rapport au point médian, divisée par la différence des différents moments. D’autres fonctions peuvent être utilisées.
Le processeur 18 génère des données d’affichage, telles qu’une annotation, une superposition de graphique, et/ou une image. Les données d’affichage sont sous un format quelconque, tel que des valeurs avant mappage, une échelle de gris ou des valeurs mappées en couleur, des valeurs rouge-vert-bleu (RVB), des données de format de balayage, des données de format d’affichage ou de coordonnées cartésiennes, ou autres données. Le processeur 18 délivre en sortie une information de vitesse appropriée pour le dispositif d’affichage 20, configurant le dispositif d’affichage 20. Des sorties vers d’autres dispositifs peuvent être utilisées, telles qu’une sortie vers la mémoire 22 pour stockage, une sortie vers une autre mémoire (par exemple une base de données de dossier médical de patient), et/ou un transfert sur un réseau vers un autre dispositif (par exemple un ordinateur d’utilisateur ou un serveur).
Le dispositif d’affichage 20 est un afficheur à tube cathodique, un afficheur LCD, un projecteur, un afficheur à plasma, une imprimante ou autre afficheur pour afficher une vitesse de cisaillement, un graphique, une interface utilisateur, une indication de validation, des images bidimensionnelles, ou des représentations tridimensionnelles. Le dispositif d’affichage 20 affiche des images par ultrasons, la vitesse, et/ou d’autres informations. Par exemple, l’afficheur 20 délivre en sortie des informations de réponse de tissu, telles qu’une distribution uni, bi ou tridimensionnelle de la vitesse. Des vitesses pour différents emplacements spatiaux forment une image. D’autres images peuvent être également délivrées en sortie, telles que la superposition de la vitesse comme une modulation codée en couleur sur une image en mode B en échelle de gris.
Dans un mode de réalisation, le dispositif d’affichage 20 délivre en sortie une image d’une région du patient, telle qu’une image Doppler de tissu bidimensionnelle ou en mode B. L’image inclut un indicateur d’emplacement pour la vitesse. L’indicateur d’emplacement désigne le tissu imagé pour lequel une valeur de vitesse est calculée. La vitesse est fournie comme une valeur alphanumérique sur ou adjacente à l’image de la région. L’image peut être de la valeur alphanumérique avec ou sans représentation spatiale du patient.
Le processeur 18 fonctionne conformément à des instructions stockées dans la mémoire 22 ou une autre mémoire. La mémoire 22 est un support de stockage lisible par ordinateur. Les instructions pour mettre en œuvre les processus, les procédés et/ou les techniques discutés ici sont prévues sur le support de stockage lisible par 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 ordinateur. Un support de stockage lisible par ordinateur inclut divers types de support 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 stocké(s) dans ou sur un support de stockage lisible par 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 mises en œuvre par un logiciel, un matériel, des circuits intégrés, un micrologiciel, un microcode et similaire, fonctionnant seul ou en combinaison. De la même manière, des stratégies de traitement peuvent inclure un multitraitement, un traitement multitâches ou parallèle, et similaire.
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 transfert par l’intermédiaire d’un réseau informatique ou sur des lignes téléphoniques. Dans encore d’autres modes de réalisation, les instructions sont stockées dans un ordinateur, une UC, une unité de traitement graphique ou un système donné(e).
La mémoire 22, à titre d’alternative ou en outre, stocke des données utilisées dans une estimation de vitesse utilisant une interférence cohérente provenant de deux ondes de cisaillement ou plus. Par exemple, les séquences de transmission et/ou les paramètres de formeurs de faisceaux pour les ARFI et le suivi sont stockés. Comme un autre exemple, la ROI, les signaux reçus, les déplacements détectés, l’emplacement déterminé de déplacement de grandeur maximum, la différence de l’emplacement du maximum par rapport au point médian entre foyers ARFI, une différence temporelle entre la transmission de différentes ARFI ou la génération de différentes ondes de cisaillement, des lignes d’ajustement, et/ou une vitesse ou des vitesses estimée(s) sont stockés.
Si l’invention a été décrite ci-dessus en 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 l’invention. Il est donc prévu que la description détaillée qui précède soit considérée comme illustrative plutôt que comme limitative.

