Brevet FR2988580A1 — publié le 20131004

ARRIERE-PLAN Les présents modes de réalisation se rapportent à une imagerie multimodale. En particulier, une imagerie par résonance magnétique (IRM) et une imagerie par ultrasons sont combinées. Les imageries IRM et par ultrasons génèrent toutes les deux des images d'une anatomie. L'IRM présente les avantages de générer des images claires et piquées (par exemple rapport signal-bruit supérieur) et est moins affectée par une 10 occlusion. Cependant, le temps d'acquisition même pour une IRM anatomique est plus lent qu'une imagerie par ultrasons. Une imagerie par ultrasons peut donner une imagerie en temps réel, même d'un volume, à un débit supérieur. Pour combiner des données des deux modalités, le débit de l'acquisition ultrasonore peut être ralenti, résultant en une perte de résolution temporelle. La combinaison 15 d'images, même de la même anatomie à généralement le même moment, des différentes modalités peut être difficile du fait d'un moirage et autres différences. Les imageries IRM et par ultrasons sont toutes les deux aptes à générer des images autres que d'une anatomie, telles que des images paramétriques. Des images paramétriques, telles que des images d'élasticité, de thermométrie et de 20 perfusion, donnent des informations de diagnostic additionnelles par rapport à l'utilisation des seules images classiques anatomiques ou de flux. BREF RESUME 25 À titre d'introduction, les modes de réalisation préférés décrits ci-dessous incluent des procédés, des systèmes, des instructions, et des supports lisibles par un ordinateur pour une fusion d'images paramétriques par résonance magnétique et ultrasonores. Une IRM et une imagerie par ultrasons sont utilisées pour acquérir le même type d'images paramétriques. Des données fusionnées sont créées en 30 combinant les données ultrasonores et d'IRM les plus récentes. Les données fusionnées peuvent être créées en temps réel ou telles qu'acquises. Plutôt que de sacrifier le débit d'images, les données ultrasonores sont utilisées pour créer des données fusionnées à des moments pour lesquels des données d'IRM ne sont pas acquises. Un ajustement de courbe sur les données ultrasonores et d'IRM les plus récentes est utilisé pour calculer les données fusionnées à un débit de données élevé. Sous un premier aspect, un procédé est proposé pour une fusion d'images paramétriques par résonance magnétique et ultrasonores. Des données paramétriques ultrasonores représentant une région d'un patient sont acquises à un premier débit. Les données de paramètre ultrasonores sont les premières valeurs d'un paramètre. Les premières valeurs sont dérivées de données 10 ultrasonores détectées. Des données paramétriques de résonance magnétique représentant la région du patient sont acquises à un deuxième débit inférieur au premier débit. Les données de paramètre de résonance magnétique sont des deuxièmes valeurs du paramètre. Les deuxièmes valeurs sont dérivées de données de résonance magnétique. Des valeurs fusionnées sont calculées à 15 partir des premières et deuxièmes valeurs. Les valeurs fusionnées représentent la région du patient à un troisième débit supérieur ou égal au premier débit. Des images paramétriques fusionnées sont générées à partir des valeurs fusionnées. Sous un deuxième aspect, un support de stockage non transitoire lisible par un ordinateur a, stockées dans celui-ci, des données représentant des instructions 20 exécutables par un processeur programmé pour une fusion d'images paramétriques par résonance magnétique et ultrasonores. Le support de stockage inclut des instructions pour calculer des données paramétriques pour une séquence d'images à partir à la fois de données ultrasonores et de données de résonance magnétique, les données paramétriques à un débit de données égal ou 25 supérieur à un débit des données ultrasonores, et délivrer en sortie la séquence des images, les images étant une fonction des données paramétriques. Sous un troisième aspect, un système est proposé pour une fusion d'images paramétriques par résonance magnétique et ultrasonores. Un système de résonance magnétique (RM) est configuré pour donner une première séquence 30 de trames ou de volumes de données de RM d'une caractéristique élastique, d'une caractéristique de température, d'une caractéristique de perfusion, ou de combinaisons de celles-ci. Un système à ultrasons est configuré pour donner une deuxième séquence de trames ou de volumes de données ultrasonores de la caractéristique élastique, de la caractéristique de température, de la caractéristique de perfusion, ou des combinaisons de celles-ci. Un processeur est configuré pour combiner les données ultrasonores avec les données de RM. D'autres aspects et avantages de l'invention sont expliqués ci-dessous en conjonction avec les modes de réalisation préférés et peuvent être ultérieurement revendiqués indépendamment ou en combinaison. BREVE DESCRIPTION DES DESSINS 10 Les composants et les figures ne sont pas nécessairement à l'échelle, l'accent étant plutôt placé sur une illustration des principes de l'invention. De plus, sur les figures, des numéros de référence identiques désignent des parties correspondantes sur toutes les différentes vues. 15 La Figure 1 est un schéma de processus d'un mode de réalisation d'un procédé pour une fusion d'images paramétriques par résonance magnétique et ultrasonores ; les Figures 2A-C sont des illustrations d'exemples de débits pour des données de résonance magnétique, ultrasonores, et fusionnées ; et 20 la Figure 3 est un schéma fonctionnel d'un mode de réalisation d'un système pour une fusion d'images paramétriques par résonance magnétique et ultrasonores. DESCRIPTION DETAILLEE DES DESSINS ET DES MODES DE REALISATION 25 AUJOURD'HUI PREFERES Des données paramétriques à haut débit de trames sont générées à partir de données à la fois de résonance magnétique (RM) et ultrasonores. En combinant des données de RM à bas débit de trames et ultrasonores à haut débit 30 de trames, des images paramétriques combinées à partir des deux modes sont présentées à un débit égale ou supérieur à l'acquisition par ultrasons. La combinaison d'images paramétriques à partir d'une RM et d'ultrasons peut donner des images à bon rapport signal-bruit avec un haut débit de trames/débit de volumes. La Figure 1 montre un procédé pour une fusion d'images paramétriques par résonance magnétique et ultrasonores. Le procédé est mis en oeuvre par le 5 système 10 de la Figure 3 ou un autre système. Les actions sont exécutées dans l'ordre montré ou d'autres ordres. Par exemple, les actions 30 et 32 sont exécutées d'une manière entrelacée, séquentiellement, ou en même temps. Pour une performance séquentielle, une action additionnelle de synchronisation des acquisitions avec un cycle, tel qu'un cycle cardiaque ou respiratoire, peut être 10 exécutée. Les actions 40 à 46 sont exécutées en temps réel avec les acquisitions des actions 30 et 32, telles qu'étant exécutées lors d'une même session d'examen, tandis qu'une acquisition ou un balayage est en cours, et/ou quelques secondes après le balayage. Des actions additionnelles, différentes ou en nombre moindre peuvent être 15 prévues. Par exemple, l'action 40 de changement de résolution et/ou l'action 42 de correction pour un mouvement ne sont pas prévues. Comme autre exemple, l'action 46 n'est pas prévue. Dans un autre exemple, une action d'alignement temporel de données de RM et ultrasonores acquises à différents moments mais lors d'une phase identique ou similaire d'un cycle cardiaque, respiratoire ou autre 20 est prévue. Les acquisitions des actions 30 et 32 sont exécutées par des systèmes à ultrasons et d'IRM. Les données sont obtenues en temps réel ou lors des balayages. À titre d'alternative, les données ont été acquises antérieurement et sont obtenues par transfert de données ou accès à une mémoire. 