FR2723835A1 - Procede pour creer des affichages de mode m anatomique - Google Patents
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Abstract
Procédé pour créer des affichages de mode M anatomique dans une étude à ultrasons de structures biologiques vivantes pendant le mouvement, par exemple, une fonction du coeur, en employant un transducteur ultrasonique (21) et consistant à acquérir des séquences temporelles d'images ultrasoniques 2D ou 3D (22), à disposer lesdites séquences temporelles de façon à constituer des ensembles de données, à fournir au moins une ligne de mode M virtuelle (23) enregistrée conjointement avec lesdits ensembles de données, à soumettre lesdits ensembles de données au traitement par ordinateur sur la base d'au moins unedite ligne de mode M virtuelle, effectuant ainsi l'interpolation le long d'au moins unedite ligne de mode M virtuelle, et à afficher l'affichage de mode M anatomique calculé résultant (24) sur l'écran (figure 2).
Description
Cette invention a trait à un procédé pour engendrer des affichages de mode
M anatomique dans une étude ultrasonique de structures biologiques vivantes en mouvement, par exemple, une fonction du coeur,
en employant un transducteur à ultrasons.
L'invention décrit une technique pour obtenir des affichages de mode M anatomiquement significatifs par extraction de données provenant d'images ultrasoniques 2D et 3D. On fait l'acquisition du mode M classique le long d'un faisceau acoustique d'un transducteur à ultrasons utilisé, affichant les données dépendantes du temps sur un écran avec le temps selon l'axe x et la profondeur selon l'axe y. La localisation de la ligne du mode M dans le mode M classique est limitée à l'ensemble des directions du faisceau qui peuvent être créées (balayées) par le transducteur. En cardiologie, l'utilisation du procédé de mode M est assez normalisée, nécessitant des coupes spécifiques à travers le coeur aux positions et angles classiques. Pour être capable de réaliser une bonne mesure du mode M, les critères importants sont: 1. La qualité de l'image. Les bordures et les interfaces entre les différentes structures du coeur doivent être clairement visibles. Un des facteurs les plus importants pour réaliser ceci, est de positionner le transducteur à ultrasons sur le corps concerné en un point o les propriétés acoustiques sont optimales. Ces endroits sont souvent désignés sous le terme de "fenêtres acoustiques". Sur des patients plus âgés, ces
fenêtres sont rares, et difficiles à trouver.
2. L'alignement. Les mesures du mode M normalisées nécessitent que l'enregistrement soit pris à des angles spécifiques, habituellement 90
degrés par rapport à la structure du coeur étudiée.
3. Mouvement. Lorsque le coeur bouge à l'intérieur de la poitrine pendant la contraction et la relaxation, une position correcte de ligne de mode M à un instant du cycle cardiaque peut être fausse à un autre instant du même cycle cardiaque. Ceci est très difficile à compenser manuellement, puisque la sonde doit être déplacée en synchronisme avec les battements cardiaques. Donc, la plupart des échographistes acceptent une direction fixe de compromis de la ligne du mode M, à savoir, le
faisceau du transducteur.
4. Analyse d'épaississement de la paroi. Avec les maladies coronaires, un paramètre important à observer est l'épaississement du muscle
ventriculaire gauche à diverses positions.
Dans de nombreux cas, il peut y avoir des problèmes à obtenir l'alignement correct dans une bonne fenêtre acoustique. Souvent, les bonnes fenêtres acoustiques donnent un mauvais alignement, et vice versa. Donc, l'échographiste ou l'utilisateur passe beaucoup plus de temps en efforts à essayer d'optimiser l'image pour les deux critères (alignement,
qualité de l'image).
Comme déjà mentionné ci-dessus, on connaît déjà les techniques pour les images de mode M basées sur le relevé d'un faisceau acoustique
unique comme fonction de temps.
Avec l'arrivée de la commande numérique à haute performance pour des réseaux de tranisducteurs à commande de phase, la possibilité existe d'acquérir des images 2D à des fréquences de trame très élevées (< 10 ms par image 2D). On stocke ces données 2D dans la mémoire vive (RAM) d'un ordinateur, avec une capacité de stockage suffisante pour conserver des données 2D enregistrées pendant un ou plusieurs cycles cardiaques complets. Des affichages de mode M peuvent être créés à partir de ces enregistrements avec une résolution temporelle adéquate. Selon la présente invention, ceci permet d'atteindre une grande flexibilité dans le positionnement des lignes du mode M. L'invention décrit comment on peut utiliser cette flexibilité pour améliorer le contenu de l'information
anatomique dans les affichages du mode M extraits.
L'invention s'applique également à l'extraction des affichages de mode M d'une séquence temporelle d'images 3D. En 3D, il est possible de compenser le mouvement 3D réel du ventricule. En se basant sur les enregistrements 2D, l'opérateur se bornera à la compensation des mouvements que l'on peut mesurer dans le plan de l'image. L'invention décrit aussi comment on peut utiliser les informations du mode M locales extraites à partir des acquisitions 3D pour..obternir un codage de la couleur de la paroi du ventricule représentant les informations concernant
l'épaississement de la paroi.
On peut'créer des affichages de mode M anatomique en temps réel pendant le balayage d'une image 2D ou pendant le balayage volumétrique en temps réel. Ensuite, l'invention décrit comment on peut maintenir des affichages de mode M multiples conjointement avec l'image 2D ou 3D en direct. On peut également positionner librement ces affichages de mode M et même les laisser suivre la position et la direction de la paroi du
ventricule pendant le cycle cardiaque.