Claims (15)

  1. REVENDICATIONS
    1. Procédé d’imagerie par vitesse de cisaillement avec un dispositif de balayage à ultrasons, le procédé comprenant :
    la transmission (32) de première et deuxième impulsions de force de rayonnement acoustique depuis un transducteur du dispositif de balayage à ultrasons jusqu’à des côtés opposés d’une région d’intérêt de tissu d’un patient et séparées dans le temps d’une première quantité, des première et deuxième ondes de cisaillement étant générées sur les côtés opposés du fait des première et deuxième impulsions de force de rayonnement acoustique ;
    le balayage (34) répété, par le dispositif de balayage à ultrasons, de la région d’intérêt avec des ultrasons alors que les première et deuxième ondes de cisaillement se propagent dans la région d’intérêt ;
    la détection (42) d’un emplacement d’un déplacement le plus important dans la région d’intérêt du fait d’une cohérence des première et deuxième ondes de cisaillement à l’emplacement, l’emplacement déterminé à partir de données obtenues par le balayage (34) ;
    le calcul (44) d’une vitesse d’onde de cisaillement du tissu comme une fonction de la première quantité du temps et de l’emplacement ; et la génération (46) d’une image de la vitesse d’onde de cisaillement du tissu du patient.
  2. 2. Procédé selon la revendication 1 dans lequel la transmission (32) comprend la transmission (32) des première et deuxième impulsions de force de rayonnement acoustique à une distance égale depuis un centre de la région d’intérêt sur les côtés opposés.
  3. 3. Procédé selon la revendication 1 dans lequel la transmission (32) comprend la transmission (32) avec les première et deuxième impulsions de force de rayonnement acoustique ayant une même fréquence centrale.
  4. 4. Procédé selon la revendication 1 dans lequel la détection (42) de l’emplacement comprend la détection (42) de distributions latérales de déplacements au travers de la région d’intérêt à différents moments et la découverte de l’emplacement comme un déplacement maximum des distributions latérales.
  5. 5. Procédé selon la revendication 1 dans lequel la détection (42) de l’emplacement comprend la détection (42) d’un changement de position depuis un centre de la région d’intérêt.
  6. 6. Procédé selon la revendication 1 dans lequel la détection (42) comprend la détection (42) de l’emplacement comme ayant une cohérence la plus grande des première et deuxième ondes de cisaillement.
  7. 7. Procédé selon la revendication 1 dans lequel le calcul (44) de la vitesse d’onde de cisaillement comprend le calcul (44) de la vitesse d’onde de cisaillement comme deux fois une distance de l’emplacement depuis un centre de la région d’intérêt, divisée par la première quantité.
  8. 8. Procédé selon la revendication 1 dans lequel la transmission (32) comprend la transmission (32) avec des foyers à une profondeur supérieure à 8 cm, dans lequel la détection (42) de l’emplacement comprend la détection (42) de l’emplacement à la profondeur supérieure à 8 cm, et dans lequel le calcul (44) comprend le calcul (44) de la vitesse d’onde de cisaillement à la profondeur supérieure à 8 cm.
  9. 9. Procédé d’imagerie par vitesse de cisaillement avec un dispositif de balayage à ultrasons, le procédé comprenant :
    la détection (40) de déplacements comme une fonction d’emplacements pour différents moments, les déplacements répondant à une pluralité d’ondes de cisaillement générées par une pluralité d’impulsions de poussée transmises jusqu’à différents foyers ;
    la détermination (42) d’une position pour une interférence constructive des ondes de cisaillement sur la base des déplacements ;
    le calcul (44) d’une vitesse d’ondes de cisaillement sur la base de la position d’interférence constructive par rapport aux différents foyers et d’une différence de temps entre les impulsions de poussée ; et la génération (46) d’une sortie de la vitesse d’ondes de cisaillement.
  10. 10. Procédé selon la revendication 9 comprenant en outre :
    la transmission (32) des impulsions de poussée jusqu’aux différents foyers en séquence, séparées par la différence de temps, les différents foyers étant sur des côtés opposés de la position.
  11. 11. Procédé selon la revendication 9 dans lequel la détermination (42) comprend la détermination de la position comme l’emplacement parmi les emplacements auquel un maximum des déplacements survient.
  12. 12. Procédé selon la revendication 9 dans lequel le calcul (44) comprend le calcul (44) de la vitesse d’ondes de cisaillement comme une fonction d’une différence de la position depuis un centre entre foyers, divisée par la différence de temps.
  13. 13. Système d’imagerie par vitesse de cisaillement, le système comprenant : un formeur (12) de faisceaux de transmission configuré pour transmettre des première et deuxième impulsions à différents moments jusqu’à différents emplacements par rapport à un tissu d’un patient ;
    un formeur (16) de faisceaux de réception configuré pour recevoir des signaux d’un balayage (34) après les différents moments ;
    un processeur (18) configuré pour déterminer, à partir des signaux, une vitesse de cisaillement dans le tissu sur la base d’une différence d’emplacement d’une amplitude la plus grande provenant d’ondes de cisaillement en réponse aux première et deuxième impulsions depuis un point médian entre les différents emplacements et une différence des différents moments ; et un afficheur (20) configuré pour délivrer en sortie la vitesse.
    5
  14. 14. Système selon la revendication 13 dans lequel le processeur (18) est configuré pour déterminer un déplacement comme une fonction d’emplacement à différents moments, l’emplacement de la plus grande amplitude étant d’un plus grand des déplacements.
    10
  15. 15. Système selon la revendication 13 dans lequel le processeur (18) est configuré pour déterminer la vitesse comme deux fois la différence d’emplacement depuis le point médian, divisée par la différence des différents moments.
    1/5
FR1850507A 2017-01-23 2018-01-23 Imagerie par vitesse de cisaillement utilisant une coherence Active FR3062049B1 (fr)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US15/413,203 US10646202B2 (en) 2017-01-23 2017-01-23 Sheer speed imaging using coherence
US15413203 2017-01-23