25 À l'action 30, des données paramétriques ultrasonores sont acquises. Des données ultrasonores sont acquises par balayage acoustique du patient dans deux ou trois dimensions. Un type quelconque de balayage, de format de balayage, ou de mode d'imagerie peut être utilisé. Par exemple, une imagerie harmonique est utilisée avec ou sans agents de contraste ajoutés. Comme autre 30 exemple, une imagerie en mode B, en mode de flux de couleurs, en mode Doppler spectral, en mode M, par contraste ou autre mode d'imagerie est utilisée. Des données ultrasonores représentant une information anatomique ou de flux sont acquises du patient par balayage. Les données représentent un point, une ligne, une zone, ou un volume du patient. Pour une imagerie par ultrasons, des formes d'ondes à des fréquences ultrasonores sont transmises, et des échos 5 sont reçus. Les échos acoustiques sont convertis en signaux électriques et formés en faisceaux pour représenter des emplacements échantillonnés à l'intérieur d'une région du patient. Les données mises en faisceaux peuvent être filtrées ou de toute autre façon traitées, tel qu'en isolant une information d'une bande de fréquences harmonique ou fondamentale. Des échos à une ou plusieurs 10 harmonique(s) des formes d'ondes transmises peuvent être traités. Les données formées en faisceaux peuvent être détectées, comme en déterminant une intensité (mode B) ou une vitesse (mode flux). Une séquence de signaux d'échos provenant d'un même emplacement peut être utilisée pour estimer une vitesse, une variance, et/ou une énergie. Une séquence peut 15 également être utilisée pour détecter des agents de contraste. Par exemple, la réponse à des transmissions avec différentes phases et/ou amplitudes est ajoutée pour isoler une information provenant d'agents de contraste par rapport à un tissu ou un flux. Une détection d'agents de contraste peut être utilisée pour une perfusion. D'autres techniques de détection à partir des données formées en 20 faisceaux peuvent être utilisées. Les informations ultrasonores détectées sont des données anatomiques. Par exemple, des données en mode B représentent des structures tissulaires. Comme autre exemple, des données de flux indiquent des emplacements associés avec un vaisseau. Dans encore un autre exemple, des données d'agents de contraste indiquent des agents de contraste à l'intérieur du 25 patient. Les valeurs détectées peuvent être filtrées et/ou converties par balayage à un format d'affichage. Les données ultrasonores représentant le patient proviennent d'un point quelconque le long du chemin de traitement par ultrasons, telles que des données de canal avant la formation de faisceaux, des données en 30 fréquence radio ou en phase et en quadrature avant la détection, des données détectées, ou des données converties par balayage. Des paramètres peuvent être dérivés des données ultrasonores. Des données ultrasonores paramétriques représentent une caractéristique du patient ou de la région de balayage plutôt qu'être une simple réponse détectée d'anatomie. Des exemples de paramètres incluent une température, une élasticité, et une perfusion. D'autres paramètres peuvent être utilisés. Par exemple, les types de tissu en différents emplacements sont déterminés à partir d'une caractéristique de moirage, d'une intensité d'écho, d'une correspondance de modèle avec une structure tissulaire, ou autre traitement. Le paramètre de température est dérivé des données ultrasonores avec ou sans autre information. En effectuant une thermométrie, la température de divers emplacements peut être déterminée. Une quelconque mesure se rapportant à la température ou de thermométrie peut être utilisée. Par exemple, un tissu se dilate lorsqu'il est chauffé. Une mesure de la dilatation peut indiquer une température. Des mesures se rapportant à la température peuvent indiquer directement ou indirectement une température. Par exemple, une mesure d'un paramètre se rapportant à la conductivité ou à une teneur en eau (par exemple une mesure du type de tissu) peur avoir un impact indirect sur la température. Dans un mode de réalisation, deux ou plusieurs, tels que les quatre, parmi un déplacement de tissu, une vitesse du son, une intensité de rétrodiffusion, et un coefficient de corrélation normalisée de signaux reçus sont effectués. D'autres mesures sont possibles, telles qu'une dilatation de parois de vaisseaux. Un déplacement de tissu est mesuré en déterminant un décalage dans une, deux ou trois dimensions. Un déplacement associé avec une somme minimum de différences absolues ou une corrélation la plus élevée est déterminé. Les données courantes de balayage subissent une translation, une rotation, et/ou une mise à l'échelle par rapport à un ensemble de données de référence, tel qu'un balayage précédent ou initial. Le décalage associé avec une similarité la plus grande ou suffisante est déterminé comme le déplacement. Des données de mode B ou de mode harmonique sont utilisées, mais d'autres données peuvent être utilisées. Le déplacement calculé pour un emplacement peut être utilisé pour affiner la recherche ou la région de recherche dans un autre emplacement. D'autres mesures de déplacement peuvent être utilisées. La vitesse du son peut être mesurée par comparaison entre avant le chauffage et pendant le chauffage. Une impulsion est transmise. Le temps pour que l'écho revienne d'un emplacement donné peut être utilisé pour déterminer la vitesse du son du transducteur jusqu'à l'emplacement et retour. Une ouverture quelconque peut être utilisée, tel qu'en mesurant séparément pour les mêmes emplacements avec différentes ouvertures et en calculant une moyenne. Dans un autre mode de réalisation, des signaux sont corrélés. Par exemple, des signaux en phase et en quadrature après formation de faisceaux sont corrélés avec des signaux de référence. Un décalage de phase entre les signaux de référence et courants est déterminé. La fréquence de la forme d'onde transmise (à savoir une fréquence ultrasonore) est utilisée pour convertir la différence de phase en une durée ou une vitesse du son. D'autres mesures de la vitesse du son peuvent être utilisées. L'intensité de rétrodiffusion est en mode B ou en mode M. L'intensité ou l'énergie de l'enveloppe du signal d'écho est déterminée. Le coefficient de corrélation normalisée de signaux reçus peut être mesuré. Des données formées en faisceaux avant la détection, telles que des données en phase et en quadrature, subissent une corrélation croisée. Dans un mode de réalisation, un échantillon ou des échantillons de référence sont acquis. Pendant ou après la transmission de l'échantillon, des échantillons suivants sont acquis. Pour chaque emplacement, une fenêtre spatiale, telle que de trois longueurs d'onde en profondeur, définit les données pour une corrélation. La fenêtre définit une longueur, une zone ou un volume. Les données courantes sont corrélées avec les données de référence à l'intérieur de l'espace de fenêtre. La corrélation croisée normalisée est exécutée pour les données dans la fenêtre. Lorsque de nouvelles données sont acquises, une autre corrélation croisée est exécutée. De quelconques paramètres acoustiques et physiques associés à la température ou changements de ces paramètres peuvent être mesurés. D'autres mesures pour une thermométrie peuvent inclure une élasticité de tissu, une 30 contrainte, un taux de contrainte, un mouvement (par exemple mesure de déplacement ou de flux de couleurs), ou une puissance réfléchie (par exemple section transversale de rétrodiffusion). Dans un mode de réalisation, la température est estimée à partir d'un modèle plutôt que directement mesurée, ainsi qu'il est exposé dans la Demande de Brevet U.S. n° 2011/0060221, les enseignements de laquelle sont incorporés dans la présente par référence. Un ou plusieurs parmi les types d'information 5 expliqués ci-dessus peut/peuvent être utilisé(s) comme entrée(s) dans le modèle. Les données réelles et/ou des informations dérivées sont des paramètres anatomiques destinés à être utilisés en combinaison avec le modèle. Outre le balayage par ultrasons, des informations cliniques ou autres peuvent être acquises pour déterminer la température. Par exemple, une information génétique 10 ou autres données se rapportant au tissu peuvent être extraites d'un dossier du patient. Une caractéristique quelconque contribuant à la détermination d'une information se rapportant à la température peut être utilisée. Les mesures se rapportant à la température sont appliquées au modèle. À titre d'alternative, les valeurs (à savoir des mesures et/ou des données) sont 15 traitées et les valeurs traitées sont entrées. Par exemple, les valeurs sont filtrées spatialement et/ou temporellement. Comme autre exemple, un type différent de valeur peut être calculé à partir des valeurs, tel que la détermination d'une variance, d'une dérivée, une fonction normalisée ou autre à partir des valeurs. Dans un autre exemple, le changement entre les valeurs courantes et des valeurs 20 de référence ou précédentes est déterminé. Un historique temporel des valeurs sur une fenêtre de temps peut être utilisé. Les valeurs sont entrées comme des caractéristiques du modèle. Le modèle délivre en sortie une température ou une distribution de températures (à savoir une température en différents emplacements et/ou à 25 différents moments) à partir de l'information d'entrée. La température dérivée peut être dans une unité quelconque, telle que des degrés Fahrenheit ou Celsius). La résolution de la température peut être à un niveau quelconque, tel qu'une délivrance en sortie de température comme étant dans une parmi deux plages de degrés ou autres multiples. À titre d'alternative, une autre information se 30 rapportant à la température est délivrée en sortie, telle qu'un changement de température, une dose, ou une valeur d'indice. Un modèle quelconque peut être utilisé, tel qu'un réseau neuronal ou un modèle linéaire par morceaux. À la place d'un apprentissage machine, des modèles programmés manuellement peuvent être utilisés. Dans un mode de réalisation, un modèle de distribution thermique est utilisé. Le modèle de s distribution thermique prend en compte la conductivité thermique, la densité, ou autre comportement de différent(e)s tissus, fluides, ou structures. Le modèle de distribution thermique détermine la température en d'autres emplacements. Le modèle de distribution thermique peut déterminer la température à d'autres moments ou à la fois le moment et l'emplacement. 