On peut également utiliser le mode M anatomique en tant qu'outil de post-traitement, o l'utilisateur acquiert la séquence temporelle d'images 2D/3D à de très hautes fréquences de trame, sans effectuer d'enregistrements de mode M. Tant que les données 2D incluent une coupe/vue adéquate à travers le coeur, l'utilisateur peut utiliser le mode
M anatomique afin d'effectuer l'analyse du mode M ultérieurement.
En principe, on cofinaît déjà le traitement informatique de blocs de données, incluant les opérations ou les étapes dont dépendent également la mise en oeuvre de la présente invention, comme par exemple décrits dans: [1] J.D. Foley, A. van Dam, S.K. Seiner, J.F. Hughes "Computer
Graphics: Principles and Practice", Addison Wesley USA 1990.
Entre autres choses, les algorithmes de traçage de droite sont décrits dans cette référence. Ainsi, on n'expliquera pas en détail un tel traitement
informatique, de telles opérations et de telles étapes dans la description qui
suit. D'autres références ayant trait plus spécifiquement aux techniques d'un intérêt particulier ici sont les suivantes: [2] B. Olstad, "Maximizing image variance in rendering of volumetric
data sets", Journal of Electronic Imaging, 1:245 à 265, juillet 1992.
[3] E. Steen et B. Olstad, "Volume rendering in medical ultrasound
imaging". Proceedings of 8th Scandinavian Conference on Image Analysis.
Troms/o, Norvège, mai 1993.
[4] G. Borgefors, "Distance transformations in digital images",
Computer vision, graphics and image processing 34, 1986, pages 344 à 371.
[5] Peter Seitz, "Optical Superresolution Using Solid State Cameras and
Digital Signal Processing", Optical Engineering 27 (7), juillet 1988.
Sur le fond des techniques connues, cette invention prend comme point de départ les méthodes connues pour le calcul de mode M classique et les protocoles cliniques établis pour l'utilisation d'images de mode M. L'invention décrit de nouvelles techniques pour le calcul d'affichages de mode M anatomique basés sur une séquence temporelle d'images ultrasoniques 2D ou 3D. Le mode M anatomique est dérivé en tant que mesure de mode M virtuelle le long d'une ligne de mode M inclinée, virtuelle ou arbitraire. Ce qui est nouveau et spécifique dans le procédé
selon l'invention est défini plus particulièrement dans les revendications
annexées. On peut résumer comme suit les avantages obtenus avec cette invention: 1. On peut calculer des affiehages de mode M multiples avec un
positionnement arbitraire-sur la base d'une acquisition 2D ou 3D.
2. La position de la ligne du mode M n'est pas limitée à la géométrie
de balayage et peut être librement positionnée.
3. On peut compenser les mouvements globaux du coeur en déplaçant la ligne de mode M selon le mouvement du coeur pendant le cycle
cardiaque.
4. L'analyse de l'épaississement de la paroi est améliorée du fait de la possibilité à maintenir la ligne du mode M perpendiculaire à la paroi du
ventricule pendant le cycle cardiaque complet.
5. On peut fixer des points de référence dans la scène à une coordonnée y donnée dans l'affichage du mode M et donc améliorer l'interprétabilité visuelle de phénomènes d'épaississement/de
mouvement relatif.
6. On peut visualiser des acquisitions 3D en mettant en correspondance les propriétés extraites des lignes de mode M locales avec
les couleurs codées de la paroi du ventricule.
Plus particulièrement, l'invention a pour objet un procédé pour créer des affichages de mode M anatomique dans une étude ultrasonique de structures biologiques vivantes pendant le mouvement, par exemple, une fonction du coeur, en employant un transducteur à ultrasons et consistant: - à acquérir des séquences temporelles d'images ultrasoniques 2D ou 3D, - à disposer lesdites séquences temporelles de façon à constituer des ensembles de données, - à fournir au moins une ligne de mode M virtuelle enregistrée conjointement avec lesdits ensembles de données, - à soumettre lesdits ensembles de données au traitement par ordinateur sur la base d'au moins unedite ligne de mode M virtuelle, effectuant ainsi l'interpolation le long d'au moins unedite ligne de mode M virtuelle, et - à afficher l'affichage de mode M anatomique calculé résultant sur
un écran.
Ce procédé est avantageusement complété par les différentes caractéristiques suivantes prises seules ou selon toutes leurs combinaisons techniques possibles: - la ou lesdites lignes de mode M virtuelles sont choisies de façon à ne pas coïncider avec une quelconque direction de faisceau d'ultrasons dudit transducteur; - la position et/ou l'orientation de la ou desdites lignes de mode M virtuelles sont déplaçables en réponse au mouvement rythmique de la structure biologique, en particulier pendant le cycle cardiaque (figure 4); - un point de référence est associé auxdites images ultrasoniques 2D ou 3D et est pris comme base pour fixer un point de référence correspondant à une coordonnée verticale choisie dans l'affichage de mode M anatomique résultant (figure 6); - pour étudier la paroi du ventricule gauche du coeur, dans lequel les modes M anatomiques associés à chaque position sur la surface de la paroi du ventricule gauche dans des images en 2D ou 3D, sont d'abord calculés de façon à représenter une évolution temporelle différentielle du cycle cardiaque, puis chacun des modes M anatomiques calculés est caractérisé pour le codage de la couleur à chaque dite position sur la surface de la paroi du ventricule gauche - les modes M anatomiques associés à chaque position sur la surface de la paroi du ventricule gauche dans des images 2D ou 3D, sont d'abord calculés de façon à être limités à la différence entre deux trames d'images, telles qu'une trame de fin de systole ou une trame de fin de diastole, puis chacun des modes M anatomiques calculés est caractérisé pour le codage de la couleur à chaque dite position sur la surface de la paroi du ventricule gauche; - les modes M anatomiques associés à chaque position sur la surface de la paroi du ventricule gauche dans des images 2D ou 3D, sont d'abord calculés de façon à représenter un intervalle de temps significatif tel que le cycle cardiaque complet, puis chacun des modes M anatomiques calculés est caractérisé pour le codage de la couleur à chaque dite position sur la surface de la paroi du ventricule gauche - l'épaississement local ou global de ladite paroi du ventricule gauche est mesuré le long de la ou desdites lignes de mode M virtuelles et le résultat de la mesure est utilisé pour ledit codage de la couleur - on mesure les variations d'intensité temporelle le long de la ou desdites lignes de mode M virtuelles et le résultat de la mesure est utilisé pour ledit codage de la couleur; - la direction locale de la ou desdites lignes de mode M virtuelles est calculée comme la direction déterminée dans la transformation de distance à 2 ou 3 dimensions à partir d'une position arbitraire jusqu'à la
position la plus proche sur la paroi du ventricule gauche.