Publications (2)

Publication Number Publication Date
FR3062049A1 true FR3062049A1 (fr) 2018-07-27
FR3062049B1 FR3062049B1 (fr) 2022-11-11

Family

ID=62813103

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
FR1850507A Active FR3062049B1 (fr) 2017-01-23 2018-01-23 Imagerie par vitesse de cisaillement utilisant une coherence

Country Status (5)

Country Link
US (1) US10646202B2 (fr)
KR (1) KR102187153B1 (fr)
CN (1) CN108338808B (fr)
DE (1) DE102018200655B4 (fr)
FR (1) FR3062049B1 (fr)

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11311275B2 (en) * 2019-03-28 2022-04-26 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Asymmetry for acoustic radiation force impulse
KR102559663B1 (ko) * 2021-07-06 2023-07-26 숭실대학교 산학협력단 공간적 위상 코히어런시에 기반한 활력 징후 측정 거리 결정 장치 및 방법
KR102688130B1 (ko) * 2021-12-13 2024-07-25 알피니언메디칼시스템 주식회사 전단 파 파라미터 측정 방법 및 초음파 장치

Family Cites Families (27)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0616114B2 (ja) * 1988-08-19 1994-03-02 サンコーコンサルタント株式会社 地層検層におけるせん断波、圧縮波の速度計測方法及びその装置
US6920082B2 (en) * 2002-06-27 2005-07-19 Baker Hughes Incorporated Method and apparatus for determining earth formation shear-wave transverse isotropy from borehole stoneley-wave measurements
US7344509B2 (en) * 2003-04-17 2008-03-18 Kullervo Hynynen Shear mode therapeutic ultrasound
JP2007020999A (ja) * 2005-07-20 2007-02-01 Matsushita Electric Ind Co Ltd 超音波診断装置
US8118744B2 (en) * 2007-02-09 2012-02-21 Duke University Methods, systems and computer program products for ultrasound shear wave velocity estimation and shear modulus reconstruction
US8267865B2 (en) 2007-02-16 2012-09-18 University Of Rochester Sonoelastographic shear velocity imaging using crawling wave excitation
WO2008141220A1 (fr) 2007-05-09 2008-11-20 University Of Rochester Évaluation de module de cisaillement par application d'une approximation de force de rayonnement acoustique impulsionnelle modulée dans l'espace
RU2559910C2 (ru) 2009-06-30 2015-08-20 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. Последовательности распространения/отслеживания для виброметрии дисперсионных поперечных волн
CN102667522B (zh) * 2009-11-25 2014-10-08 皇家飞利浦电子股份有限公司 采用聚焦扫描线波束形成的超声剪切波成像
GB2484753B (en) * 2010-08-20 2013-01-02 Surf Technology As Method for imaging of nonlinear interaction scattering
US8961418B2 (en) * 2010-10-06 2015-02-24 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Solving for shear wave information in medical ultrasound imaging
CN103347450B (zh) * 2011-02-04 2015-07-08 株式会社日立医疗器械 超声波诊断装置及方法
US9239373B2 (en) * 2011-11-16 2016-01-19 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Adaptive image optimization in induced wave ultrasound imaging
CN102410871B (zh) * 2011-11-18 2013-06-05 太原理工大学 土体剪切波速室内测定装置
US9468421B2 (en) * 2012-02-16 2016-10-18 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Visualization of associated information in ultrasound shear wave imaging
CN202636976U (zh) * 2012-05-04 2013-01-02 成都优途科技有限公司 一种剪切波干涉法弹性成像设备
CN102813533A (zh) * 2012-08-16 2012-12-12 深圳大学 基于声辐射力的超声波骨评价装置及剪切波参数检测方法
DE102014003105A1 (de) * 2013-03-15 2014-09-18 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Fettanteilschatzung mittels ultraschall mit scherwellenausbreitung
US10743814B2 (en) * 2013-03-15 2020-08-18 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Fat fraction estimation using ultrasound with shear wave propagation
WO2015023081A1 (fr) 2013-08-12 2015-02-19 삼성전자 주식회사 Procédé pour produire une image élastique, et appareil de diagnostic par ultrasons
US10278671B2 (en) 2013-09-30 2019-05-07 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Shear wave detection in medical ultrasound imaging
CN103462643B (zh) * 2013-09-29 2015-02-11 深圳市开立科技有限公司 一种剪切波速度测量方法、装置和系统
MX2016002917A (es) * 2013-10-29 2017-01-05 Halliburton Energy Services Inc Aparato y tecnicas para realizar un modelo de herramienta de registro acustico.
JP6462340B2 (ja) * 2013-12-13 2019-01-30 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法
US9883851B2 (en) 2014-03-21 2018-02-06 Mayo Foundation For Medical Education And Research System and method for shear wave generation with steered ultrasound push beams
US10548479B2 (en) * 2015-02-16 2020-02-04 The Regents Of The University Of California Optical coherence elastography (OCE) method under acoustic radiation force excitation using OCT doppler variance methods and OCT correlation-based methods
US9814446B2 (en) * 2015-04-22 2017-11-14 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Method and system for automatic estimation of shear modulus and viscosity from shear wave imaging