10 Un autre paramètre est une élasticité. Une quelconque imagerie d'élasticité peut être utilisée, telle qu'une contrainte ou un taux de contrainte. Des caractéristiques de la contrainte ou de l'élasticité peuvent être utilisées comme le paramètre. Une énergie acoustique, un percuteur, un mouvement cardiaque, ou autres sources peuvent être prévus comme une contrainte pour causer un 15 déplacement pour mesurer une élasticité. Pour une contrainte ou une élasticité, le déplacement de tissu est déterminé comme une fonction du temps. Le déplacement peut être mesuré à partir de données de tissu, telles que des données ultrasonores en mode B. Une corrélation, une corrélation croisée, une somme minimum de différences absolues 20 ou autre mesure de similarité est utilisée pour déterminer le déplacement entre balayages. Les déplacements sont déterminés dans une, deux ou trois dimensions. Dans un mode de réalisation, un ou plusieurs quelconque(s) parmi les procédés ou systèmes exposés dans les Brevets U.S. n° 5,107,837 ; 5,293,870 ; 5,178,147 ; 6,508,768 ou 6,558,324, les enseignements desquels sont 25 incorporés à la présente par référence, est/sont utilisé(s) pour générer des trames d'élasticité de données ou d'images comme l'information de contrainte. D'autres procédés de mesure de contrainte ou d'élasticité peuvent être utilisés. Le déplacement peut être mesuré en déterminant une vitesse et/ou une accélération de tissu. 30 Sur la base d'un (par exemple une vitesse), deux (une corrélation en mode B), ou plus (par exemple un déplacement moyen) balayage(s), un champ de contrainte est déterminé. Le champ de contrainte représente une contrainte aux différents emplacements. Un champ de déplacement ou un champ de taux de contrainte peut être utilisé dans d'autres modes de réalisation. D'autres mesures peuvent être utilisées pour représenter une contrainte ou un déplacement, telle qu'une vitesse. Dans un mode de réalisation, des ondes de cisaillement sont détectées en plus ou à la place d'ondes longitudinales. L'excitation forme un faisceau, qui génère une onde de cisaillement en des emplacements spatiaux. Lorsque le faisceau est suffisamment fort, une onde de cisaillement est générée. L'onde de cisaillement se propage à travers le tissu plus lentement que l'onde longitudinale dans le sens d'émission d'onde acoustique. L'onde de cisaillement se propage dans diverses directions, incluant une direction perpendiculaire à la direction de la contrainte appliquée. Le déplacement des ondes de cisaillement est plus important en des emplacements correspondant au faisceau d'excitation. Lorsque l'onde de cisaillement se propage à travers les lignes de balayage, l'intensité en mode B peut varier. Pour les lignes de balayage surveillées, une séquence de données est délivrée, représentant un profil temporel de mouvement de tissu résultant de l'onde de cisaillement. Par exemple, des données provenant 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 effectuée. Un déplacement bi ou tridimensionnel dans l'espace peut être utilisé. Un déplacement unidimensionnel dans une direction différente des lignes de balayage ou des faisceaux peut être utilisé. Le décalage spatial avec la corrélation la plus élevée ou suffisante à un instant donné indique la quantité de déplacement. Des déplacements sont déterminés pour un emplacement donné à différents instants. Le profil temporel pour un emplacement donné indique une détection de l'onde de cisaillement ou longitudinale. Une vitesse et/ou un module ou autre représentation complexe d'une élasticité peut être utilisé(e). La vitesse et/ou le module de cisaillement peut être déterminé(e), au moins en partie, sur la base de la pression et d'un coefficient , d'absorption. Le coefficient d'absorption peut être supposé (par exemple 0,5, 0,6, 0,8 ou autre valeur) en fonction du tissu traité. La pression appliquée est connue à partir de l'excitation transmise et d'une prise en compte d'une atténuation. Un autre paramètre est une perfusion. La concentration, le débit, le flux d'entrée, le flux de sortie ou autre caractéristique de perfusion est dérivé(e) de données ultrasonores. Le patient est balayé une pluralité de fois. Dans un mode de réalisation, le balayage pour détecter des agents de contraste est entrelacé avec un balayage pour une destruction d'agents de contraste. Une perfusion est détectée à partir des agents de contraste détectés. Un quelconque mode de balayage avec détection d'agents de contraste peut être utilisé, tel qu'un mode B harmonique. Dans un mode de réalisation, des techniques à impulsions multiples sont utilisées. Deux transmissions ou plus le long de lignes de balayage de transmission identiques ou adjacentes sont déclenchées. Par exemple, deux impulsions, telles que deux impulsions en phase opposée, sont utilisées pour isoler une réponse à des harmoniques d'ordre pair. Des agents de contraste peuvent avoir une réponse plus forte qu'un tissu à des harmoniques d'ordre pair. En plus ou à la place de phases et/ou d'amplitudes différentes pour les impulsions transmises, différents poids des signaux de réception peuvent être utilisés. Dans un autre exemple, trois signaux de réception ou plus représentant un même emplacement sont combinés pour déterminer la réponse fondamentale non linéaire à l'emplacement. Les impulsions de transmission correspondantes ont des phases et amplitudes différentes. Une réponse fondamentale non linéaire est plus grande pour des agents de contraste que pour un tissu, et donne donc une bonne spécificité. La reperfusion est détectée en utilisant des combinaisons d'impulsions multiples. Les agents de contraste dans le tissu de la région d'intérêt à un instant de balayage donné sont détectés, indiquant une reperfusion à cet instant après la destruction ou une autre introduction d'agents de contraste dans la région. Lorsque des agents de contraste ont été détruits, la détection de perfusion 30 est une reperfusion. Après transmission de l'énergie acoustique destructrice, une reperfusion d'agents de contraste est détectée. La reperfusion est imagée en utilisant une technique quelconque, telle qu'un mode d'agent de contraste. En principe, la concentration d'agent de contraste augmente plus rapidement dans des régions avec des taux de perfusion élevés. La perfusion est détectée dans le temps. La perfusion est dérivée de la réponse d'agents de contraste. La quantité 5 de perfusion pour un emplacement donné par rapport au tissu peut être déterminée. La réponse d'agents de contraste seule peut indiquer une concentration de perfusion. Un changement de perfusion peut être utilisé. Pour un emplacement ou un voxel donné, la différence de réponse d'agents de contraste entre deux instants peut être déterminée. La différence de quantité de réponse 10 d'agents de contraste divisée par le temps séparant les balayages pour les données indique un taux de perfusion. L'information paramétrique représente une région du patient à un instant donné. Les données paramétriques peuvent être une moyenne temporelle. La région du patient est bi ou tridimensionnelle. Des valeurs identiques ou différentes 15 sont prévues pour différents emplacements. L'acquisition de paramètres est répétée à différents instants. Le balayage de la région, la détection de données ultrasonores à partir du balayage, et la dérivation de valeurs de paramètres sont répétés. La répétition fournit des données paramétriques représentant la région à différents instants. 20 Une quelconque vitesse de répétition peut être utilisée. Par exemple, une trame ou un volume de données représentant la région est acquis(e) chaque seconde. Comme un autre exemple, la vitesse est dix trames ou volumes par seconde. Un nombre quelconque de trames ou volumes des données ultrasonores 25 paramétriques sont acquis(es). Par exemple, trois ensembles ou plus de données paramétriques sont acquis, tel qu'à un premier, un deuxième et un troisième instant. La Figure 2 montre une acquisition de données ultrasonores paramétriques (U) à sept instants différents. L'acquisition peut être continue. Une séquence temporelle de données paramétriques, telles qu'une thermométrie, une 30 élasticité ou une perfusion, est acquise à partir du scanneur ultrasonore. Par exemple, une pluralité de cartes de températures est obtenue. À l'action 32, des données paramétriques de résonance magnétique (RM) sont acquises. L'acquisition utilise un système d'IRM, et peut donc être effectuée en même temps que l'acquisition de données ultrasonores. À titre d'alternative, les données paramétriques de RM sont acquises avant, après, ou de façon entrelacée avec les données ultrasonores. Le système d'IRM et le système d'ultrason sont indépendants l'une de l'autre. À titre d'alternative, un système combiné est prévu, tel qu'un transducteur étant monté sur un lit de patient du système d'IRM. Une commande, une électronique, ou un traitement peuvent être partagés ou séparés. 