Brevet FR3049845A1 — publié le 20171013

ARRIERE-PLAN Les présents modes de réalisation se rapportent à des ultrasons de diagnostic médical. En particulier, des ultrasons sont utilisés pour estimer un paramètre de viscoélasticité. Une imagerie par vitesse d'onde de cisaillement classique utilise une impulsion de force de rayonnement acoustique (ARFI ; acoustic radiation force impulse) ou une impulsion de poussée pour générer des ondes de cisaillement. Un suivi d'ultrasons en des emplacements espacés latéralement du foyer de l'ARFI surveille la propagation de l'onde de cisaillement à l'écart de l'origine de l'onde de cisaillement au niveau du foyer de l'ARFI. Plusieurs facteurs affectent la qualité des mesures de vitesse d'onde de cisaillement, incluant la perte d'un rapport signal-bruit due à une atténuation et à un étalement de l'onde de cisaillement, des réflexions de l'onde de cisaillement au niveau de limites et d'hétérogénéités de tissu, et des artéfacts de mouvement dus à la transmission d'impulsions d'excitation multiples pour suivre et/ou augmenter la taille de la région d'imagerie. De plus, de longs temps de refroidissement sont nécessaires pour rester dans les limites d'indice mécanique (MI) et les limites thermiques du secrétariat américain aux produits alimentaires et pharmaceutiques (FDA ; Food and Drug Administration). BREF RESUME À titre d'introduction, les modes de réalisation préférés décrits ci-dessous incluent un procédé, un système, un support lisible par ordinateur, et des instructions pour une imagerie de viscoélasticité avec des ultrasons. La vitesse d'onde de cisaillement ou autre paramètre de viscoélasticité est mesuré(e) par suivi au niveau du foyer d'ARFI ou autre emplacement d'intensité élevée par rapport à la transmission d'ARFI. Plutôt que de suivre l'onde de cisaillement, la réponse de tissu à l'ARFI est mesurée. Un profil de déplacements dans le temps ou un spectre de ceux-ci est mesuré à l'emplacement. En trouvant une échelle du profil résultant en une corrélation suffisante avec un profil d'étalonnage, la vitesse d'onde de cisaillement ou autre paramètre de viscoélasticité peut être estimé(e). 3049845 2 Sous un premier aspect, un procédé est proposé pour une imagerie de viscoélasticité avec un échographe (scanner à ultrasons de diagnostic médical). L'échographe transmet à partir d'un transducteur une impulsion de force de rayonnement acoustique comme un faisceau de transmission avec un profil de 5 faisceau le long d'une ligne de balayage. Un formeur de faisceaux de réception de l'échographe mesure des déplacements comme une fonction du temps au sein du profil de faisceau le long de la ligne de balayage. Au moins certains des déplacements répondent à l'impulsion de force de rayonnement acoustique. Un processeur d'images génère un premier profil à partir des déplacements pour 10 un premier emplacement, calcule une pondération d'échelle du premier profil par rapport à un profil de référence, et estime une caractéristique de viscoélasticité sur la base de la pondération d'échelle. Un afficheur génère une image de la caractéristique de viscoélasticité. Selon les variantes, le procédé peut comprendre une ou plusieurs des 15 étapes ou caractéristiques suivantes : - la mesure comprend la mesure avec des faisceaux de réception colinéaires avec la ligne de balayage ; - la mesure comprend la mesure avec des faisceaux de réception simultanés le long de lignes de réception qui sont positionnées en des 20 emplacements avec des intensités dans une plage de 3 dB en-dessous d'une intensité de pic du faisceau de transmission à l'intérieur du profil de faisceau ; - la mesure comprend la mesure avant la transmission de l'impulsion de force de rayonnement acoustique et une pluralité de fois après la transmission de l'impulsion de force de rayonnement acoustique ; 25 - la mesure comprend la mesure des déplacements alors que le tissu se relâche après la cessation de l'impulsion de force de rayonnement acoustique en un emplacement focal de l'impulsion de force de rayonnement acoustique ; - la génération du premier profil comprend la génération du premier profil comme un profil dans le domaine temporel des déplacements comme une 30 fonction du temps ; - la génération du premier profil comprend la génération d'un spectre des déplacements comme une fonction du temps ; 3049845 3 - le calcul de la pondération d'échelle comprend la mise à l'échelle d'un axe du premier profil pour maximiser une corrélation avec le profil de référence ; - le calcul de la pondération d'échelle comprend la mise à l'échelle d'un 5 moment ou d'une fréquence du premier profil pour différentes quantités, la corrélation de résultats de chaque quantité de mise à l'échelle avec le profil de référence, et la sélection de la mise à l'échelle avec la plus grande corrélation ; - le calcul de la pondération d'échelle comprend le calcul d'une pondération d'échelle dépendant de la fréquence ; 10 - lequel l'estimation de la caractéristique de viscoélasticité comprend l'estimation de l'élasticité ; - l'estimation de la caractéristique de viscoélasticité comprend l'estimation de la vitesse d'onde de cisaillement avec la mesure étant celle de la relaxation de tissu depuis l'impulsion de force de rayonnement acoustique et 15 non d'une onde de cisaillement ; - l'estimation comprend l'estimation comme une fonction de la pondération d'échelle et d'une caractéristique connue d'un fantôme d'étalonnage associé au profil de référence ; - la génération comprend la génération de l'image avec une modulation 20 de pixels, un graphique, ou un texte alphanumérique pour la caractéristique de viscoélasticité. Sous un deuxième aspect, un système est proposé pour une imagerie de viscoélasticité. Un formeur de faisceaux de transmission est configuré pour transmettre une impulsion de poussée acoustique jusqu'à une région focale 25 dans un patient. Un formeur de faisceaux de réception est configuré pour délivrer en sortie des échantillons pour la région focale du patient. Un processeur d'images est configuré pour estimer la vitesse d'onde de cisaillement au niveau de la région focale à partir des échantillons sans suivi d'une onde de cisaillement dans le patient. Un afficheur est configuré pour 30 afficher la vitesse d'onde de cisaillement. Selon les variantes, le système peut comprendre une ou plusieurs des caractéristiques suivantes 3049845 4 - l'impulsion de poussée acoustique comprend une impulsion de force de rayonnement acoustique comme un faisceau de transmission focalisé au niveau de la région focale, et les échantillons sont des échantillons formés en faisceaux à partir d'un suivi de déplacement de tissu causé par l'impulsion de 5 force de rayonnement acoustique au niveau de la région focale ; - le processeur d'images est configuré pour générer des déplacements comme une fonction du temps de tissu au niveau de la région focale à partir des échantillons, pour calculer un facteur d'échelle pour le temps ou la fréquence des déplacements ajustés sur une mesure d'étalonnage pour un 10 fantôme, et estimer la vitesse d'onde de cisaillement à partir du facteur d'échelle et d'une vitesse connue pour le fantôme ; - le processeur d'images est configuré pour calculer le facteur d'échelle comme un facteur d'échelle dépendant de la fréquence et pour estimer la vitesse d'onde de cisaillement dépendant de la fréquence à partir du facteur 15 d'échelle dépendant de la fréquence ; le suivi, par un formeur de faisceaux de l'échographe, de déplacements le long d'un axe d'excitation d'une impulsion de force de rayonnement acoustique dans un tissu d'un patient, les déplacements causés par l'impulsion de force de rayonnement acoustique ; l'estimation, par un processeur d'images 20 de l'échographe, d'un paramètre de viscoélasticité à partir des déplacements le long de l'axe et des déplacements par rapport à un fantôme avec une valeur de viscoélasticité connue ; et la transmission du paramètre de viscoélasticité. Sous un troisième aspect, un procédé est proposé pour une imagerie de viscoélasticité avec un échographe (scanner à ultrasons de diagnostic médical). 