- le résultat dudit traitement par ordinateur avec interpolation est soumis au traitement d'images connu en lui-même pour l'accentuation des bords, produisant ainsi ledit affichage de mode M anatomique calculé résultant.
On expliquera l'invention plus en détail dans la description
suivante de divers modes de réalisation en faisant référence aux dessins, dans lesquels: La figure 1 illustre schématiquement le calcul d'affichages du mode M
selon la technique antérieure.
La figure 2 illustre schématiquement le concept de l'invention d'une ligne de mode M virtuelle ou anatomique inclinée pour le
calcul d'affichages de mode M correspondants.
La figure3 indique une configuration avec des lignes de mode M
multiples, selon un mode de réalisation de cette invention.
La figure 4 illustre comment on peut utiliser le mouvement de la position de la ligne de mode M en tant que fonction de la position dans le cycle cardiaque pour obtenir la correction du
mouvemen.
La figure 5 illustre un mode M anatomique o l'on ne spécifie aucun
point de référence.
La figure 6 illustre une ligne de mode M anatomique quand un point de référence a été spécifié et fixé en une position verticale
donnée dans l'affichage du mode M anatomique.
La figure 7 illustre l'analyse d'épaississement de la paroi dans une configuration à 3 affichages de mode M anatomique simultanés. La figure 8 indique comment les affichages de mode M anatomique sont calculés dans une situation o la position de la ligne de mode
M est fixe au cours du cycle cardiaque.
La figure 9 illustre schématiquement comment un codage de la couleur de la paroi du ventricule représentant l'épaississement de la
paroi peut être calculée dans l'imagerie ultrasonore 4D.
La figure 1 illustre des imageries de mode M classique. On indique schématiquement un transducteur à ultrasons 11 par rapport à l'image ultrasonique 12 obtenue par balayage angulaire du faisceau acoustique du transducteur. Dans ce procédé classique, la ligne de mode M ou le faisceau acoustique correspondant 13 est fixé à une position donnée et le signal ultrasonique le long du faisceau est relevé en fonction du temps dans l'affichage de mode M 14. On peut réaliser une haute résolution temporelle avec cette technique antérieure parce que l'on peut déclencher une nouvelle prise d'échantillons en temps dès que l'on a recueilli les données pour un faisceau. Cette technique antérieure pour les images de mode M limitera d'autre part le positionnement de la ligne de mode M 13
selon les fenêtres acoustiques et la géométrie de balayage.
Lignes inclinées de mode M Cette invention a trait à la façon dont les images peuvent être créées par extraction d'affichages interpolés à partir d'une séquence temporelle d'images 2D ou 3D. Le concept d'un affichage de mode M "incliné" 24 est illustré dans la figure 2. La ligne l-de mode M "virtuelle" 23 est dans ce cas librement déplaçable, n'étant pas astreinte à coïncider avec un faisceau acoustique (transducteur 21) prenant source en haut de ou des images 2D 22. Lignes multiples de mode M La figure 3 illustre un exemple o on a calculé deux affichages de mode M inclinés 34A, 34B à partir d'un élément unique d'une séquence 2D ou d'une image 32, avec des lignes de mode M inclinées, virtuelles correspondantes, indiquées en 33A et 33B, respectivement. En basant la création d'affichages de mode M sur des images 2D ou 3D, on peut créer n'importe quel numéro de secteur d'affichages de mode M, permettant
l'analyse de diverses dimensions provenant du même battement de coeur.
Ainsi, on dispose de séquences temporelles acquises comme indiqué en 1, 2, 3, 4 dans la figure 2 pour constituer des ensembles de données, on fournit au moins une ligne de mode M virtuelle 23 ou 33A, 33B dans la figure 3, on les enregistre conjointement avec les ensembles de données précédents, puis on les soumet au traitement par ordinateur avec interpolation le long de la ligne de mode M virtuelle concernée. On va de
plus ci-dessous expliquer l'importance de-l'interpolation.
Correction du déplacement Lorsque'le coeur se déplace à l'intérieur de la poitrine pendant la contraction et la relaxation, une position de ligne de mode M correcte à un instant du cycle cardiaque peut être fausse à un autre instant du même cycle cardiaque. Ceci est très difficile à compenser manuellement, la sonde
doit être déplacée en synchronisme avec les battements du coeur.