10 Les données paramétriques de RM sont dérivées de données de RM. Pour une résonance magnétique, les données de RM reçues indiquent des intensités de projection. En utilisant une tomographie ou autre traitement, l'intensité de réponse de différents emplacements est déterminée. Différentes séquences d'impulsions peuvent être utilisées pour détecter des molécules et/ou des 15 caractéristiques différentes au niveau de la région de balayage. Des données de RM d'anatomie peuvent être obtenues. Les données de RM d'anatomie représentent une anatomie du patient. Les données de RM d'anatomie représentent un volume du patient, tel que représentant des voxels dans un agencement NxMxO. À titre d'alternative, les données de RM d'anatomie 20 représentent une pluralité de tranches séparées (par exemple trois tranches parallèles). Dans d'autres modes de réalisation, les données de RM d'anatomie représentent un plan unique. Un ou plusieurs transmetteur(s) produit/produisent un champ d'excitation RF. Un nombre désiré des transmetteurs sont employés et connectés par 25 l'intermédiaire d'un nombre correspondant de commutateurs de transmission/réception à un nombre correspondant de bobines dans une matrice de bobines RF. Les champs RF combinés des éléments de bobine produisent un champ B1 prescrit dans toute la région d'intérêt dans le sujet. Le signal produit par le sujet en réponse au champ d'excitation RF est capturé par la matrice de 30 bobines et appliqué aux entrées de l'ensemble de canaux de réception. Le signal reçu est à ou autour de la fréquence de Larmor. Lorsque le champ B1 n'est pas produit, les commutateurs de transmission/réception connectent chacun des canaux de réception aux éléments de bobine respectifs. Des signaux produits par les spins excités dans le sujet sont capturés et traités séparément comme données d'espace k et/ou autre espace d'objet. Une quelconque procédure de RM pour acquérir des données représentant le paramètre, tel que des caractéristiques de température, d'élasticité, ou de perfusion, peut être utilisée. Par exemple, des données pondérées T1 ou pondérées T2 sont obtenues. Comme un autre exemple, des données de diffusion sont obtenues. Pour des données d'élastographie par RM, un quelconque procédé d'élastographie par RM peut être utilisé. Dans un mode de réalisation, la propagation d'une onde mécanique est mesurée. L'onde mécanique est induite dans le patient par une pression externe, telle qu'une pression cyclique appliquée à la peau du patient. Par exemple, un coussin (à savoir un percuteur) est placé sur l'abdomen du patient et vibre à une fréquence spécifique basse. La fréquence est basse par rapport à la vitesse de balayage de la région d'intérêt par le système de RM. Dans un mode de réalisation, une énergie acoustique est utilisée pour générer l'onde mécanique au niveau d'une région focale à l'intérieur du patient. L'onde mécanique se propage à travers des tissus rigides et souples à des vitesses différentes. Pour mesurer la propagation de l'onde mécanique, des balayages par RM zo sont effectués à différents instants. La réaction du tissu à l'onde mécanique est mesurée. Le déplacement du tissu causé par l'onde mécanique dans le temps, le temps de propagation, et la distance indiquent une vitesse de l'onde mécanique à travers le tissu. Un processeur détermine la rigidité du tissu sur la base de la caractéristique du déplacement. Par exemple, la vitesse de l'onde mécanique est 25 calculée pour chacun d'une pluralité d'emplacements d'échantillonnage. La vitesse elle-même est utilisée comme les données d'élastographie. À titre d'alternative, un pic de déplacement normalisé ou un paramètre calculé à partir de la vitesse et/ou d'un pic de déplacement normalisé est utilisé comme les données d'élastographie par RM. Par exemple, une information de rigidité ou de taux de 30 contrainte est utilisée. Dans un mode de réalisation, une technique de RM par contraste de phase utilisant des gradients synchrones de détection de mouvement mesure le motif de propagation d'onde. Les données résultantes sont analysées pour générer des données quantitatives d'élastographie par RM de la rigidité ou autres propriétés mécaniques du tissu. Par exemple, des ondes acoustiques transversales à basses fréquences harmoniques (10 Hz - 1,1 kHz) sont utilisées comme la source de contrainte mécanique externe. Les ondes acoustiques causent de minuscules déplacements cycliques (de l'ordre de quelques dixièmes de micromètre). Avec des ondes mécaniques (par exemple des ondes acoustiques de cisaillement), le calcul d'un module d'élasticité régional est simplifié, parce que le module d'élasticité régional est calculé directement à partir de la longueur d'onde locale, plutôt qu'exigeant une estimation de la distribution régionale de la contrainte statique. Un procédé à base de RM sensible exécute des balayages pour acquérir une information relative aux ondes mécaniques dans un tissu. Un gradient de champ oscillant de détection de mouvement est appliqué de façon synchrone avec des ondes mécaniques acoustiques qui sont générées à l'intérieur de l'objet imagé. Le mouvement cyclique des spins en présence de ces gradients de détection de mouvement cause un décalage de phase mesurable dans le signal de RM reçu. Le décalage de phase est proportionnel à l'amplitude de déplacement et au nombre de gradients cycliques de détection de mouvement. Un mouvement synchrone de petite amplitude peut être mesuré en accumulant des décalages de phase sur des cycles multiples d'excitation mécanique et la forme d'onde de gradient de détection de mouvement. À partir du décalage de phase mesuré dans chaque voxel, l'amplitude de déplacement de chaque voxel est estimée dans les données reconstruites. Cette carte de déplacement montre les ondes mécaniques se propageant à l'intérieur de l'objet. Les gradients cycliques de détection de mouvement peuvent être superposés sur un quelconque axe désiré, et donc différentes composantes de la dyadique de contrainte peuvent être estimées de façon non invasive. Des images de module de cisaillement peuvent être générées en utilisant un filtrage spatial pour calculer une longueur d'onde locale. La longueur d'onde locale, le déplacement, la contrainte, ou une information dérivée de ceux-ci est utilisé(e) comme les données d'élastographie. Un autre paramètre de données paramétriques de RM est la température. Une quelconque technique de thermométrie par RM peut être utilisée. Par exemple, dans une imagerie pondérée T1, le changement de temps de relaxation longitudinale T1 du tissu peut être utilisé pour imager des changements de température. Le T1 indique le temps nécessaire pour que le tissu soit (re)- magnétisé suite à une impulsion en fréquence radio. Il est déterminé par des interactions thermiques entre des protons résonants et autres noyaux. Le décalage de fréquence de résonance des protons (PRF) de molécules d'eau avec la fréquence permet qu'un changement de fréquence soit détecté. Les électrons de l'hydrogène protègent le noyau du champ magnétique, abaissant effectivement le champ vu par le noyau et donc la fréquence de résonance. Dans des électrons liés, cet effet est réduit. Avec une augmentation de température, plus de liaisons sont étirés, rompues ou courbées. Cela conduit à une diminution de fréquence avec une augmentation de température. Encore un autre paramètre est la perfusion. Un procédé quelconque peut être utilisé pour déterminer une diffusion en utilisant une IRM. Par exemple, l'effet du gadolinium sur le temps de relaxation T2* est utilisé. L'agent de contraste détruit localement l'homogénéité du champ magnétique. En résultat, des noyaux d'hydrogène à l'intérieur d'un voxel d'imagerie verront différents champs magnétiques locaux et résonneront à des fréquences différentes. Cela résulte à son tour en une perte de cohérence de leurs signaux. Leurs signaux commencent à s'annuler. Dans une image, une réduction du signal d'un voxel (raccourcissement T2*) en fonction de la quantité d'agent de contraste à base de gadolinium présente résulte. Le paramètre de perfusion est calculé à partir des agents de contraste détectés. La concentration des agents de contraste peut être utilisée pour