25 Un formeur de faisceaux de l'échographe suit des déplacements le long d'un axe d'excitation d'une impulsion de force de rayonnement acoustique dans un tissu d'un patient. Les déplacements sont causés par l'impulsion de force de rayonnement acoustique. Un processeur d'images de l'échographe estime un paramètre de viscoélasticité à partir des déplacements le long de l'axe et des 30 déplacements par rapport à un fantôme avec une valeur de viscoélasticité connue. Le paramètre de viscoélasticité est transmis. 3049845 5 L'estimation peut comprendre la corrélation de déplacements comme une fonction du temps ou d'un spectre des déplacements comme une fonction du temps avec un profil pour le fantôme avec différentes échelles du temps ou de la fréquence, la sélection de l'échelle parmi les différentes échelles résultant 5 en une corrélation la plus grande, et l'estimation du paramètre de viscoélasticité comme une fonction de l'échelle et de la valeur de viscoélasticité connue. D'autres aspects et avantages de l'invention sont discutés ci-dessous en conjonction avec les modes de réalisation préférés. 10 BREVE DESCRIPTION DES DESSINS Les composants et les figures ne sont pas nécessairement à l'échelle, l'accent étant plutôt mis sur l'illustration des principes de l'invention. De plus, sur les figures, des numéros de référence semblables désignent des parties correspondantes sur les différentes vues. 15 La Figure 1 est un ordinogramme d'un mode de réalisation d'un procédé pour une imagerie de viscoélasticité avec un échographe ; la Figure 2 est un exemple d'image montrant un profil de faisceau d'un faisceau de transmission d'ARFI ; la Figure 3 montre un exemple de profils de déplacements dans le 20 domaine temporel d'un fantôme imitant un tissu dans un patient et d'un fantôme de référence ; la Figure 4 montre des exemples de spectres pour les profils de la Figure 3; la Figure 5 montre les exemples de spectres de la Figure 4 avec le 25 spectre pour le profil mesuré de tissu imité mis à l'échelle pour une corrélation plus forte avec le spectre du fantôme de référence ; et la Figure 6 est un schéma de principe d'un mode de réalisation d'un système pour une imagerie de viscoélasticité. 30 3049845 6 DESCRIPTION DETAILLEE DES DESSINS ET DES MODES DE REALISATION AUJOURD'HUI PREFERES Pour estimer une vitesse d'onde de cisaillement et/ou autres paramètres de viscoélasticité, des déplacements induits par une ARFI en un emplacement 5 le long de l'axe d'excitation sont mesurés. Le facteur optimal de mise à l'échelle pour une application au spectre du profil de déplacement temporel afin de mettre en correspondance un spectre du profil de déplacement à partir d'un fantôme bien caractérisé balayé en utilisant les mêmes conditions de transmission-réception que pour le tissu d'intérêt est trouvé. Le facteur optimal 10 de mise à l'échelle peut être trouvé en mettant en correspondance les profils de déplacements temporels plutôt que les spectres. Dans un mode de réalisation, la vitesse d'onde de cisaillement ou autre paramètre de viscoélasticité est estimé(e) en utilisant des déplacements suivis le long de l'axe d'excitation d'impulsions de poussée ARFI (1) dans le tissu 15 d'intérêt et (2) dans un fantôme bien caractérisé imitant un tissu balayé en utilisant les mêmes conditions de transmission-réception que pour le tissu d'intérêt. Une analyse dans le domaine fréquentiel ou le domaine temporel de la totalité du profil de déplacement, par opposition à une analyse temps-pics de profils de déplacements, est utilisée. La vitesse d'onde de cisaillement est 20 estimée en analysant le profil de déplacement en un emplacement spatial, par opposition à la recherche du rapport temps-pics du profil de déplacement sur la profondeur. Un fantôme étalonné imitant un tissu est utilisé pour la référence, mais des simulations numériques d'une large gamme de vitesses d'onde de cisaillement peuvent être utilisées pour la référence. 25 Du fait de la mesure de réponse de tissu à l'emplacement focal ou au sein du profil de faisceau de l'impulsion de poussée, une résolution spatiale et un rapport signal-bruit supérieurs résultent. Il peut également y avoir une sortie acoustique nécessaire réduite du fait d'un meilleur rapport signal-bruit et/ou de la non-nécessité de s'occuper de l'atténuation d'onde de cisaillement, résultant 30 en des temps de refroidissement plus courts. Puisque l'onde de cisaillement n'est pas suivie, il peut y avoir moins de susceptibilité à des artéfacts de mouvement du fait de temps d'acquisition plus courts. 3049845 7 La Figure 1 montre un mode de réalisation d'un ordinogramme d'un procédé pour une imagerie de viscoélasticité avec un échographe (scanner à ultrasons de diagnostic médical). Plutôt que de suivre une onde de cisaillement, le déplacement de tissu d'un patient causé directement par l'ARFI est suivi. 5 L'échelle de ces déplacements ou d'une transformée en fréquence des déplacements pour correspondre à un profil étalonné est trouvée. L'échelle et la valeur de viscoélasticité pour l'étalonnage sont utilisées pour estimer la valeur de viscoélasticité pour le tissu du patient. Le procédé est mis en oeuvre par le système 10 d'imagerie par ultrasons 10 de la Figure 6, le processeur d'images 22, ou un système et/ou processeur différent. Par exemple, le système 10 d'imagerie par ultrasons acquiert des échantillons pour mesurer un déplacement avec les formeurs de faisceaux de transmission et de réception 12, 16 et le transducteur 14, et le processeur d'images 22 estime le paramètre de viscoélasticité à partir des échantillons. 15 L'afficheur 27 affiche le paramètre de viscoélasticité estimé. Les actions de la Figure 1 sont exécutées dans l'ordre montré (de haut en bas) ou un ordre différent. Par exemple, les échantillons pour un déplacement sont mesurés à l'action 32 avant et après l'exécution de l'action 30. 20 Des actions additionnelles, différentes ou en nombre moindre par rapport à celles montrées sur la Figure 1 peuvent être utilisées. Par exemple, l'action 42 n'est pas exécutée. Comme un autre exemple, des actions pour balayer et générer des images en mode B ou autres images d'ultrasons sont ajoutées. À l'action 30, l'échographe utilise le transducteur pour appliquer une 25 contrainte au tissu. Par exemple, une ARFI focalisée au niveau d'une région d'intérêt ou d'un point est transmise. Lorsque l'ARFI est appliquée à une zone focalisée, une onde de cisaillement et/ou longitudinale peut être induite et se propager depuis cette zone focalisée. Ces ondes générées ne sont pas mesurées. L'ARFI contraint le tissu. Le tissu répond à la contrainte en se 30 déplaçant, ce qui est le mouvement qui est mesuré. Par rapport à un emplacement d'origine ou un état de repos, le tissu est déplacé. Au niveau de la région focale ou d'autres emplacements au sein du faisceau de transmission, 3049845 ce déplacement augmente et ensuite revient à zéro, résultant en un profil de déplacement temporel. Les propriétés de tissu affectent le déplacement dans le temps causé par l'ARFI. L'impulsion peut être générée par une forme d'onde pulsée cyclique d'un 5 nombrer quelconque de cycles (par exemple des dizaines ou des centaines de cycles). Par exemple, une force de rayonnement acoustique est transmise comme une impulsion pour appliquer une contrainte au tissu. Le front d'onde d'impulsion se propage jusqu'à la région d'intérêt, causant un mouvement du tissu. 10 La Figure 2 montre un exemple de profil de faisceau pour un faisceau de transmission ARFI. Le faisceau de transmission ARFI est transmis le long d'une ligne de balayage. Le faisceau de transmission a un profil par rapport à cette ligne de balayage. Le profil de faisceau apparaît comme une colonne verticale dans cet exemple de la Figure 2. Un centre de la colonne inclut une région 46 15 de plus grande intensité. Cette région 46 inclut l'emplacement focal du faisceau de transmission. Le faisceau de transmission a un profil de faisceau marqué par des emplacements de plus grande intensité acoustique. L'intensité acoustique diminue avec un espacement plus grand latéral et/ou en profondeur par rapport à la région focale. La région 46 ou le profil de faisceau peut être défini(e) sur la 20 base d'une quantité de réduction par rapport à une intensité de pic, telle que 3 dB, 6 dB, 10 dB, 20 dB ou autre quantité d'affaiblissement. Au sein du profil de faisceau, une intensité acoustique plus grande est fournie. L'action 32 est exécutée tandis que le tissu est soumis à et/ou récupère de la contrainte. Par exemple, la transmission et la réception ont lieu après 25 application ou changement de la contrainte et avant que le tissu n'atteigne un état de repos. Pour référence pour déterminer une grandeur de déplacement, la transmission et la réception ont lieu avant l'application de l'ARFI et/ou après que le tissu est revenu à un état de repos. À l'action 32, l'échographe mesure des déplacements dans le temps. 