Les modes M anatomiques selon cette invention peuvent compenser ce déplacement. La figure 4 illustre ce concept. L'utilisateur définit les positions de la ligne de mode M 43A et 43B, respectivement, à des instants différents du cycle cardiaque tel qu'en faisant défiler une séquence répétitive 2D et en fixant une nouvelle position de la ligne de mode M. Les opérations informatiques appropriées ou les logiciels étant disponibles pour l'expert dans ce domaine, comme présenté dans les références ci-dessus, interpolent ensuite les positions de ligne de mode M entre les lignes de mode- M "fixées" 43A et 43B, et créé un affichage de mode M 44 o chaque ligne verticale dans l'affichage de mode M est extraite le long de la définition locale de la ligne de mode M. Apparemment de cette manière, on peut déplacer la position et/ou l'orientation de la ligne de mode M virtuelle en réponse à d'autres mouvements rythmiques dans la structure biologique ou le corps
concerné, en dehors des battements de coeur désignés dans la description
de la figure 4.
Points de référence du déplacement Quand on étudie les dimensions variant en fonction du temps d'un organe dans un corps vivant, on souhaite souvent étudier les différentes dimensions des structures, l'une par rapport à l'autre, sans observer le déplacement de tout un organe à l'intérieur du corps. Ceci est particulièrement intéressant quand on examine les contractions et relaxations ventriculaires du coeur, o l'épaississement du tissu
musculaire est le paramètre important à observer.
Pour accentuer les variations relatives, selon un mode de réalisation de cette invention, l'utilisateur peut définir un point de référence sur les lignes de mode M "fixées" décrites dans le paragraphe précédent sur la correction du déplacement. Typiquement, ce point correspondra à une structure clinique facile à définir. Les figures 5 et 6 illustrent la création du mode M sans et avec une fixation d'un point de référence donné 66 dans la scène représentée 62. Ainsi, sur la base du point de référence 66 associée aux positions de ligne de mode M interpolées 63A à 63B présentées dans la figure 6, il y a création d'un affichage de mode M 64, ce point 66 apparaissant sous forme de ligne droite 67 (aucun mouvement), à savoir, à une coordonnée verticale choisie dans l'affichage. En variante, on peut suivre une coordonnée y donnée dans l'affichage de mode M et on peut recréer l'affichage de mode M en faisant glisser la position des lignes de mode MI aux divers instants de sorte que la structure d'image suivie apparaît sous forme de structure horizontale
dans l'affichage de mode M final. -
Analyse d'épaississement de la paroi Avec les maladies coronaires, un paramètre important à observer
est l'épaississement du muscle ventriculaire gauche en diverses positions.
En combinant les techniques décrites dans les paragraphes précédents, cette invention fournit un outil particulièrement utile pour l'analyse d'épaississement de la paroi du ventricule gauche, comme illustré par la
figure 7.
Chaque affichage de mode M 74A, 74B et 74C représente l'épaississement de la paroi régionale et la contraction d'une partie du ventricule 70, chaque partie étant pénétrée par une ligne de mode M virtuelle correspondante 73A, 73B et 73C, respectivement. La figure 7 présente une vue selon l'axe court du ventricule gauche 70 et trois affichages de mode M anatomique 74A, 74B, 74C créés avec la technique décrite dans les paragraphes précédents. Mise en oeuvre On stocke la séquence temporelle d'images 2D/3D dans le scanner/ordinateur employé sous la forme. de matrice à 3 ou 4 dimensions de données d'échantillons ultrasonores. Cette matrice peut avoir différentes propriétés géométriques, selon la géométrie de la sonde de transducteur utilisée, et si les images ont été converties en balayages dans un format rectangulaire avant le stockage. Comme illustration, dans la configuration présentée dans la figure 8, nous utilisons un exemple o les données du secteur 2D ont été préalablement converties en balayages (en utilisant typiquement un matériel de conversion de balayages d'un appareil scanner à ultrasons) et stockées en disque/mémoire dans un format rectangulaire d'ensemble de données, sous forme de matrice 3D 82
d'échantillons, les dimensions étant [x, y, t].
La création d'un affichage de mode M 84 peut ensuite être considérée comme faisant couper l'ensemble de données en 3D 82 par un plan 88, en interpolant et en rééchantillonnant les données pour l'ajustement dans le rectangle d'affichage souhaité 84. Les techniques de correction de déplacement décrites ci-dessus transformeront le plan d'intersection 88 en une surface courbée qui est linéaire dans les intersections avec les plans [x,y]. Il est d'importance primordiale que les techniques d'interpolation adéquates soient appliquées à la fois dans la dimension spatiale et temporelle. Une telle interpolation peut en une certaine mesure compenser la résolution inférieure par rapport au mode M classique le long des faisceaux acoustiques créés par le transducteur
comme représenté dans la figure 1.
Selon un mode de réalisation de l'invention, c'est une étape supplémentaire et avantageuse de faire en sorte que le résultat du traitement par ordinateur ci-dessus incluant l'interpolation soit soumis à un traitement d'images connu en lui-même pour l'accentuation des
bords, pour produire l'affichage de mode M anatomique calculé résultant.
Imagerie ultrasonore 3D Toutes les techniques décrites ici s'appliquent à la fois à une séquence 2D et à une séquence 3D d'images ultrasoniques. Les acquisitions 3D améliorent de plus le potentiel de correction du déplacement décrite,
parce que l'on peut évaluer le déplacement 3D réel du coeur.