représenter une perfusion. Le changement d'agents de contraste, de flux d'entrée, de flux de sortie ou autre caractéristique de perfusion peut être calculé. Les paramètres de RM sont des valeurs pour différents emplacements de la région du patient. La région est composée des mêmes emplacements bi ou tridimensionnels que pour les données paramétriques ultrasonores. À titre d'alternative, la région représentée par les données paramétriques de RM chevauche la, mais n'est pas identique à la région représentée par les données paramétriques ultrasonores. Les données paramétriques ultrasonores et/ou de RM peuvent être converties dans un même système de coordonnées, tel qu'en utilisant un recalage de données, une transformation à base de repères, ou des capteurs de position. Les données paramétriques de RM pour une zone ou un volume sont s acquises pour un instant donné. L'acquisition peut être associée avec une période. Cette période est traitée comme une acquisition à un instant. Les données pour un instant donné peuvent représenter une mesure instantanée ou une moyenne temporelle. Des données paramétriques représentant la région à un instant peuvent être calculées à partir de données également utilisées pour calculer les données pour un autre instant, tel que dans une fenêtre mobile de données. Les données paramétriques de RM sont acquises un nombre multiple de fois. Une quelconque vitesse d'acquisition peut être utilisée. La vitesse pour les données paramétriques de RM est inférieure à la vitesse pour les données 15 paramétriques ultrasonores. La séquence d'images ultrasonores est à un débit de trames ou de volumes par rapport à la séquence d'images d'IRM. Dans l'exemple de la Figure 2, une trame ou un volume de données paramétriques de RM (M) est acquis(e) toutes/tous les trois trames ou volumes de données paramétriques ultrasonores (U). Les données paramétriques de RM (M) sont acquises tous les 20 trois instants et non acquises à d'autres instants (par exemple non acquises aux instants deux et trois (t2 et t3)). D'autres différences de vitesse peuvent être prévues. L'axe du temps peut être généralisé, tel que chaque instant représentant une période. Si les données paramétriques de RM et les données paramétriques 25 ultrasonores ne représentent pas l'instant identique, les deux peuvent représenter la région du patient dans une plage de temps. Une plage d'une taille quelconque peut être utilisée, telle que 2, 1, 0,1, 0,01, ou 0,5 seconde(s). Les instants pour chaque trame ou volume de données peuvent être relatifs à un événement ou cycle déclencheur (par exemple une destruction d'agents de 30 contraste). Par exemple, les données paramétriques ultrasonores d'une trame ou d'un volume peuvent représenter le patient à une onde R du cycle cardiaque et être acquises à 1:23:45 pm. Les données paramétriques de RM d'une trame peuvent représenter le patient à l'onde R également, mais être acquises à 5:43:21 pm. Les deux peuvent se voir attribuer l'instant t1 puisque les données représentent le même instant par rapport au cycle cardiaque. À titre d'alternative, les deux types de données peuvent être acquises à un instant absolu identique ou s similaire (par exemple avec une même période). Un horodatage d'acquisition pour chaque trame ou volume est utilisé pour aligner les données paramétriques de RM avec les données paramétriques ultrasonores dans le domaine temporel. À l'action 40, les données paramétriques de RM et ultrasonores sont passées à une résolution commune. La résolution spatiale pour les données 10 paramétriques de RM et ultrasonores peut être différente. Par exemple, la distribution spatiale d'emplacements à l'intérieur de la région du patient représentée par les différents types de données est différente. Une interpolation, une extrapolation, un filtrage, une décimation, un échantillonnage à la baisse, un échantillonnage à la hausse, ou autre conversion est prévu(e). les données 15 paramétriques de RM sont converties à la résolution ou à la grille d'échantillonnage des données paramétriques ultrasonores, ou vice-versa. Les deux types de données peuvent être convertis à une troisième résolution de grille d'échantillonnage. À l'action 42, les séquences de données de RM et/ou ultrasonores sont 20 corrigées pour un mouvement. La correction aligne des emplacements représentés par des données dans le temps. Lorsqu'un mouvement fait qu'un emplacement est décalé par rapport au balayage, les emplacements peuvent être alignés par une compensation de mouvement. Un algorithme d'estimation de mouvement est utilisé pour générer des 25 données paramétriques ultrasonores compensées pour le mouvement. Le décalage de mouvement (par exemple rotation, translation et/ou échelle) trouvé pour l'ultrason pour l'instant concerné est appliqué aux données paramétriques de RM. À titre d'alternative, l'estimation de mouvement est appliquée aux données paramétriques de RM et les mêmes paramètres de mouvement, après 30 interpolation temporelle, sont appliqués aux données paramétriques ultrasonores. Dans encore d'autres modes de réalisation, les données paramétriques de RM et les données paramétriques ultrasonores sont compensées séparément pour un mouvement. La correction de mouvement est appliquée aux données paramétriques. L'estimation de mouvement pour déterminer la correction utilise des données 5 d'anatomie. Les données d'anatomie utilisées pour dériver les données paramétriques ou des données d'anatomie acquises pendant le balayage pour les données paramétriques sont utilisées pour une compensation de mouvement. Une estimation de mouvement peut fonctionner plus précisément avec des caractéristiques d'anatomie. À titre d'alternative, l'estimation de mouvement est 10 effectuée avec les données paramétriques ou à la fois les données paramétriques et d'anatomie. Un recalage quelconque peut être utilisé pour une compensation de mouvement. Le recalage est rigide ou non rigide. Une fonction de coût de corrélation croisée locale (LCC), une somme minimum de différences absolues, 15 ou autre mesure de similarité est utilisée pour une estimation de mouvement. Les trames ou volumes de la séquence sont comparé(e)s en termes de différent mouvement possible. Différentes translations et/ou rotations sont testées. Pour chaque test, un niveau de similarité est calculé. La combinaison de transition et de rotation avec le niveau le plus élevé de similarité indique le mouvement entre les 20 trames ou volumes de données. Un quelconque motif de recherche peut être utilisé, tel qu'une optimisation numérique, une recherche de grossière à fine, une recherche basée sur des sous-ensembles, ou une utilisation de données décimées. Une mise à l'échelle peut être utilisée en plus d'une translation et d'une rotation. 25 Un mouvement est estimé entre la totalité des trames et volumes par rapport à une référence. À titre d'alternative, le recalage est effectué le long de la séquence entre des trames ou volumes temporellement adjacent(e)s. Le recalage est effectué dans deux ou trois dimensions. Une combinaison quelconque de degrés de liberté de translation et de rotation peut être utilisée, 30 telle que 6 degrés (3 axes de rotation et 3 axes de translation). Une mise à l'échelle ou des transformées non rigides peuvent être utilisées. La corrélation peut être basée sur la totalité des données dans les ensembles ou des données sous-échantillonnées. La corrélation peut être pour des données ou pour des caractéristiques. Par exemple, une pluralité de caractéristiques est identifiée par l'utilisateur ou automatiquement par un 5 processeur. Les caractéristiques sont corrélées entre trames ou volumes. Les caractéristiques peuvent être des limites de tissu, des régions tissulaires, des régions osseuses, des régions de fluide, des régions d'air, des combinaisons de celles-ci, ou autre caractéristique. Les données représentant les caractéristiques avec ou sans données environnantes sont utilisées pour la corrélation. Les 10 caractéristiques peuvent être identifiées dans un ensemble (par exemple un ultrason) pour une correspondance avec la totalité des données dans un autre ensemble, ou bien les caractéristiques d'un ensemble peuvent être mises en correspondance avec des caractéristiques d'un autre ensemble. Une fois que les translations et les rotations pour la séquence sont 15 déterminées, les trames ou volumes sont décalé(e)s en conséquence pour calculer les valeurs paramétriques fusionnées. Les valeurs paramétriques fusionnées peuvent être déterminées à partir des trames ou volumes décalé(e)s. À titre d'alternative, le mouvement est utilisé pour sélectionner des données des différent(e)s trames ou volumes pour calculer les valeurs paramétriques 20 fusionnées. À l'action 44, des valeurs paramétriques fusionnées sont calculées à partir des données paramétriques de RM et ultrasonores. Des valeurs paramétriques d'un ultrason et d'une RM sont combinées pour former des valeurs fusionnées. Les valeurs pour le paramètre sont combinées, tel qu'en combinant des 25 températures de RM et d'ultrason. Un type quelconque de combinaison peut être utilisé, tel qu'une combinaison pondérée. La pondération permet un accent plus fort sur un type de données par rapport à un autre, tel qu'une pondération de paramètres de RM plus forte que pour l'ultrason pour augmenter un rapport signal-bruit. 