30 L'échographe utilise un formeur de faisceaux de transmission pour transmettre une séquence de faisceaux de transmission. Une pluralité de signaux ultrasonores sont transmis au tissu réagissant à la contrainte. La pluralité de 3049845 9 signaux sont transmis 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. Lorsqu'une séquence d'événements de 5 transmission est exécutée, une séquence correspondante d'événements de réception est également exécutée à l'action 32. Un formeur de faisceaux de réception de l'échographe génère des échantillons en réponse à chaque événement de transmission. Un événement de réception est exécuté en réponse à chaque événement de transmission et avant l'événement de 10 transmission suivant. Pour un événement de transmission, un faisceau de transmission est formé. Les impulsions pour former les faisceaux de transmission sont d'un nombre quelconque de cycles. Par exemple, 1 à 3 cycles sont utilisés. Un(e) quelconque enveloppe, type d'impulsion (par exemple unipolaire, bipolaire, ou 15 sinusoïdale), ou forme d'onde peut être utilisé(e). 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 ou plusieurs emplacement(s) spatial/spatiaux. L'échographe 20 reçoit une séquence de signaux de réception, où des faisceaux de réception sont reçus en réponse à chacun des faisceaux de transmission dans la séquence de transmission. La réception est entrelacée avec la transmission de la séquence. Pour chaque événement de transmission, un événement de réception a lieu. 25 L'événement de réception est un intervalle continu pour recevoir des échos depuis la profondeur ou les profondeurs d'intérêt. L'événement a lieu après la fin de l'événement de transmission. 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 30 utilisé pour répéter une autre paire d'événements de transmission et de réception pour le(s) même(s) emplacement(s) spatial/spatiaux, fournissant 3049845 10 l'entrelacement (par exemple transmission, réception, transmission, réception, ...) pour mesurer la réponse de tissu dans le temps. La mesure de déplacements du tissu se fait le long d'un axe d'excitation par I'ARFI dans le tissu du patient. Par exemple, les mesures sont effectuées 5 pour la région 46, telle qu'un emplacement focal de la transmission d'ARFI. Plutôt que de suivre à l'extérieur de la région 46 pour des déplacements causés par une onde de cisaillement se déplaçant latéralement, le déplacement directement causé par l'ARFI à l'emplacement focal et/ou autre emplacement dans la région 46 d'intensité acoustique maximum est mesuré. Les échantillons 10 pour mesurer des déplacements sont acquis dans le temps alors que le tissu se déplace et à l'intérieur du profil de faisceau le long de la ligne de balayage. La réponse de tissu est détectée à une ou plusieurs profondeur(s) le long d'une ou plusieurs ligne(s) de balayage. Un balayage Doppler ou en mode B peut être utilisé pour mesurer un mouvement du tissu en réponse à la 15 contrainte. Une imagerie par ultrasons est exécutée avant, pendant et/ou après l'application de la contrainte ARFI. Des données ultrasonores sont reçues en réponse aux transmissions d'ultrasons. Les transmissions et les réceptions sont exécutées pour un emplacement spatial unique (par exemple un point focal de la contrainte appliquée), le long d'une ligne, sur une zone, ou sur un volume. 20 Une séquence de transmissions et de réceptions sont fournies pour chaque emplacement spatial pour un suivi dans le temps. En utilisant une réception de faisceaux de réception multiples en réponse à chaque suivi de transmission, des données ou des échantillons pour une pluralité d'emplacements et/ou de profondeurs latéralement espacé(e)s au sein de la région 46 peuvent être 25 reçu(e)s simultanément. Dans un mode de réalisation, les faisceaux de réception pour mesurer un déplacement sont le long de la même ligne de balayage que le faisceau de transmission ARFI. Les faisceaux de transmission et de réception pour le suivi sont colinéaires les uns avec les autres et avec le faisceau de transmission 30 ARFI. Dans d'autres modes de réalisation, les faisceaux de réception sont à un angle différent, mais coupent la ligne de balayage de transmission là où les déplacements sont mesurés. Dans encore d'autres modes de réalisation, une 3049845 11 formation de faisceaux de réception parallèles est utilisée. Deux faisceaux de réception ou plus (par exemple 4) sont formés en réponse à chaque faisceau de transmission. Les faisceaux de réception sont à l'intérieur de la région 46 mais peuvent être espacés de la ligne de balayage de transmission, fournissant 5 des échantillons pour une région autour d'un emplacement. De façon similaire, les profondeurs pour les échantillons utilisés sont à l'intérieur de la région 46 à une ou plusieurs profondeur(s). Que ce soit pour juste un emplacement ou pour des emplacements multiples latéralement et/ou axialement, les échantillons sont positionnés en des emplacements ayant une intensité acoustique dans le 10 faisceau de transmission ARFI qui est au moins à 3 dB d'emplacement d'une intensité acoustique de pic dans le faisceau de transmission ARFI (par exemple emplacement de profondeur focale). Par exemple, les emplacements sont dans la région 46. Des emplacements à l'extérieur de l'intensité de 3 dB peuvent être utilisés. 15 Les données ou échantillons formé(e)s en faisceaux sont acquis(es) alors que le tissu subit un déplacement. Certains échantillons du tissu à l'état de repos peuvent être acquis. Par exemple, les échantillons sont acquis avant l'application de l'ARFI et après l'application de l'ARFI. Avant l'application, le tissu peut être dans un état de repos ou exempt de déplacement. Une fois que 20 la transmission ARFI a lieu, le tissu est déplacé de sorte que des échantillons suivants sont ceux du tissu dans l'état déplacé jusqu'à ce que le tissu revienne à un état de repos. L'échantillonnage a lieu sur une plage quelconque de nombre de moments, tel que débutant avant ou après le faisceau de transmission ARFI et continuant une quantité quelconque de fois après la fin de 25 l'ARFI. Les échantillons sont acquis à une pluralité de moments. Les échantillons sont des données en fréquence radio (RF) ou en phase et en quadrature (IQ) délivrées en sortie par un formeur de faisceaux de réception. En réponse à une transmission d'énergie acoustique (par exemple un faisceau de transmission), des échos acoustiques viennent frapper des 30 éléments d'un transducteur. Les éléments convertissent les échos acoustiques en signaux électriques. Le formeur de faisceaux de réception additionne de façon cohérente les signaux provenant de différents éléments pour déterminer 3049845 12 la réponse de tissu à des emplacements particuliers d'échantillons. La sortie du formeur de faisceaux de réception est des données RF ou IQ. Les déplacements sont mesurés à partir des échantillons. L'échographe détermine un mouvement de tissu. Un mouvement de tissu est détecté comme 5 un déplacement dans une, deux ou trois dimensions. Un mouvement en réponse au faisceau de transmission ARFI peut être détecté. 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). 10 Un échantillon ou des échantillons de référence sont acquis avec le tissu à l'état de repos et est/sont utilisé(s) pour déterminer un déplacement à d'autres moments. Un 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 d'une ou plusieurs ligne(s) de balayage de réception est déterminé. 