Also Published As

Publication number Publication date
US20180206823A1 (en) 2018-07-26
CN108338808B (zh) 2024-05-24
DE102018200655B4 (de) 2022-11-10
US10646202B2 (en) 2020-05-12
FR3062049B1 (fr) 2022-11-11
CN108338808A (zh) 2018-07-31
KR20180087174A (ko) 2018-08-01
KR102187153B1 (ko) 2020-12-04
DE102018200655A1 (de) 2018-07-26

Similar Documents

Publication Publication Date Title
FR3031448A1 (fr)
US9554770B2 (en) High pulse repetition frequency for detection of tissue mechanical property with ultrasound
FR3047405A1 (fr)
FR3034975A1 (fr)
FR2965934A1 (fr) Support de memorisation, procede et systeme de resolution d'onde transversale en imagerie medicale par ultrason
KR102041433B1 (ko) 초음파 컬러 흐름에서의 스파클 아티팩트 검출
FR3003153A1 (fr) Imagerie de deplacement par arfi ultrasonore utilisant une instance temporelle adaptative
US9420997B2 (en) Motion artifact suppression in ultrasound diagnostic imaging
US9011338B2 (en) Gap filling for spectral doppler ultrasound
US20130258805A1 (en) Methods and systems for producing compounded ultrasound images
FR3003154A1 (fr) Estimation de la fraction de matieres grasses en utilisant des ultrasons partir d'une propagation d'onde de cisaillement
FR2986701A1 (fr) Caracterisation d'onde de cisaillement sur l'axe avec un ultrason
US10799208B2 (en) Compressional sound speed imaging using ultrasound
FR3039981A1 (fr)
JP2005152648A (ja) 運動適応型空間合成の方法及びシステム
FR3049845A1 (fr)
FR3050104A1 (fr)
FR3072870A1 (fr) Estimation viscoelastique d'un tissu a partir d'une vitesse de cisaillement dans une imagerie medicale a ultrasons
FR2971696A1 (fr) Technique par doppler spectral a faisceaux multiples de l'imagerie de diagnostique medical par ultrason
FR3062049A1 (fr) Imagerie par vitesse de cisaillement utilisant une coherence
FR3085760A1 (fr) Angles pour une imagerie par onde de cisaillement à base d’ultrasons
FR3046693A1 (fr)
FR3079059A1 (fr) Filtrage adaptatif de fouillis dans une imagerie par ultrasons basée sur une force de rayonnement acoustique
FR2986960A1 (fr) Procede et systeme de visualisation d'information associee dans une imagerie par onde de cisaillement ultrasonore ainsi que support de stockage lisible par ordinateur
US20190216430A1 (en) System and method for ultrasound flow imaging

Legal Events

Date Code Title Description
PLFP Fee payment

Year of fee payment: 3

PLFP Fee payment

Year of fee payment: 4

PLSC Publication of the preliminary search report

Effective date: 20210326

PLFP Fee payment

Year of fee payment: 5

PLFP Fee payment

Year of fee payment: 6

PLFP Fee payment

Year of fee payment: 7