30 La combinaison est celle de valeurs de paramètres pour un emplacement donné. Par exemple, des données de paramètres de RM et ultrasonores sont prévues pour un champ de 200x200 pixels. Pour un emplacement donné à 2 9885 80 21 compensation de mouvement (x,y (par exemple x=50, y=123)), les valeurs de paramètres pour cet emplacement à partir de la séquence sont combinées. Les valeurs de paramètres à l'emplacement x,y dans le temps pour à la fois la RM et l'ultrason sont utilisées pour déterminer les valeurs paramétriques fusionnées pour cet emplacement. Un calcul de moyenne ou un filtrage spatial(e) peut être utilisé avant la combinaison. Le calcul des valeurs fusionnées est répété pour différents emplacements en utilisant les données paramétriques appropriées à cet emplacement. La combinaison est celle de valeurs paramétriques pour différents instants. 10 Les données paramétriques fusionnées représentent un échantillonnage temporel à un certain taux. Le taux est identique au ou différent du taux d'acquisition par RM ou ultrasonore. Le débit de données d'images fusionnées peut même être supérieur au taux d'acquisition ultrasonore. Si l'image fusionnée devant être construite est à un instant auquel des données ultrasonores (Figure 2a) ou des 15 données de RM (Figure 2b) sont disponibles, la génération d'image fusionnée peut être considérée comme un processus de filtrage utilisant les données de RM et ultrasonores courantes et antérieures à l'intérieur de la fenêtre mobile sur l'axe du temps. Si l'image fusionnée devant être construite est à un instant auquel ni des données de RM, ni des données ultrasonores (Figure 2c) ne sont disponibles, 20 la génération d'image fusionnée peut être considérée comme un processus d'extrapolation utilisant les données de RM et ultrasonores antérieures à l'intérieur de la fenêtre mobile. Le processus de filtrage ou d'extrapolation pour générer des images paramétriques fusionnées est mis en oeuvre par un ajustement de courbe 25 quadratique par les moindres carrés pondéré par morceaux dans une fenêtre mobile. La taille (durée) de la fenêtre mobile est choisie de façon à être suffisamment longue pour couvrir au moins les deux points de données paramétriques de RM les plus récents. Les Figures 2a, 2b et 2c sont des exemples des fenêtres mobiles à des points dans le temps pour générer les 30 données fusionnées. Dans un autre mode de réalisation, la fenêtre mobile avec une taille est plus longue, telle que suffisamment longue pour couvrir les trois points de données paramétriques de RM ou plus les plus récents. Dans un mode de réalisation, un ajustement par les moindres carrés pondéré des valeurs paramétriques de RM et ultrasonores est effectué. D'autres fonctions d'ajustement peuvent être utilisées. Les valeurs de paramètres pour à la fois l'ultrason et la RM sont utilisées dans une même fonction pour déterminer la courbe ajustée. Une courbe quelconque peut être ajustée, telle qu'une fonction quadratique par morceaux ou un polynôme de haut degré. Pour ajuster la fonction quadratique par morceaux, une fonction d'énergie est minimisée. La fonction d'énergie inclut les valeurs paramétriques ultrasonores et de RM à partir d'une fenêtre mobile. Pour l'exemple de la Figure 2a, pour calculer la valeur d'image fusionnée à l'instant t4, la fenêtre mobile est formée et la fonction d'énergie inclut les valeurs paramétriques des instants Ti à t4. La valeur d'image de fusion f(t4) en un point quelconque (x,y) est obtenue par une courbe d'ajustement par les moindres carrés pondéré utilisant les valeurs paramétriques. Considérons la courbe quadratique f(t) = at2+bt+c. Des valeurs a, b, et c peuvent être obtenues en minimisant la fonction d'énergie suivante : E1 i= Données paramétriques ultrasonores Données paramétriques de RM où Ut; est la valeur paramétrique ultrasonore du point (x,y) à l'instant t, Uri est la valeur paramétrique de RM du point (x,y) à l'instant Ti, et wu et wm sont des coefficients de pondération pour les valeurs paramétriques ultrasonores et de RM, respectivement. Par une minimisation, a, b et c peuvent être estimés et la valeur paramétrique fusionnée, f, à l'instant t4 peut être calculée. Les poids sont attribués tel qu'il est désiré. Par exemple, les poids sont égaux. Comme un autre exemple, les poids pour les valeurs de paramètres de RM sont supérieurs. Une quelconque pondération relative peut être utilisée. Les poids fixent la contribution relative à la courbe ajustée du type particulier de données. En utilisant la courbe d'ajustement dans une fenêtre mobile, une valeur paramétrique fusionnée peut être calculée. La fenêtre mobile est mise à jour à différents emplacements ou instants et est donc la courbe d'ajustement. Des valeurs paramétriques fusionnées sont fournies pour la totalité des emplacements ou des instants selon ce qui est requis par le débit de données de sortie désiré. À l'action 46, une séquence des images est délivrée en sortie. Chaque image est une fonction des données paramétriques fusionnées. Les valeurs pour chaque emplacement de chaque image dans la séquence sont fournies par la courbe d'ajustement respective. Les emplacements sont répartis dans deux ou trois dimensions. Les images représentent le paramètre pour la région du patient à différents instants. Une quelconque technique de modulation ou d'affichage de couleur ou d'échelle de gris pour l'imagerie paramétrique peut être utilisée. Par exemple, chaque pixel représente un emplacement. L'intensité et/ou la couleur de pixel sont/est modulée(s) par la valeur paramétrique fusionnée pour cet instant et 15 cet emplacement. Les images sont délivrées en sortie pour affichage, telles que délivrées en sortie à un afficheur. À titre d'alternative, les sont délivrées en sortie dans une base de données, telles que délivrées en sortie pour récupération ultérieure. La courbe par les moindres carrés pondérée est utilisée pour générer des 20 images paramétriques fusionnées à haut débit de trames. La séquence d'images fusionnées peut être affichée au débit associé avec l'acquisition par ultrason ou un autre débit, tel qu'un débit en temps réel de vingt trames ou volumes ou plus par seconde. Le débit peut être supérieur à la vitesse d'acquisition par RM. Des images séparées pour les modalités séparées peuvent également être 25 prévues. L'image paramétrique fusionnée peut être superposée comme une couleur sur une image d'anatomie en échelle de gris. Des superpositions graphiques ou autre information sur ou dans les images paramétriques fusionnées peuvent être présentées à l'utilisateur. Les images sont des rendus de données de volumes ou sont des représentations planes d'un plan. Le plan peut être un plan 30 de balayage ou peut être un plan extrait d'un volume balayé. La Figure 3 montre un système 10 pour une fusion d'images paramétriques par résonance magnétique et ultrasonores. Le système 10 inclut une mémoire 12, un système de RM 14, un système ultrasonore 16, un transducteur 18, un processeur 26, et un afficheur 28. Des composants additionnels, différents ou en nombre moindre peuvent être prévus. Par exemple, un réseau ou une connexion réseau est prévu(e), tel(le) que pour une mise en réseau avec un réseau d'imagerie médicale ou un système d'archivage de données. Comme un autre exemple, des transducteurs 18 séparés sont utilisés pour acquérir des données d'élastographie par RM et des données ultrasonores. Dans un autre exemple, une interface utilisateur est prévue. Le système de RM 14, le transducteur 18, et le système ultrasonore 16 peuvent ne pas être prévus dans certains modes de réalisation, tel que lorsque les données paramétriques ultrasonores et de RM sont acquises par transfert ou d'un stockage. Le processeur 26 et l'afficheur 28 sont des parties d'un système d'imagerie médicale, tel que le système ultrasonore 16 de diagnostic ou de thérapie, le système de RM 14, ou autre système. À titre d'alternative, le processeur 26 et l'afficheur 28 sont des parties d'un système d'archivage et/ou de traitement d'images, tel qu'associé avec une station de travail ou un serveur de base de données de dossiers médicaux. Dans d'autres modes de réalisation, le processeur 26 et l'afficheur 28 sont un ordinateur personnel, tel qu'un ordinateur de bureau ou un portable, une station de travail, un serveur, un réseau ou des combinaisons de ceux-ci. L'afficheur 28 est un moniteur, un LCD, un projecteur, un afficheur à plasma, un CRT, une imprimante ou autre dispositif connu aujourd'hui ou développé ultérieurement pour délivrer en sortie des informations visuelles. L'afficheur 28 reçoit des images, des graphiques, ou autre information du processeur 26, de la mémoire 12, du système de RM 14, ou du système ultrasonore 16. Une ou plusieurs image(s) représentant une élasticité, une thermométrie, une perfusion, des combinaisons de celles-ci, ou autres paramètres d'un patient est/sont affichée(s). Au moins certaines des valeurs pour les paramètres de l'image sont déterminées, au moins en partie, à partir à la fois des valeurs de paramètres de RM et ultrasonores. Par exemple, une image rendue à partir d'un ensemble de données tridimensionnelles de valeurs paramétriques fusionnées est prévue adjacente à une image d'un balayage par ultrasons en temps réel et/ou une image d'un balayage d'anatomie par RM. Des images paramétriques ultrasonores ou de RM sans fusion peuvent être également affichées. Des images bidimensionnelles présentant une région plane du patient peuvent être affichées. 