15 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 en IQ avant la détection peuvent être utilisées. Une corrélation, une corrélation croisée, une somme minimum de différences absolues ou autre mesure de similarité est utilisée pour déterminer 20 le déplacement entre balayages (par exemple entre la référence et le courant). Des données représentant des emplacements spatiaux répartis autour d'un emplacement de mesure sont corrélées avec les données de référence. Pour chaque profondeur ou emplacement spatial, une corrélation sur une pluralité de profondeurs ou emplacements spatiaux est exécutée. Le décalage spatial avec 25 la corrélation la plus élevée ou 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 30 balayage ou faisceaux peut être utilisé. Les mesures sont exécutées pour un nombre quelconque de lignes de balayage. Par exemple, quatre faisceaux de réception sont formés en réponse 3049845 13 à chaque transmission. Pour chaque profondeur, les déplacements par rapport à différents faisceaux de réception peuvent être combinés, tel que moyennés. Dans d'autres modes de réalisation, un seul faisceau de réception ou autres nombres de faisceaux de réception est/sont formé(s) en réponse à chaque 5 transmission. Après transmission de la force acoustique pour générer l'onde de cisaillement, des transmissions et réceptions en mode B sont exécutées de façon répétitive le long d'un nombre quelconque de lignes de balayage à l'intérieur de la région 46. Certaines des données ultrasonores, telles qu'au 10 début ou à la fin des répétitions, peuvent ne pas être une réponse au déplacement de tissu, et sont donc similaires à la référence. Chaque répétition surveille une même région ou de mêmes emplacements pour déterminer une réponse de tissu pour ces emplacements. En répétant la transmission des impulsions ultrasonores et la réception des échos ultrasonores dans le temps, 15 les déplacements dans le temps sont déterminés. La mesure est répétée. La répétition concerne différents événements de transmission et de réception. Un nombre quelconque de M répétitions peut être utilisé, tel qu'une répétition environ 50 à 100 fois. Les répétitions ont lieu aussi fréquemment que possible tandis que le tissu récupère de la contrainte, mais sans interférer avec la 20 réception. Le profil de déplacement temporel de tissu est obtenu en transmettant et en recevant de façon répétée des signaux de la même zone cible, de manière similaire au procédé Doppler. La Figure 3 montre un exemple de profil de déplacement 52. Au lieu d'utiliser un déplacement absolu, la Figure 3 montre un déplacement 25 incrémentiel entre des paires de moments successifs. Le tissu continue à se déplacer tant que le déplacement incrémentiel est positif, et commence à se relaxer lorsque le déplacement incrémentiel devient négatif. Le déplacement vrai ou absolu, qui est l'intégrale du déplacement incrémentiel, peut être utilisé dans d'autres modes de réalisation. 30 Le déplacement est mesuré à partir d'un fantôme pour la Figure 3, mais serait mesuré à partir d'un tissu échantillonné d'un patient. Le moment 0 est le moment du faisceau de transmission ARFI. Les moments -2,0 à 0,0 3049845 14 milliseconde(s) sont des déplacements mesurés au niveau d'une région focale du faisceau de transmission ARFI avant la transmission. Les moments 0,1 à 8,0 milliseconde(s) sont des déplacements mesurés au niveau d'une région focale du faisceau de transmission ARFI après la transmission. Le tissu dans la région 5 46 se déplace de façon générale du fait de l'ARFI plutôt que d'une onde de cisaillement ou longitudinale générée par le faisceau de transmission ARFI. Ce déplacement est autour de 0 avant le faisceau de transmission ARFI, puis augmente jusqu'à environ 0,3 pm dans une fraction d'une milliseconde, puis revient vers et passe par l'état de repos pendant les moments 0,4 à 1,5 10 milliseconde. Après 1,5 milliseconde, le déplacement progresse vers l'état de repos. La Figure 3 montre également un profil de déplacement 50 pour un fantôme. En utilisant le même faisceau de transmission ARFI et la même mesure (par exemple mêmes événements de suivi de transmission et de 15 réception), le profil de déplacement pour un fantôme avec une élasticité connue est mesuré. Par exemple, le profil de déplacement 50 de la Figure 3 est celui d'un fantôme 5 kPa avec une vitesse de cisaillement de 1,25 m/s. D'autres sources d'étalonnage peuvent être utilisées, telles qu'un tissu vivant ou mort avec une vitesse de cisaillement connue. 20 Le profil de déplacement ou un spectre du profil de déplacement utilisé pour l'étalonnage peut être mesuré par l'échographe ou peut être mesuré par un échographe différent. Ce profil d'étalonnage est stocké dans l'échographe. En référence à nouveau à la Figure 1, un processeur d'images de l'échographe estime un paramètre de viscoélasticité à partir des déplacements 25 à l'action 36. Des déplacements mesurés dans le temps pour un ou plusieurs emplacement(s) le long de l'axe représenté par la région ARFI 46 sont utilisés. Les déplacements à partir du fantôme avec la valeur de viscoélasticité connue sont également utilisés. Les profils de déplacement 50 et 52 de la Figure 3 sont un exemple des déplacements utilisés pour estimer le paramètre de 30 viscoélasticité. Les déplacements sont pour un emplacement focal du faisceau de transmission ARFI, mais peuvent être pour d'autres emplacements au sein de la région 46. Lorsque des déplacements sont fournis pour des 3049845 15 emplacements multiples au sein de la région 46, les déplacements pour les mêmes moments peuvent être moyennés. Les actions 38 et 40 sont un exemple pour estimer le paramètre de viscoélasticité à l'action 36. Des actions additionnelles, différentes ou en 5 nombre moindre peuvent être prévues pour estimer à partir des déplacements. À l'action 38, le processeur d'images génère un profil. Le profil est généré à partir des déplacements pour un emplacement ou une région donné(e). Le profil est un graphique, une collection de mesures et/ou une courbe ajustée aux mesures. Le profil est une mesure d'amplitude le long d'un 10 axe et de temps ou de fréquence le long d'un autre axe. Dans un mode de réalisation, le profil est un profil dans le domaine temporel. Les déplacements comme une fonction du temps sont utilisés. Par exemple, la courbe 52 et/ou les déplacements comme une fonction du temps de la Figure 3 sont utilisés. L'amplitude de déplacement comme une fonction du 15 temps est générée. Dans un autre mode de réalisation, le profil est un spectre. Un spectre d'amplitude des déplacements comme une fonction du temps est généré. Les déplacements comme une fonction du temps sont transformés dans le domaine fréquentiel. L'échographe ou un processeur de transformées applique une 20 transformée de Fourier (par exemple transformée de Fourier rapide) ou autre transformée aux déplacements. La transformée résulte en un spectre pour l'emplacement. Lorsque des profils de déplacements sont fournis pour des emplacements multiples, les déplacements pour chaque moment sont moyennés, ou bien les spectres provenant des transformées pour chaque 25 emplacement sont moyennés. Lorsque la transformée est appliquée pour générer un profil, une transformée est également utilisée pour la source d'étalonnage. La Figure 4 montre un exemple. Les profils de déplacement 50, 52 de la Figure 3 sont transformés. Le spectre 56 résultant pour les déplacements de tissu (fantôme 30 imitant un tissu dans ce cas) est montré avec le spectre 54 résultant de la source d'étalonnage (un autre fantôme dans ce cas). Sur la Figure 4, les spectres 54, 56 sont normalisés. Par exemple, les amplitudes sont divisées par 3049845 16 l'amplitude maximum. Dans d'autres modes de réalisation, la normalisation n'est pas utilisée. Puisque le fantôme est plus rigide que le tissu (par exemple 5 kPa contre 10 kPa dans cet exemple), le spectre 54 pour le fantôme d'étalonnage à une largeur de bande plus large. Le spectre pour l'étalonnage 5 peut avoir une largeur de bande étroite. À l'action 40 de la Figure 1, le processeur d'images calcule une pondération d'échelle du profil 52, 56 du tissu par rapport au profil de référence 50, 54. La pondération d'échelle est un facteur d'échelle ajustant un axe, tel que l'axe du temps ou de la fréquence. Le profil 52, 56 est étiré ou rétréci 10 uniformément en temps ou en fréquence. L'axe des x est remis à l'échelle, et la pondération d'échelle indique la grandeur du changement ou de la mise à l'échelle. Sur les Figures 3 et 4, les contenus en grandeur et temps ou fréquence des profils 50 à 56 sont différents. Puisque la même ARFI et les mêmes 15 opérations de mesure en transmission et en réception sont utilisés, la différence est due à des différences de la matière balayée. Les différences de la matière balayée peuvent être quantifiées ou représentées par une vitesse de cisaillement et/ou une élasticité. En déterminant une quantité de différence, la vitesse de cisaillement et/ou l'élasticité peuvent/peut être estimée(s). 