En plus de la création effective d'affichages de mode M, on peut de plus utiliser les techniques selon cette invention pour extraire les modes M anatomiques pour tous les points à travers la surface de l'endocarde dans le ventricule gauche. On illustre cette configuration avec un exemple dans la figure 9. On suppose qu'un ensemble de données ultrasonores à 4 dimensions 92 se compose de m plans d'axe court et de n cubes 3D enregistrés pendant le cycle cardiaque. Pour simplifier la figure, on n'a dessiné que trois lignes de mode M virtuelles 93A, 93B, 93C avec les affichages de mode M associés 94A, 94B et 94C, respectivement, mais on devra associer des affichages de mode M similaires à chaque point ou
position sur la surface de l'endocarde dans le ventricule 90.
Chacun des affichages de mode M individuels 94A, 94B, 94C,..., sont ensuite traités afin d'obtenir une caractérisation que l'on peut visualiser grâce au codage de de la couleur de la position associée sur la paroi du ventricule. On illustre la stratégie de représentation cartographique dans la figure 9 et elle est similaire à l'approche trouvée dans les références [2] et [3]. Le sous-programme db caractérisation opère ainsi sur un affichage de mode M anatomique et créé une valeur unique ou un indice de couleur qui reflète les propriétés physiologiques dérivées dans l'image du mode M. Une de ces propriétés est une quantification de l'épaississement de la paroi
en estimant les variations de l'épaississement pendant le cycle cardiaque.
Dans ce cas, on analyse chacun des affichages de mode M anatomique 94A, 94B et 94C. On localise la paroi dans lesdits affichages de mode M au moyen des procédés de la technique antérieure [5] pour la recherche des bords à très haute résolution à divers instants dans les affichages de mode M et on utilise les variations d'épaisseur pour définir ladite quantification estimée de l'épaississement de paroi. Une deuxième propriété est donnée par une caractérisation des propriétés du signal temporel à une coordonnée spatiale donnée ou pour une plage de coordonnées spatiales
dans les affichages de mode M 94A, 94B et 94C.
Une deuxième variante est de n'utiliser que deux cubes qui sont soit des voisins temporels, soit qui sont situés à la fin de la systole et à la fin de la diastole. Les modes M associés dans ce cas se réduiront simplement à deux échantillons dans la direction temporelle. Cette approche est plus facilement calculée et fournira des informations d'épaississement différentiel à travers la paroi du ventricule si les cubes sont voisins temporels. L'analyse de l'épaississement de la paroi est dans ce cas une comparaison de deux signaux unidimensionnels o l'on peut estimer les épaississements avec les procédés de la technique antérieure [5] pour la
recherche de bords à très haute résolution.
Les codages de couleur décrits pour la 3D s'appliquent également aux images 2D, mais les codages de couleur sont dans ce cas associés à la limite de la zone du sang dans l'image 2D. La figure 7 illustre une telle séquence d'images 2D. La figure n'inclut que trois lignes de mode M virtuelles 73A, 73B et 73C avec les affichages de mode M associés 74A, 74B et 74C, respectivement, mais les affichages de mode M similaires doivent être associés à chaque point ou position sur la surface de l'endocarde dans le ventricule 70. Puis, on traite chacun des affichages de mode M individuels 74A, 74B et 74C avec les mêmes techniques que celles décrites ci-dessus pour les affichages de mode M correspondants 94A, 94B et 94C
dans le cas tridimensionnel.
Les lignes de mode M dans ce mode de réalisation de l'invention sont associées à chaque point ou position identifiée sur la surface de la paroi du ventricule et la direction est calculée pour être perpendiculaire à la paroi du ventricule. La direction des modes M locaux est calculée comme la direction obtenue dans une transformation de distance à 2 ou 3 dimensions d'une image binaire à 2 ou 3 dimensions en binaire représentant la position des points sur la paroi du ventricule. Voir réf. [4]
pour l'information sur la transformation de distance.
En résumé, cette invention décrite ci-dessus fournit un procédé pour le calcul d'affichages de mode M anatomique à partir d'une séquence temporelle d'images ultrasoniques 2D ou 3D. On utilise le procédé pour l'étude de structures biologiques vivantes pendant le mouvement, par exemple, une fonction du coeur. L'application principale se situera dans les hôpitaux ou analogues. On peut calculer les affichages de mode M anatomique en temps réel pendant l'acquisition de l'image ou en posttraitant une séquence répétitive d'images 2D ou 3D. Le mode M anatomique est dérivé en tant que mesure de mode M virtuelle le long d'une ligne de mode M arbitrairement inclinée. On peut spécifier des lignes et des affichages de mode M simultanées, multiples. Le positionnement arbitraire de la ligne de mode M prévoit des mesures de mode M anatomique significatives qui sont indépendantes des fenêtres acoustiques qui limitent le positionnement des modes M dans la technique antérieure. Le positionnement de la ligne de mode M peut être déplacé en fonction du temps pour compenser le mouvement global. La ligne de mode M peut de cettefaçon être rendue perpendiculaire à la paroi du coeur pendant le cycle cardiaque complet. Cette propriété augmente la valeur des modes M dans l'analyse de l'épaississement de la paroi parce que l'on peut éviter les épaississements erronés provoqués par les mesures inclinées. En outre, on peut fixer les points de référence dans la scène de l'image dans l'affichage de mode M de sorte que l'interprétation visuelle des variations relatives puisse être améliorée. Dans les séquences répétitives d'images 3D, on peut calculer localement les modes M en tous les points dans la paroi dcu ventricule le long des lignes du mode M qui sont perpendiculaires à la surface de l'endocarde. Ces modes M locaux sont exploités pour évaluer l'épaississement de la paroi et pour utiliser ces
mesures dans un codage de la couleur de la surface de l'endocarde.