5 L'un quelconque des types de données peut être combiné pour former une image ou affiché séparément sensiblement en même temps. Le système de résonance magnétique (RM) 14 inclut un cryoaimant, une bobine de gradient, et une bobine de corps dans une cabine RF, telle qu'une pièce isolée par une cage de Faraday. Un tunnel de sujet d'examen tubulaire ou 10 latéralement ouvert renferme un champ de vision. Un agencement plus ouvert peut être prévu. Un lit de patient (par exemple un brancard ou une table de patient) supporte un sujet d'examen, tel qu'un patient avec ou sans une ou plusieurs bobine(s) locale(s). le lit de patient peut être déplacé à l'intérieur du tunnel de sujet d'examen afin de générer des images du patient. Les signaux 15 reçus peuvent être transmis par l'agencement de bobines locales au récepteur RM par l'intermédiaire, par exemple, d'un câble coaxial ou d'une liaison radio (par exemple par l'intermédiaire d'antennes) pour une localisation. D'autres parties du système de RM sont prévues au sein d'un même logement, à l'intérieur d'une même pièce (par exemple à l'intérieur de la cabine de 20 fréquences radio), sur un même site, ou connectées à distance. Les autres parties du système de RM peuvent inclure des bobines locales, des systèmes de refroidissement, des systèmes de génération d'impulsions, des systèmes de traitement d'images, et des systèmes d'interface utilisateur. Un quelconque système d'imagerie par RM connu aujourd'hui ou développé ultérieurement peut 25 être utilisé. L'emplacement des différents composants du système de RM 14 est à l'intérieur ou à l'extérieur de la cabine RF, tels que les composants de traitement d'images, de tomographie, de génération d'énergie d'alimentation, et d'interface utilisateur étant à l'extérieur de la cabine RF. Des câbles d'alimentation, des lignes de refroidissement, et des câbles de communication connectent les systèmes de 30 génération d'impulsions, de commande d'aimant, et de détection à l'intérieur de la cabine RF avec les composants à l'extérieur de la cabine RF par l'intermédiaire d'une plaque filtrante. Le système de RM 14 est configuré par logiciel, matériel, ou les deux pour acquérir des données représentant un plan ou un volume dans le patient. Afin d'examiner le patient, différents champs magnétiques sont temporellement et spatialement coordonnés les uns avec les autres pour application au patient. Le cryoaimant génère un champ magnétique principal Bo statique fort dans la plage de, par exemple, 0,2 Tesla à 3 Tesla ou plus. Le champ magnétique principal Bo est approximativement homogène dans le champ de vision. Les spins nucléaires des noyaux atomiques du patient sont excités par des impulsions d'excitation en fréquence radio magnétiques qui sont transmises par l'intermédiaire d'une antenne en fréquence radio, telle qu'une bobine pour tout le corps et/ou une bobine locale. Des impulsions d'excitation en fréquence radio sont générées, par exemple, par une unité de génération d'impulsions commandée par une unité de commande de séquences d'impulsions. Après avoir été amplifiées en utilisant un amplificateur en fréquence radio, les impulsions d'excitation en fréquence radio sont acheminées jusqu'à la bobine de corps et/ou les bobines locales. La bobine de corps est une pièce unique ou inclut des bobines multiples. Les signaux sont dans une bande de fréquences donnée. Par exemple, la fréquence de RM pour un système de 3 Tesla est environ 123 MHZ ± 500 kHz. Différentes fréquences centrales et/ou largeurs de bande peuvent être utilisées. Les bobines de gradient irradient des champs de gradient magnétiques au cours d'une mesure afin de produire une excitation sélective en couches et pour un encodage spatial du signal de mesure. Les bobines de gradient sont commandées par une unité de commande de bobines de gradient qui, comme l'unité de génération d'impulsions, est connectée à l'unité de commande de séquences d'impulsions. Les signaux émis par les spins nucléaires excités sont reçus par la bobine locale et/ou la bobine de corps. Dans certaines procédures de tomographie par RM, des images ayant un rapport signal-bruit (RSB) élevé peuvent être enregistrées en utilisant des agencements de bobines locales (par exemple boucles, bobines locales). Les agencements de bobines locales (par exemple systèmes d'antennes) sont disposés à proximité immédiate du sujet d'examen sur (antérieur), sous (postérieur), ou dans le patient. Les signaux reçus sont amplifiés par des préamplificateurs en fréquence radio associés, transmis sous forme analogique ou numérisée, et traités plus avant et numérisés par le récepteur RM. Les données mesurées enregistrées sont stockées sous forme numérisée comme des valeurs numériques complexes dans une matrice d'espace k. Une transformée de Fourier uni ou multidimensionnelle reconstruit l'espace objet ou patient à partir des données de matrice d'espace k. Le système de RM 14 peut être configuré de façon à acquérir différents types de données. Par exemple, les données de RM représentent l'anatomie du patient. Les données de RM représentent la réponse aux champs magnétiques et aux impulsions en fréquence radio d'un tissu. Un tissu quelconque peut être représenté, tel qu'un tissu mou, un os, ou le sang. Le système de RM 14 peut être configuré de façon à acquérir des informations fonctionnelles ou anatomiques spécialisées. Par exemple, des données de diffusion pondérées T1 ou de RM pondérées T2 sont acquises. Dans 15 un mode de réalisation, le système de RM 14 est configuré de façon à acquérir une élastographie, une thermométrie, une perfusion, ou autre information paramétrique. Pour une élastographie par RM, le transducteur 18 peut appliquer une force de rayonnement acoustique focalisée sur un ou plusieurs emplacement(s) dans le patient. En réponse à une sommation en phase de 20 l'énergie acoustique à partir des éléments du transducteur 18, l'énergie acoustique faut qu'une onde longitudinale et/ou de cisaillement se propage à partir de la région focale. Le balayage par RM est utilisé pour mesurer un déplacement. L'amplitude de déplacement peut indiquer une caractéristique élastique du tissu. D'autres techniques d'élastographie par RM peuvent être utilisées. 25 Le système de RM 14 balaye le patient dans le temps. Une séquence de trames ou de volumes de données de RM est acquise. Les données de RM sont utilisées pour dériver les valeurs paramétriques pour différents emplacements dans la zone ou le volume. Ces valeurs paramétriques de RM peuvent être associées avec un meilleur rapport signal-bruit, mais un débit de trames ou de 30 volumes moins rapide que le même paramètre acquis en utilisant le système ultrasonores 16. 