20 La vitesse d'onde de cisaillement et/ou l'élasticité sont/est estimée(s) à l'action 36 en trouvant à l'action 40 le facteur de mise à l'échelle optimal du profil 52, 56 du tissu sur le profil 50, 54 du fantôme ou autre tissu d'étalonnage. Le facteur de mise à l'échelle optimal temporel pour le profil de déplacement 52 sur l'axe du tissu ou le facteur d'échelle fréquentiel du spectre 56 du tissu pour 25 correspondre au profil d'étalonnage est trouvé. Pour trouver le facteur de mise à l'échelle optimal, une corrélation du profil 52, 56 du tissu tel que mis à l'échelle sur le profil 50, 54 de la source d'étalonnage est calculée. L'axe des x (temps ou fréquence) est mis à l'échelle pour maximiser la corrélation. L'axe des x est mis à l'échelle de différentes 30 quantités et les résultats de la mise à l'échelle sont corrélés, fournissant une mesure de corrélation pour chaque quantité de mise à l'échelle. La mise à 3049845 17 l'échelle et la corrélation sont répétées afin de trouver le facteur de mise à l'échelle optimal. Des mesures de similarité autres qu'une corrélation peuvent être utilisées. Un quelconque motif de recherche pour identifier le maximum peut 5 être utilisé. Dans d'autres modes de réalisation, une corrélation suffisante (par exemple au-dessus d'un seuil) est trouvée, plutôt que le maximum. La Figure 5 montre un exemple de recherche du facteur de mise à l'échelle, c, en utilisant les spectres 54, 56 de la Figure 4. Le spectre normalisé 54 de la référence et le spectre normalisé mis à l'échelle de l'échantillon 56 de 10 tissu imité sont mis en correspondance. Par exemple, le spectre 56 de la Figure 4 est mis à l'échelle de 1,36 pour correspondre, résultant en le chevauchement et la corrélation correspondante plus grande et/ou la plus grande montrés sur la Figure 5. La mise à l'échelle résultant en une correspondance ou corrélation la 15 plus grande ou suffisante est sélectionnée. Après détermination de la quantité de similarité du spectre 56 soumis à différentes mises à l'échelle, la mise à l'échelle avec la corrélation la plus grande est identifiée. Ce facteur de mise à l'échelle est sauvegardé ou utilisé pour estimer les caractéristiques de viscoélasticité du tissu échantillonné. 20 En utilisant les spectres comme les profils, Aéch(f) est le spectre de déplacement du tissu échantillonné sur l'axe (par exemple dans la région 46). Aréf(f) est le spectre de déplacement de la référence ou source d'étalonnage. Puisque les conditions de transmission-réception pour le tissu et la référence ou étalonnage sont les mêmes, alors Aréf(f)=Aéch(f). Le facteur de mise à l'échelle 25 ou pondération, c, est égal(e) au rapport de la vitesse d'onde de cisaillement de la référence ou source d'étalonnage, Vréf, sur la vitesse d'onde de cisaillement du tissu échantillonné, véch : c=vréf/véch- Le processeur d'images estime la caractéristique de viscoélasticité sur la base de la pondération d'échelle, c. Compte tenu que la vitesse d'onde de 30 cisaillement de la référence ou source d'étalonnage est connue et que le facteur de mise à l'échelle, c, est mesuré pour l'échantillon de tissu, la vitesse d'onde de cisaillement pour l'échantillon de tissu est calculée. Dans l'exemple 3049845 18 de la Figure 5, le facteur de mise à l'échelle est 1,36 et la vitesse d'onde de cisaillement connue ou étalonnée est 1,25 m/s. en résultat, la vitesse d'onde de cisaillement pour le tissu échantillonné est 1,7 m/s. Dans l'exemple des Figures 3 à 5, le tissu échantillonné est imité comme 5 un fantôme 10 kPa et la référence ou source d'étalonnage est un fantôme 5 kPa. Dans un autre exemple où le tissu échantillonné est imité comme un fantôme 20 kPa, c est mesuré comme 2,8, résultant en vée=2,6 m/s. Dans encore un autre exemple où le tissu échantillonné est imité comme un fantôme 40 kPa, c est mesuré comme 2,72, résultant en véch=3,4 m/s. Comme attendu, 10 la vitesse dans les fantômes à kPa le plus élevé est supérieure. D'autres paramètres ou caractéristiques de viscoélasticité peuvent être estimé(e)s. Par exemple, la relation connu de la vitesse d'onde de cisaillement à l'élasticité est utilisée pour déterminer l'élasticité. G=E/3=Vs2 où G est le module de cisaillement, E est le module de Young, et Vs est la vitesse d'onde 15 de cisaillement. En utilisant les profils comme les déplacements dans le domaine temporel, les mêmes calculs sont utilisés. Le facteur de mise à l'échelle est déterminé par corrélation et utilisé pour calculer la vitesse d'onde de cisaillement pour le tissu échantillonné. 20 En mesurant un déplacement de tissu, tel que pendant la relaxation du tissu après avoir été forcé à se déplacer par l'ARFI, le paramètre de viscoélasticité est estimé. La mesure est celle du déplacement causé directement par l'ARFI plutôt que celle d'une onde de cisaillement ou longitudinale générée par l'ARFI. En résultat, la mesure est exécutée au point 25 focal de la transmission d'ARFI ou sur d'autres emplacements dans la région 46 d'intensité acoustique supérieure du faisceau de transmission ARFI. Cela résulte en un rapport signal/bruit supérieur et/ou en ce qu'une énergie acoustique moindre étant utilisée par comparaison à la mesure de la vitesse de cisaillement par suivi d'une onde de cisaillement en des emplacements 30 latéralement espacés. Dans un autre mode de réalisation, la pondération d'échelle dépendant de la fréquence est calculée. Plutôt qu'un facteur de mise à l'échelle unique 3049845 19 pour une mise à l'échelle uniforme, un facteur de mise à l'échelle dépendant de la fréquence est trouvé. Un facteur de mise à l'échelle dépendant du temps peut être utilisé. La viscosité du tissu peut faire que la vitesse à différentes fréquences soit différente. Le décalage dans une fréquence donnée pour faire 5 correspondre les amplitudes normalisées des profils spectraux 54, 56 est trouvé pour une fréquence ou des fréquences quelconque(s). La variation de la mise à l'échelle comme une fonction de la fréquence ou du décalage lui-même pour une fréquence donnée est utilisée comme le facteur de mise à l'échelle. Le facteur de mise à l'échelle peut varier linéairement avec la fréquence, 10 impliquant que la vitesse d'onde de cisaillement varie linéairement avec la fréquence et permettant une estimation de la pente et/ou d'une interception comme une fonction de la fréquence. Un facteur de mise à l'échelle séparé peut être déterminé pour chaque fréquence. Une vitesse d'onde de cisaillement comme une fonction de la fréquence peut être déterminée. La variation de la 15 vitesse par rapport à la fréquence peut être utilisée pour calculer d'autres paramètres de viscoélasticité. À l'action 42, le processeur d'images, un afficheur, une interface de communications, ou autre dispositif transmet le paramètre de viscoélasticité. La transmission a lieu depuis le et/ou à l'intérieur de I'échographe. La transmission 20 se fait vers un autre dispositif, tel qu'une mémoire, un afficheur, un réseau, un serveur, une station de travail, une base de données de dossiers de patients, et/ou un serveur d'archivage d'images et de communications. Le paramètre de viscoélasticité est transmis comme des données ou intégré dans une image. Dans un mode de réalisation, la transmission se fait vers un afficheur. 25 Une valeur qui est une fonction du paramètre de viscoélasticité est affichée. La valeur est affichée comme un texte alphanumérique. La valeur est le paramètre de viscoélasticité lui-même (par exemple vitesse d'onde de cisaillement) et/ou est dérivée du paramètre de viscoélasticité. Dans des modes de réalisation différents ou additionnels, la valeur est incluse comme une partie d'un 30 graphique, tel que l'affichage du paramètre de viscoélasticité comme une fonction de la fréquence ou de l'emplacement. 