Claims (11)
1. Procédé pour créer des affichages de mode M anatomique dans une étude ultrasonique de structures biologiques vivantes pendant le mouvement, par exemple, une fonction du coeur, en employant un transducteur à ultrasons (11, 21) et consistant: - à acquérir des séquences temporelles d'images ultrasoniques 2D ou
3D (22, 32),
- à disposer lesdites séquences temporelles de façon à constituer des ensembles de données, - à fournir au moins une ligne de mode M virtuelle (23, 33A, 33B) enregistrée conjointement avec lesdits ensembles de données, - à soumettre lesdits ensembles de données au traitement par ordinateur sur la base d'au moins unedite ligne de mode M virtuelle, effectuant ainsi l'interpolation le long d'au moins unedite ligne de mode M virtuelle, et - à afficher l'affichage de mode M anatomique calculé résultant (24,
34A, 34B) sur un écran.
2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel la ou lesdites lignes de mode M virtuelles sont choisies de façon à ne pas coïncider avec
une quelconque direction de faisceau d'ultrasons dudit transducteur.
3. Procédé selon la revendication 1 ou 2, dans lequel la position et/ou l'orientation de la ou desdites lignes de mode M virtuelles sont déplaçables en réponse au mouvement rythmique de la structure
biologique, en particulier pendant le cycle cardiaque (figure 4).
4. Procédé selon la revendication 1, 2 ou 3, dans lequel un point de référence est associé auxdites images ultrasoniques 2D ou 3D et est pris comme base pour fixer un point de référence correspondant à une coordonnée verticale choisie dans l'affichage de mode M anatomique
résultant (figure 6).
5. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 4,
employé pour étudier la paroi du ventricule gauche du coeur, dans lequel les modes M anatomiques associés à chaque position sur la surface de la paroi du ventricule gauche dans des images en 2D ou 3D, sont d'abord calculés de façon à représenter une évolution temporelle différentielle du cycle cardiaque, puis chacun des modes M anatomiques calculés est caractérisé pour le codage de la couleur à chaque dite position sur la
surface de la paroi du ventricule gauche.
6. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, dans
lequel les modes M anatomiques associés à chaque position sur la surface de la paroi du ventricule gauche dans des images 2D ou 3D, sont d'abord calculés de façon à être limités à la différence entre deux trames d'images, telles qu'une trame de fin de systole ou une trame de fin de diastole, puis chacun des modes M anatomiques calculés est caractérisé pour le codage de la couleur à chaque dite position sur la surface de la paroi du ventricule gauche.
7. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, dans
lequel les modes M anatomiques associés à chaque position sur la surface de la paroi du ventricule gauche dans des images 2D ou 3D, sont d'abord calculés de façon à représenter un intervalle de temps significatif tel que le cycle cardiaque complet, puis chacun des modes M anatomiques calculés est caractérisé pour le codage de la couleur à chaque dite position sur la
surface de la paroi du ventricule gauche.
8. Procédé selon la revendication 5, 6 ou 7, dans lequel l'épaississement local ou global de ladite paroi du ventricule gauche est mesuré le long de la ou desdites lignes de mode M virtuelles et le résultat
de la mesure est utilisé pour ledit codage de la couleur (figures 7 et 9).
9. Procédé selon la revendication 5, 6 ou 7, dans lequel on mesure les variations d'intensité temporelle le long de la ou desdites lignes de mode M virtuelles et le résultat de la mesure est utilisé pour
ledit codage de la couleur (figures 7 et 9).
10. Procédé selon la revendication 5, 6, 7, 8 ou 9, dans lequel la direction locale de la ou desdites lignes de mode M virtuelles est calculée comme la direction déterminée dans la transformation de distance à 2 ou 3 dimensions à partir d'une position arbitraire jusqu'à la position la plus
proche sur la paroi du ventricule gauche.
11. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 10,
dans lequel le résultat dudit traitement par ordinateur avec interpolation est soumis au traitement d'images connu en lui-même pour l'accentuation des bords, produisant ainsi ledit affichage de mode M
anatomique calculé résultant.