2 9 885 80 28 Le système ultrasonores 16 est un quelconque système d'imagerie par ultrasons connu aujourd'hui ou développé ultérieurement. Par exemple, le système ultrasonores 16 inclut le transducteur 18 pour convertir entre énergies acoustique et électrique. Des formeurs de faisceaux de transmission et de réception retardent relativement et apodisent des signaux pour différents éléments du transducteur 18. Une détection en mode B, Doppler, ou autre est mise en oeuvre sur les signaux formés en faisceaux. Un convertisseur de balayage, une mémoire, un processeur d'imagerie tridimensionnelle, et/ou autres composants peuvent être prévus. Le transducteur 18 est une matrice uni, bi ou multidimensionnelle d'éléments à membrane piézoélectriques ou capacitifs. Dans un mode de réalisation, le transducteur 18 est un transducteur de type manuel ou sur machine pour un positionnement contre le et à l'extérieur du patient. Dans un autre mode de réalisation, le transducteur 18 est une partie d'une sonde destinée à une utilisation à l'intérieur du patient, telle qu'une sonde transoesophagienne. Par exemple, le transducteur 18 est une matrice unidimensionnelle d'éléments dans ou sur un cathéter utilisé pour une intervention ou à une fin différente. Dans encore un autre mode de réalisation, le transducteur est positionné dans un lit de patient du système de RM ou par un robot pour une utilisation sur le patient tandis que celui-ci est dans le tunnel de RM pour balayage. Les données ultrasonores sont délivrées en sortie dans un format de coordonnées cartésiennes à coordonnées polaires ou converties par balayage. Une énergie acoustique est utilisée pour balayer un plan et/ou un volume. Par exemple, un volume est balayé par balayage séquentiel d'une pluralité de plans adjacents. Un format ou une technique de balayage quelconque peut être utilisé(e). Le volume balayé peut couper ou inclure la totalité du volume de patient. Par exemple, la poitrine est balayée avec un ultrason le long d'un ou plusieurs plan(s) bidimensionnel(s). Le système ultrasonores 16 est configuré pour dériver des valeurs paramétriques. Par exemple, une température, une perfusion, une élasticité, ou autres caractéristiques de paramètre sont calculées. Les valeurs de paramètres sont déterminées à partir de données détectées, telles qu'un tissu, un flux, et/ou des agents de contraste détectés. Les valeurs de paramètres sont dérivées pour chacun(e) d'une séquence de trames ou de volumes. Les trames ou volumes ont un débit dans la séquence supérieur au débit de trames ou volumes paramétriques de RM. La mémoire 12 est une mémoire de traitement graphique, une mémoire vidéo à accès aléatoire, une mémoire à accès aléatoire, une mémoire système, une mémoire cache, un disque dur, un support optique, un support magnétique, un lecteur flash, un tampon, une base de données, des combinaisons de ceux-ci, ou autre dispositif de mémoire connu aujourd'hui ou développé ultérieurement pour stocker des données ou des informations vidéo. La mémoire 12 est une partie d'un système d'imagerie, une partie d'un ordinateur associé avec le processeur 26, une partie d'une base de données, une partie d'un autre système, ou un dispositif indépendant. La mémoire 12 stocke des ensembles de données (par exemples des trames ou des volumes) représentant chacun un volume tridimensionnel de patient ou un plan bidimensionnel de patient. Le volume ou le plan de patient est une région du patient, telle qu'une région à l'intérieur de la poitrine, de l'abdomen, d'une jambe, de la tête, d'un bras, oud e combinaisons de ceux-ci. Le volume de patient est une région balayée par le système de RM 14 et le système ultrasonores 16. Un type quelconque de données peut être stocké, tel que des données d'images médicales (par exemple des données paramétriques ultrasonores et de RM et des données d'anatomie ultrasonores). Les données représentent le patient dans le temps, tel qu'avant ou pendant un traitement ou autre procédure. Les données stockées sont interpolées ou converties en une grille bi ou tridimensionnelle à espacement régulier ou sont à un format de balayage. Les données pour différentes modalités peuvent être transformées pour être sur une même grille ou sous un même format. Les données pour différents instants peuvent être modifiées pour prendre en compte un mouvement. La mémoire 12 ou autre mémoire est un support de stockage non transitoire lisible par un ordinateur stockant des données représentant des instructions exécutables par le processeur 26 programmé pour une fusion d'images paramétriques par résonance magnétique et ultrasonores. Les instructions pour mettre en oeuvre les processus, les procédés et/ou les techniques discutés ici sont prévues sur des supports de stockage lisibles par un ordinateur ou des mémoires, telles qu'un cache, un tampon, une RAM, un support amovible, un disque dur ou autre support de stockage lisible par un ordinateur. Le support de stockage lisible par un ordinateur inclut divers types de supports de stockage volatiles et non volatiles. Les fonctions, actions ou tâches illustrées sur les figures ou décrites ici sont exécutées en réponse à un ou plusieurs ensemble(s) d'instructions stockées dans ou sur un support de stockage lisible par un ordinateur. Les fonctions, actions ou tâches sont indépendantes du type particulier d'ensemble d'instructions, de support de stockage, de processeur ou de stratégie de traitement et peuvent être exécutées par un logiciel, un matériel, des circuits intégrés, un micrologiciel, un microcode et similaire, opérant seul ou en combinaison. De façon similaire, des stratégies de traitement peuvent inclure un traitement multiple, un traitement multitâches, un traitement parallèle, et similaire. Dans un mode de réalisation, les instructions sont stockées sur un dispositif de support amovible pour lecture par des systèmes locaux ou distants. Dans d'autres modes de réalisation, les instructions sont stockées en un emplacement distant pour un transfert par l'intermédiaire d'un réseau informatique ou sur des lignes téléphoniques. Dans encore d'autres modes de réalisation, les instructions sont stockées au sein d'un ordinateur, d'une UC, d'une GPU ou d'un système donné(e). Le processeur 26 est un processeur général, une unité de traitement centralisée, un processeur de commande, un processeur graphique, un processeur de signaux numériques, un processeur de rendu tridimensionnel, un processeur d'images, un circuit intégré à application spécifique, une matrice prédiffusée programmable par l'utilisateur, un circuit numérique, un circuit analogique, des combinaisons de ceux-ci, ou autre dispositif connu aujourd'hui ou développé ultérieurement pour fusionner des informations paramétriques de modalités multiples. Le processeur 26 est un dispositif unique ou des dispositifs multiples opérant en série, en parallèle, ou séparément. Le processeur 26 peut être un processeur principal d'un ordinateur, tel qu'un ordinateur portable ou de bureau, ou bien peut être un processeur pour gérer des tâches dans un système plus important, tel que les systèmes de RM ou ultrasonore 14, 16. Le processeur 26 est configuré par logiciel et/ou matériel. Le processeur 26 est configuré pour combiner des informations s paramétriques ultrasonores et de RM. Le processeur 26 reçoit les informations paramétriques des systèmes de RM et ultrasonore 14, 16. À titre d'alternative, le processeur 26 reçoit des données de RM et ultrasonores et génère les données paramétriques ultrasonores et les données paramétriques de RM. Le processeur 26 peut filtrer ou de toute autre manière traiter les données paramétriques avant 10 combinaison. Par exemple, le processeur 26 convertit les données à un(e) même format ou résolution. Comme un autre exemple, le processeur 26 corrige pour un mouvement par l'intermédiaire des séquences de données. Le processeur 26 peut assembler les séquences, tel qu'en déterminant un alignement temporel de la séquence ultrasonore par rapport à la séquence de RM. 15 Le processeur 26 est configuré pour combiner les données paramétriques ultrasonores avec les données paramétriques de RM. Du fait de différentes vitesses de balayage ou d'acquisition, les données paramétriques fusionnées peuvent être générées à un débit correspondant aux données ultrasonores. Dans un mode de réalisation, le processeur utilise un ajustement des moindres carrés 20 pondéré des données de RM et ultrasonores de différents instants pour filtrer ou pour extrapoler. Un autre filtrage et une autre extrapolation peuvent être utilisés. Le processeur 26 délivre en sortie les données paramétriques combinées. Par exemple, des données de température, d'élasticité ou de perfusion représentant une pluralité d'emplacements dans un plan ou un volume sont 25 délivrées en sortie. Les valeurs pour les données sont basées sur les deux modalités d'imagerie. Les données ultrasonores contribuent à une information temporelle, permettant des images paramétriques à un débit plus élevé que la RM seule. Les données de RM contribuent à un rapport signal-bruit, permettant des images paramétriques avec plus de signal que l'ultrason seul. 30 La sortie est composée de données avant conversion pour affichage ou de données d'images converties pour affichage. Par exemple, les données sont des données RVB pour des pixels sur un afficheur. Comme un autre exemple, les données représentent un volume avant rendu ou représentent un rendu bidimensionnel du volume. Bien que l'invention ait été décrite ci-dessus par référence à divers modes de réalisation, il doit être entendu que de nombreux changements et de nombreuses modifications peuvent être apportés sans se départir de la portée de l'invention. Il est donc désiré que la description détaillée qui précède soit considérée comme illustrative plutôt que limitative, et qu'il soit entendu que ce sont les revendications qui suivent, incluant tous les équivalents, qui visent à définir l'esprit et la portée de cette invention.