3049845 20 Dans un autre mode de réalisation, la valeur est une partie d'une image représentant spatialement le paramètre de viscoélasticité. Par exemple, la vitesse d'onde de cisaillement est mesurée en deux emplacements différents ou plus. Les actions 32 à 40 sont répétées pour plus d'un emplacement dans la 5 région 46. En réponse à une transmission ARFI, les déplacements de tissu en différents emplacements dans le profil de faisceau de transmission de la transmission ARFI sont mesurés et utilisés pour estimer une vitesse d'onde de cisaillement spécifique à un emplacement. À titre d'alternative ou en outre, les actions 30 à 40 sont répétées pour différentes régions 46. La transmission ARFI 10 est répétée pour différents emplacements de tissu. Pour chaque faisceau de transmission ARFI, des déplacements sont mesurés pour un ou plusieurs emplacement(s). Les valeurs de la vitesse d'onde de cisaillement pour les différents emplacements modulent la couleur, la luminosité et/ou une nuance de l'image. Différents pixels dans l'image montrent les valeurs de viscoélasticité 15 correspondantes par l'intermédiaire de cette modulation. La valeur est affichée seule ou avec une autre image. Par exemple, une image en mode B ou autre image est fournie avec la valeur ou les valeurs représentant la relation. Lorsque la caractéristique de viscoélasticité est mesurée pour des emplacements multiples, une couleur ou autre modulation 20 dans une région d'intérêt dans l'image en mode B est affichée. Lorsque la caractéristique de viscoélasticité est mesurée pour un ou plusieurs emplacements, un texte alphanumérique montrant la valeur ou les valeurs est fourni comme une annotation ou une superposition sur l'image en mode B. La Figure 6 montre un mode de réalisation d'un système médical 10 pour 25 une imagerie de viscoélasticité. Le système médical 10 met en oeuvre le procédé de la Figure 1 ou un autre procédé. Le système médical 10 est un échographe utilisant des mesures de déplacement de tissu dû à une ARFI plutôt qu'à une onde de cisaillement ou longitudinale induite par l'ARFI. En mettant à l'échelle des déplacements mesurés dans le domaine temporel ou 30 fréquentiel et en corrélant avec une mesure étalonnée, une valeur pour une caractéristique de viscoélasticité est estimée pour une utilisation de diagnostic par un médecin. 3049845 21 Le système médical 10 inclut un formeur de faisceaux de transmission 12, un transducteur 14, un formeur de faisceaux de réception 16, un processeur d'images 22, une mémoire 28 et un afficheur 27. Des composants additionnels, différents ou en nombre moindre peuvent être prévus. Par exemple, le système 5 médical 10 inclut un détecteur en mode B ou autre. Comme un autre exemple, le processeur d'images 22, la mémoire 28 et/ou l'afficheur 27 sont fournis sans les composants frontaux, tels que les formeurs de faisceaux de transmission et de réception 12, 16. Dans encore un autre exemple, une interface utilisateur incluant une entrée d'utilisateur (par exemple une souris, une boule de 10 commande, un clavier, des boutons, des boutons rotatifs, des curseurs, et/ou un pavé tactile) est fournie pour une indication à l'utilisateur d'une région d'intérêt sur une image. Dans un mode de réalisation, le système médical 10 est un système à ultrasons de diagnostic médical. Dans un autre mode de réalisation, le système 15 10 est un ordinateur ou une station de travail. Le transducteur 14 est un réseau d'une pluralité d'éléments. Les éléments sont des éléments à membrane piézoélectriques ou capacitifs. Le réseau est configuré comme un réseau unidimensionnel, un réseau bidimensionnel, un réseau en 1,5D, un réseau en 1,25D, un réseau en 1,75D, 20 un réseau annulaire, un réseau multidimensionnel, un réseau en trèfle, des combinaisons de ceux-ci, ou tout autre réseau connu aujourd'hui ou développé ultérieurement. Les éléments de transducteur effectuent une transduction entre énergies acoustique et électrique. Le transducteur 14 se connecte avec le formeur de faisceaux de transmission 12 et le formeur de faisceaux de 25 réception 16 par l'intermédiaire d'un commutateur de transmission/réception, mais des connexions séparées peuvent être utilisées dans d'autres modes de réalisation. Les formeurs de faisceaux de transmission et de réception 12, 16 sont un formeur de faisceaux pour balayer avec le transducteur 14. Le formeur de 30 faisceaux de transmission 12, en utilisant le transducteur 14, transmet un ou plusieurs faisceau(x) dans un patient. Des formats de balayage Vector®, sectoriel, linéaire ou autres peuvent être utilisés. 3049845 22 Le formeur de faisceaux de transmission 12 est un processeur, un dispositif de retard, un filtre, un générateur de formes d'ondes, une mémoire, un rotateur de phases, un convertisseur numérique à analogique, un amplificateur, des combinaisons de ceux-ci ou tous autres composants de formeur de 5 faisceaux de transmission connus aujourd'hui ou développés ultérieurement. Dans un mode de réalisation, le formeur de faisceaux de transmission 12 génère des échantillons d'enveloppes. En utilisant un filtrage, des retards, une rotation de phases, une conversion numérique à analogique et une amplification, la forme d'onde de transmission désirée est générée. D'autres 10 générateurs de formes d'ondes peuvent être utilisés, tels que des impulseurs de commutation ou des mémoires de formes d'ondes. Le formeur de faisceaux de transmission 12 est configuré comme une pluralité de canaux pour générer des signaux électriques d'une forme d'onde de transmission pour chaque élément d'une ouverture de transmission sur le 15 transducteur 14. Les formes d'ondes sont unipolaires, bipolaires, étagées, sinusoïdales ou autres formes d'ondes d'une fréquence centrale ou d'une bande de fréquence désirée avec un nombre de cycles unique, multiple ou fractionnel. Les formes d'ondes ont un retard et/ou un phasage relatif(s) et une amplitude pour focaliser l'énergie acoustique. Le formeur de faisceaux de 20 transmission 12 inclut un contrôleur pour modifier une ouverture (par exemple le nombre d'éléments actifs), un profil d'apodisation (par exemple type ou centre de masse) sur la pluralité de canaux, un profil de retard sur la pluralité de canaux, un profil de phase sur la pluralité de canaux, une fréquence centrale, une bande de fréquences, une forme de forme d'onde, un nombre de cycles 25 et/ou des combinaisons de ceux-ci. Une origine de faisceau de transmission, une orientation et un foyer sont générés sur la base de ces paramètres de formation de faisceaux. Le formeur de faisceaux de transmission 12 génère un faisceau de transmission pour l'ARFI et pour mesurer des déplacements résultants. Les 30 faisceaux de transmission sont formés à différents niveaux d'énergie ou d'amplitude. Des amplificateurs pour chaque canal et/ou une taille d'ouverture commandent l'amplitude du faisceau transmis. Des faisceaux de transmission 3049845 23 pour déplacer un tissu peuvent avoir des amplitudes plus grandes que pour une imagerie ou une mesure de déplacement de tissu. À titre d'alternative ou en outre, le nombre de cycles dans l'impulsion ou la forme d'onde utilisée pour générer l'ARFI est plus grand que pour un suivi (par exemple 100 cycles ou 5 plus pour l'ARFI et 1 à 6 cycles pour un suivi). Le faisceau de transmission ARFI est transmis comme une impulsion de poussée acoustique. Le faisceau de transmission est focalisé sur un emplacement, causant une intensité acoustique accrue à l'emplacement et aux emplacements l'entourant le long d'une ligne de balayage. De façon similaire, 10 des faisceaux de transmission pour mesurer le déplacement de tissu à l'emplacement focal ou à des emplacements d'intensité accrue de la transmission ARFI sont générés le long de la même ligne de balayage et/ou sur les mêmes emplacements. Le formeur de faisceaux de réception 16 est un préamplificateur, un filtre, 15 un rotateur de phases, un dispositif de retard, un sommateur, un filtre en bande de base, un processeur, des tampons, une mémoire, des combinaisons de ceux-ci ou autres composants de formeur de faisceaux de réception connus aujourd'hui ou développés ultérieurement. Le formeur de faisceaux de réception 16 est configuré en une pluralité de canaux pour recevoir des signaux 20 électriques représentant des échos ou une énergie acoustique venant frapper le transducteur 14. Un canal de chacun des éléments de l'ouverture de réception au sein du transducteur 14 se connecte à un amplificateur et/ou un dispositif de retard. Un convertisseur analogique à numérique numérise le signal d'écho amplifié. Les données numériques en fréquence radio reçues sont démodulées 25 à une fréquence en bande de base. De quelconques retards