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Families Citing this family (96)
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|---|---|---|---|---|
| NO963175D0 (no) * | 1996-07-30 | 1996-07-30 | Vingmed Sound As | Analyse- og målemetode |
| GB9624753D0 (en) * | 1996-11-28 | 1997-01-15 | Zeneca Ltd | 3D imaging from 2D scans |
| US5916168A (en) * | 1997-05-29 | 1999-06-29 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | Three dimensional M-mode ultrasonic diagnostic imaging system |
| US6120453A (en) * | 1997-11-17 | 2000-09-19 | Sharp; William A. | Three-dimensional ultrasound system based on the coordination of multiple ultrasonic transducers |
| US6352507B1 (en) * | 1999-08-23 | 2002-03-05 | G.E. Vingmed Ultrasound As | Method and apparatus for providing real-time calculation and display of tissue deformation in ultrasound imaging |
| US6515657B1 (en) | 2000-02-11 | 2003-02-04 | Claudio I. Zanelli | Ultrasonic imager |
| DE10117751A1 (de) * | 2001-04-09 | 2002-11-21 | Siemens Ag | Modellierung von Momentanzuständen medizinischer Objekte in Abhängigkeit von zumindest einer Messgröße |
| US6589175B2 (en) * | 2001-04-30 | 2003-07-08 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Real-time arbitrary mmode for ultrasonic imaging system |
| US6863655B2 (en) * | 2001-06-12 | 2005-03-08 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Ultrasound display of tissue, tracking and tagging |
| US6895820B2 (en) * | 2001-07-24 | 2005-05-24 | Sonoscan, Inc. | Acoustic micro imaging method and apparatus for capturing 4D acoustic reflection virtual samples |
| US20050124898A1 (en) * | 2002-01-16 | 2005-06-09 | Ep Medsystems, Inc. | Method and apparatus for isolating a catheter interface |
| US20080146943A1 (en) * | 2006-12-14 | 2008-06-19 | Ep Medsystems, Inc. | Integrated Beam Former And Isolation For An Ultrasound Probe |
| US7766837B2 (en) * | 2002-02-27 | 2010-08-03 | Esaote S.P.A. | M-tracking for space-time image |
| US20050245822A1 (en) * | 2002-07-22 | 2005-11-03 | Ep Medsystems, Inc. | Method and apparatus for imaging distant anatomical structures in intra-cardiac ultrasound imaging |
| US20070167809A1 (en) * | 2002-07-22 | 2007-07-19 | Ep Medsystems, Inc. | Method and System For Estimating Cardiac Ejection Volume And Placing Pacemaker Electrodes Using Speckle Tracking |
| US7314446B2 (en) * | 2002-07-22 | 2008-01-01 | Ep Medsystems, Inc. | Method and apparatus for time gating of medical images |
| US20070083118A1 (en) * | 2002-07-22 | 2007-04-12 | Ep Medsystems, Inc. | Method and System For Estimating Cardiac Ejection Volume Using Ultrasound Spectral Doppler Image Data |
| US20040116810A1 (en) * | 2002-12-17 | 2004-06-17 | Bjorn Olstad | Ultrasound location of anatomical landmarks |
| US6852081B2 (en) * | 2003-03-13 | 2005-02-08 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Volume rendering in the acoustic grid methods and systems for ultrasound diagnostic imaging |
| US20040249282A1 (en) * | 2003-06-09 | 2004-12-09 | Bjorn Olstad | System and method for extracting information based on ultrasound-located landmarks |
| US20040249281A1 (en) * | 2003-06-09 | 2004-12-09 | Bjorn Olstad | Method and apparatus for extracting wall function information relative to ultrasound-located landmarks |
| US20050033123A1 (en) * | 2003-07-25 | 2005-02-10 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Region of interest methods and systems for ultrasound imaging |
| EP1522875B1 (fr) * | 2003-09-30 | 2012-03-21 | Esaote S.p.A. | Procédé pour suivre la position et la vitesse des contours d'un objet dans des images digitales d'échographie à deux ou trois dimensions. |
| CN100349549C (zh) * | 2003-10-29 | 2007-11-21 | 福州大学 | 全方向m型心动图的速度场和加速度场的检测方法及其装置 |
| US20050131474A1 (en) * | 2003-12-11 | 2005-06-16 | Ep Medsystems, Inc. | Systems and methods for pacemaker programming |
| KR100751852B1 (ko) * | 2003-12-31 | 2007-08-27 | 주식회사 메디슨 | 대상체의 3차원 초음파 데이터를 이용하여 그 단면을디스플레이하는 장치 및 방법 |
| US8900149B2 (en) | 2004-04-02 | 2014-12-02 | Teratech Corporation | Wall motion analyzer |
| US7507205B2 (en) * | 2004-04-07 | 2009-03-24 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Steerable ultrasound catheter |
| US7654958B2 (en) * | 2004-04-20 | 2010-02-02 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Method and apparatus for ultrasound imaging with autofrequency selection |
| US7653226B2 (en) * | 2004-04-21 | 2010-01-26 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Flexible generation of digitally reconstructed radiographs |
| US20060058609A1 (en) * | 2004-08-31 | 2006-03-16 | General Electric Company | Extracting ultrasound summary information useful for inexperienced users of ultrasound |
| US20060058675A1 (en) * | 2004-08-31 | 2006-03-16 | General Electric Company | Three dimensional atrium-ventricle plane detection |
| US20060058610A1 (en) * | 2004-08-31 | 2006-03-16 | General Electric Company | Increasing the efficiency of quantitation in stress echo |
| US20060058674A1 (en) * | 2004-08-31 | 2006-03-16 | General Electric Company | Optimizing ultrasound acquisition based on ultrasound-located landmarks |