de réception, tels que des retards de réception dynamiques et/ou des rotations de phase, sont ensuite appliqués par l'amplificateur et/ou le dispositif de retard. Un sommateur numérique ou analogique combine des données de différents canaux de l'ouverture de réception pour former un ou une pluralité de faisceau(x) de 30 réception. Le sommateur est un sommateur simple ou un sommateur en cascade. Dans un mode de réalisation, le sommateur de formation de faisceaux est configuré pour additionner des données de canaux en phase et en 3049845 24 quadrature d'une manière complexe de telle sorte que des informations de phase sont conservées pour le faisceau formé. Dans d'autres modes de réalisation, le formeur de faisceaux de réception additionne des données en fréquence radio. D'autres formeurs de faisceaux de réception peuvent être 5 utilisés. Le formeur de faisceaux de réception 16 est configuré pour former des faisceaux de réception en réponse aux faisceaux de transmission. Par exemple, le formeur de faisceaux de réception 16 reçoit un, deux, ou plusieurs faisceau(x) de réception en réponse à chaque faisceau de transmission pour 10 mesurer. Les rotateurs de phase, les dispositifs de retard et/ou les sommateurs peuvent être répétés pour une formation de faisceaux de réception parallèles. Un ou plusieurs des formeurs de faisceaux de réception parallèles peut/peuvent partager des parties de canaux, tel que partager une amplification initiale. Les faisceaux de réception sont colinéaires, parallèles et décalés ou non parallèles 15 aux faisceaux de transmission correspondants. Le formeur de faisceaux de réception 16 est configuré pour délivrer en sortie des échantillons pour un emplacement unique ou des emplacements multiples dans un patient. Le formeur de faisceaux de réception 16 délivre en sortie des échantillons représentant le ou les emplacement(s) dans la région 20 d'intensité plus élevée 46 du faisceau de transmission ARFI. Les échantillons sont sur l'axe, tel que à une ou plusieurs profondeur(s) à proximité de la ligne de balayage ARFI ou des emplacements dans la région d'intensité plus élevée 46 le long de la ligne de balayage ARFI. Lorsque les emplacements sont par rapport au faisceau de transmission ARFI, des échantillons d'échos du faisceau 25 de transmission ARFI ne sont pas formés. Les échantillons sont ceux d'échos de faisceaux de transmission pour mesurer un déplacement de tissu. Une fois que les données de canaux sont formées en faisceaux ou de toute manière combinées pour représenter un ou plusieurs emplacement(s) le long de la ligne de balayage 11, les données sont converties du domaine de 30 canaux en le domaine de données d'images. En répétant les opérations de transmission et de réception, des échantillons représentant l'emplacement dans le temps sont acquis. Des échantillons formés en faisceaux pour mesurer un 3049845 25 déplacement de tissu causé par l'ARFI au niveau de la région focale sont délivrés en sortie. Le processeur d'images 22 est un processeur de signaux numériques, un processeur général, un circuit intégré à application spécifique (ASIC), un 5 réseau prédiffusé programmable par l'utilisateur (FPGA), un processeur de commande, un ensemble de circuits numériques, un ensemble de circuits analogiques, une unité de traitement graphique, des combinaisons de ceux-ci, ou autre dispositif connu aujourd'hui ou développé ultérieurement pour mesurer des déplacements à partir d'échantillons formés en faisceaux et estimer une 10 vitesse d'onde de cisaillement ou autre paramètre de viscoélasticité à partir des déplacements. Le processeur d'images 22 est configuré par matériel, micrologiciel et/ou logiciel, tel que fonctionnant conformément à une instruction fournie dans la mémoire 28 ou une mémoire différente. Dans un mode de réalisation, le processeur d'images 22 est un processeur de signaux 15 numériques, un ASIC ou un FPGA spécifiquement pour appliquer une transformée de Fourier, et un autre dispositif (par exemple un calculateur ou un processeur) pour calculer le paramètre de viscoélasticité. Dans d'autres modes de réalisation, le processeur d'images 22 est un dispositif programmable qui exécute à la fois la transformée et le calcul. 20 Dans un mode de réalisation, le processeur d'images 22 est configuré pour estimer une vitesse d'onde de cisaillement au niveau de la région focale du faisceau de transmission ARFI à partir des échantillons représentant la région focale. Cette estimation est basée sur un déplacement du tissu causé par l'ARFI, non par l'onde de cisaillement induite. Sans suivi d'une onde de 25 cisaillement dans le patient, le processeur d'images 22 estime la vitesse d'onde de cisaillement à partir de déplacements dans la région focale ARFI ou région d'intensité supérieure. Le processeur d'images 22 génère des déplacements à partir des échantillons formés en faisceaux. En utilisant une corrélation ou autre mesure 30 de similarité, la quantité de déplacement de tissu à l'emplacement par rapport à un balayage de référence du tissu est déterminée. Le déplacement est déterminé pour chacun d'une pluralité de moments, donnant un profil de 3049845 26 déplacement. Le processeur d'images 22 peut appliquer une transformée de Fourier pour convertir le profil de déplacement (déplacement comme une fonction du temps) en un spectre. En utilisant le profil de déplacement ou le spectre, le processeur 5 d'images 22 calcule un facteur de mise à l'échelle pour le temps ou la fréquence des déplacements. Différents facteurs de mise à l'échelle sont appliqués au profil à partir des échantillons. Les courbes résultantes sont ajustées sur une courbe ou des mesures d'une source d'étalonnage, telle qu'un fantôme. Le facteur de mise à l'échelle résultant en une corrélation suffisante 10 ou la plus grande est sélectionné. Dans d'autres modes de réalisation, le processeur d'images 22 calcule un facteur de mise à l'échelle dépendant de la fréquence. Le processeur d'images 22 est configuré pour estimer la vitesse d'onde de cisaillement à partir du facteur de mise à l'échelle et d'une vitesse connue 15 pour le fantôme ou autre source d'étalonnage. Le rapport de vitesses du tissu échantillonné et de l'étalonnage est égal au facteur de mise à l'échelle, de sorte que le facteur de mise à l'échelle mesuré et la vitesse connue pour l'étalonnage sont utilisés pour calculer la vitesse d'onde de cisaillement du tissu échantillonné. Dans d'autres modes de réalisation, la vitesse d'onde de 20 cisaillement à partir d'un facteur de mise à l'échelle dépendant de la fréquence est estimée. Les vitesses d'ondes de cisaillement à différentes fréquences peuvent être estimées. Les échantillons ou autres données ultrasonores peuvent être utilisé(e)s pour générer une image. Un détecteur en mode B, un estimateur de flux (par 25 exemple un processeur Doppler), ou autre détecteur peut être fourni pour détecter des caractéristiques à partir des échantillons formés en faisceaux de réception. Un détecteur en mode B détecte l'intensité ou la puissance d'une rétrodiffusion acoustique. Un estimateur de flux détecte la vitesse, l'énergie ou une variance d'objets mobiles (par exemple un tissu ou un fluide). La détection 30 peut être utilisée pour générer une image à partir de laquelle une région d'intérêt pour une mesure de paramètre de viscoélasticité est sélectionnée. 3049845 27 Le détecteur, l'estimateur et/ou le processeur d'images 22 sont/est configuré(s) pour générer une image. L'image inclut le paramètre de viscoélasticité. Par exemple, un graphique de la vitesse d'onde de cisaillement par emplacement ou comme une fonction de la fréquence est généré comme 5 une image. Comme un autre exemple, un texte alphanumérique est généré comme une image, tel que « vitesse d'onde de cisaillement = 3,4 m/s ». Dans d'autres modes de réalisation, la valeur de viscoélasticité est fournie comme une annotation sur une image du patient, tel que sur une image en mode B. Dans encore d'autres modes de réalisation, un ou plusieurs pixel(s) 10 correspondant à des emplacements auxquels le paramètre de viscoélasticité est estimé est/sont modulé(s), tel qu'avec une couleur, pour montrer la valeur ou les valeurs du paramètre de viscoélasticité. La mémoire 28 est une mémoire vidéo à accès aléatoire, une mémoire à accès aléatoire, un support amovible (par exemple une disquette ou un disque 15 compact), un disque dur, une base de données, ou autre dispositif de mémoire pour stocker des données. La mémoire 28 est utilisée par le processeur d'images 22 pour stocker des échantillons, des déplacements, un spectre, des résultats de corrélation, un facteur de mise à l'échelle, un profil d'étalonnage (par exemple des déplacements comme une fonction du temps ou un spectre 20 de ceux-ci), un paramètre de viscoélasticité connu, et/ou un paramètre de viscoélasticité estimé. Les instructions pour mettre en oeuvre 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 25 support amovible, un disque dur ou autre support de stockage lisible par ordinateur, tel que représenté par la mémoire 28. Un support de stockage lisible par ordinateur inclut divers types de supports de stockage volatils et non volatils. Les fonctions, actions ou tâches illustrées sur les figures ou décrites ici sont exécutées en réponse à un ou plusieurs ensemble(s) d'instructions 30 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 3049845 28 traitement et peuvent être mises en oeuvre 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 multitâche ou parallèle, et similaire. 5 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, 10 les instructions sont stockées dans un ordinateur, une UC, une unité de traitement graphique ou un système donné(e). L'afficheur 27 est un afficheur à tube cathodique, un afficheur LCD, un afficheur à plasma, un projecteur, un moniteur, une imprimante, un écran tactile ou autre dispositif connu aujourd'hui ou développé ultérieurement. L'afficheur 15 27 reçoit les couleurs RVB, d'autres valeurs de couleurs, ou d'autres valeurs et délivre en sortie une image. L'image peut être une image en échelle de gris ou une image en couleur. L'image affiche des informations qui sont une fonction du paramètre de viscoélasticité, telle que montrant une vitesse d'onde de cisaillement. Une représentation alphanumérique, graphique, une annotation ou 20 autre représentation du paramètre de viscoélasticité ou de valeurs dérivées du paramètre de viscoélasticité est affichée dans une image sur l'afficheur 27. L'image peut ou non représenter en outre la région du patient balayée par les formeurs de faisceaux 12, 16 et le transducteur 14. Si l'invention a été décrite ci-dessus en référence à divers modes de 25 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, et qu'il est entendu que ce sont les revendications qui suivent, incluant tous les équivalents, qui 30 visent à définir l'esprit et la portée de cette invention. REVENDICATIONS1. Procédé d'imagerie de viscoélasticité avec un échographe, le procédé comprenant : la transmission à partir d'un transducteur d'une impulsion de force de rayonnement acoustique par l'échographe comme un faisceau de transmission avec un profil de faisceau le long d'une ligne de balayage ; la mesure, par un formeur de faisceaux de réception de l'échographe, de déplacements comme une fonction du temps au sein du profil de faisceau le 10 long de la ligne de balayage, au moins certains des déplacements répondant à l'impulsion de force de rayonnement acoustique ; la génération, par un processeur d'images, d'un premier profil à partir des déplacements pour un premier emplacement ; le calcul, par le processeur d'images, d'une pondération d'échelle du 15 premier profil par rapport à un profil de référence ; l'estimation, par le processeur d'images, d'une caractéristique de viscoélasticité sur la base de la pondération d'échelle ; et la génération sur un afficheur d'une image de la caractéristique de viscoélasticité. 20 2. Procédé selon la revendication 1 dans lequel la mesure comprend la mesure avec des faisceaux de réception colinéaires avec la ligne de balayage. 3. Procédé selon la revendication 1 dans lequel la mesure comprend la 25 mesure avec des faisceaux de réception simultanés le long de lignes de réception qui sont positionnées en des emplacements avec des intensités dans une plage de 3 dB en-dessous d'une intensité de pic du faisceau de transmission à l'intérieur du profil de faisceau. 30 4. Procédé selon la revendication 1 dans lequel la mesure comprend la mesure avant la transmission de l'impulsion de force de rayonnement 3049845 30 acoustique et une pluralité de fois après la transmission de l'impulsion de force de rayonnement acoustique. 5. Procédé selon la revendication 1 dans lequel la mesure comprend la 5 mesure des déplacements alors que le tissu se relâche après la cessation de l'impulsion de force de rayonnement acoustique en un emplacement focal de l'impulsion de force de rayonnement acoustique. 6. Procédé selon la revendication 1 dans lequel la génération du premier 10 profil comprend la génération du premier profil comme un profil dans le domaine temporel des déplacements comme une fonction du temps. 7. Procédé selon la revendication 1 dans lequel la génération du premier profil comprend la génération d'un spectre des déplacements comme une 15 fonction du temps. 8. Procédé selon la revendication 1 dans lequel le calcul de la pondération d'échelle comprend la mise à l'échelle d'un axe du premier profil pour maximiser une corrélation avec le profil de référence. 20 9. Procédé selon la revendication 1 dans lequel le calcul de la pondération d'échelle comprend la mise à l'échelle d'un moment ou d'une fréquence du premier profil pour différentes quantités, la corrélation de résultats de chaque quantité de mise à l'échelle avec le profil de référence, et la sélection de la mise 25 à l'échelle avec la plus grande corrélation. 10. Procédé selon la revendication 1 dans lequel le calcul de la pondération d'échelle comprend le calcul d'une pondération d'échelle dépendant de la fréquence. 30 11. Procédé selon la revendication 1 dans lequel l'estimation de la caractéristique de viscoélasticité comprend l'estimation de l'élasticité. 3049845 31 12. Procédé selon la revendication 1 dans lequel l'estimation de la caractéristique de viscoélasticité comprend l'estimation de la vitesse d'onde de cisaillement avec la mesure étant celle de la relaxation de tissu depuis 5 l'impulsion de force de rayonnement acoustique et non d'une onde de cisaillement. 13. Procédé selon la revendication 1 dans lequel l'estimation comprend l'estimation comme une fonction de la pondération d'échelle et d'une 10 caractéristique connue d'un fantôme d'étalonnage associé au profil de référence. 14. Procédé selon la revendication 1 dans lequel la génération comprend la génération de l'image avec une modulation de pixels, un graphique, ou un texte 15 alphanumérique pour la caractéristique de viscoélasticité. 15. Système pour une imagerie de viscoélasticité, le système comprenant : un formeur de faisceaux de transmission configuré pour transmettre une impulsion de poussée acoustique jusqu'à une région focale dans un patient, 20 l'impulsion de poussée acoustique comprenant une impulsion de force de rayonnement acoustique comme un faisceau de transmission focalisé au niveau de la région focale ; un formeur de faisceaux de réception configuré pour délivrer en sortie des échantillons pour la région focale du patient, les échantillons étant des 25 échantillons formés en faisceaux à partir d'un suivi de déplacement de tissu causé par l'impulsion de force de rayonnement acoustique au niveau de la région focale ; un processeur d'images configuré pour estimer la vitesse d'onde de cisaillement au niveau de la région focale à partir des échantillons sans suivi 30 d'une onde de cisaillement dans le patient, le processeur d'images étant configuré pour générer des déplacements comme une fonction du temps de tissu au niveau de la région focale à partir des échantillons, pour calculer un 3049845 32 facteur d'échelle pour le temps ou la fréquence des déplacements ajustés sur une mesure d'étalonnage pour un fantôme, et estimer la vitesse d'onde de cisaillement à partir du facteur d'échelle et d'une vitesse connue pour le fantôme ; et 5 un afficheur configuré pour afficher la vitesse d'onde de cisaillement. 16. Système selon la revendication 15 dans lequel le processeur d'images est configuré pour calculer le facteur d'échelle comme un facteur d'échelle 10 dépendant de la fréquence et pour estimer la vitesse d'onde de cisaillement dépendant de la fréquence à partir du facteur d'échelle dépendant de la fréquence.