| US7713210B2 (en) | 2004-11-23 | 2010-05-11 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Method and apparatus for localizing an ultrasound catheter |
| US20060122505A1 (en) * | 2004-11-23 | 2006-06-08 | Ep Medsystems, Inc. | M-Mode presentation of an ultrasound scan |
| KR100748178B1 (ko) * | 2005-01-05 | 2007-08-09 | 주식회사 메디슨 | 임의 ｍ-모드 영상을 디스플레이하는 초음파 진단 시스템및 방법 |
| EP1731102A1 (fr) * | 2005-06-08 | 2006-12-13 | Esaote S.p.A. | Procédé pour mesurer et présenter des événements à variation temporelle |
| KR100905244B1 (ko) | 2005-12-06 | 2009-06-30 | 주식회사 메디슨 | 초음파 영상을 디스플레이 하기 위한 장치 및 방법 |
| US20070167793A1 (en) * | 2005-12-14 | 2007-07-19 | Ep Medsystems, Inc. | Method and system for enhancing spectral doppler presentation |
| US8070684B2 (en) * | 2005-12-14 | 2011-12-06 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Method and system for evaluating valvular function |
| WO2007092054A2 (fr) | 2006-02-06 | 2007-08-16 | Specht Donald F | procEDE et appareil permettant de visualiser les artEres coronaires A l'aide d'ultrasons |
| US20070232949A1 (en) * | 2006-03-31 | 2007-10-04 | Ep Medsystems, Inc. | Method For Simultaneous Bi-Atrial Mapping Of Atrial Fibrillation |
| KR100947826B1 (ko) * | 2006-05-24 | 2010-03-18 | 주식회사 메디슨 | 초음파 영상을 디스플레이 하는 장치 및 방법 |
| KR20090013199A (ko) * | 2006-05-25 | 2009-02-04 | 코닌클리케 필립스 일렉트로닉스 엔.브이. | 3차원 심장 초음파 검사의 형상 분석 |
| US20070299479A1 (en) * | 2006-06-27 | 2007-12-27 | Ep Medsystems, Inc. | Method for Reversing Ventricular Dyssynchrony |
| US20080009733A1 (en) * | 2006-06-27 | 2008-01-10 | Ep Medsystems, Inc. | Method for Evaluating Regional Ventricular Function and Incoordinate Ventricular Contraction |
| WO2008017051A2 (fr) | 2006-08-02 | 2008-02-07 | Inneroptic Technology Inc. | Système et procédé d'imagerie dynamique en temps réel sur un site d'intervention médicale et utilisant des modalités multiples |
| WO2008051639A2 (fr) | 2006-10-25 | 2008-05-02 | Maui Imaging, Inc. | Procédé et appareil de production d'images ultrasonores au moyen d'une pluralité d'orifices |
| US20080119735A1 (en) * | 2006-11-20 | 2008-05-22 | Sonowise, Inc. | Ultrasound imaging system and method with offset alternate-mode line |
| US20080146942A1 (en) * | 2006-12-13 | 2008-06-19 | Ep Medsystems, Inc. | Catheter Position Tracking Methods Using Fluoroscopy and Rotational Sensors |
| US20080146940A1 (en) * | 2006-12-14 | 2008-06-19 | Ep Medsystems, Inc. | External and Internal Ultrasound Imaging System |
| US8187190B2 (en) * | 2006-12-14 | 2012-05-29 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Method and system for configuration of a pacemaker and for placement of pacemaker electrodes |
| KR100961856B1 (ko) * | 2007-03-08 | 2010-06-09 | 주식회사 메디슨 | 초음파 영상을 형성하는 초음파 시스템 및 방법 |
| JP4690361B2 (ja) * | 2007-05-28 | 2011-06-01 | 富士フイルム株式会社 | 心臓機能解析装置、方法およびそのプログラム |
| US8317711B2 (en) * | 2007-06-16 | 2012-11-27 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Oscillating phased-array ultrasound imaging catheter system |
| US8057394B2 (en) | 2007-06-30 | 2011-11-15 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Ultrasound image processing to render three-dimensional images from two-dimensional images |
| US9788813B2 (en) | 2010-10-13 | 2017-10-17 | Maui Imaging, Inc. | Multiple aperture probe internal apparatus and cable assemblies |
| US9282945B2 (en) | 2009-04-14 | 2016-03-15 | Maui Imaging, Inc. | Calibration of ultrasound probes |
| WO2009094646A2 (fr) | 2008-01-24 | 2009-07-30 | The University Of North Carolina At Chapel Hill | Procédés, systèmes et supports lisibles par ordinateur pour ablation guidée par imagerie |
| US8052607B2 (en) * | 2008-04-22 | 2011-11-08 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Ultrasound imaging catheter with pivoting head |
| US11464578B2 (en) | 2009-02-17 | 2022-10-11 | Inneroptic Technology, Inc. | Systems, methods, apparatuses, and computer-readable media for image management in image-guided medical procedures |
| US8690776B2 (en) | 2009-02-17 | 2014-04-08 | Inneroptic Technology, Inc. | Systems, methods, apparatuses, and computer-readable media for image guided surgery |
| US8641621B2 (en) | 2009-02-17 | 2014-02-04 | Inneroptic Technology, Inc. | Systems, methods, apparatuses, and computer-readable media for image management in image-guided medical procedures |
| US8554307B2 (en) | 2010-04-12 | 2013-10-08 | Inneroptic Technology, Inc. | Image annotation in image-guided medical procedures |
| US8199994B2 (en) * | 2009-03-13 | 2012-06-12 | International Business Machines Corporation | Automatic analysis of cardiac M-mode views |
| KR101659723B1 (ko) | 2009-04-14 | 2016-09-26 | 마우이 이미징, 인코포레이티드 | 복수 개구 초음파 어레이 정렬 설비 |
| JP5337626B2 (ja) * | 2009-08-19 | 2013-11-06 | 株式会社東芝 | 超音波画像診断装置 |
| JP6274724B2 (ja) | 2010-02-18 | 2018-02-07 | マウイ イマギング，インコーポレーテッド | 多開口超音波撮像を用いた点音源送信及び音速補正 |
| JP6092109B2 (ja) | 2010-10-13 | 2017-03-08 | マウイ イマギング，インコーポレーテッド | 凹面超音波トランスデューサ及び３ｄアレイ |
| JP6407719B2 (ja) | 2011-12-01 | 2018-10-17 | マウイ イマギング，インコーポレーテッド | ピングベース及び多数開口ドップラー超音波を用いた運動の検出 |
| JP2015503404A (ja) | 2011-12-29 | 2015-02-02 | マウイ イマギング，インコーポレーテッド | 任意経路のｍモード超音波イメージング |
| WO2013116240A1 (fr) | 2012-01-30 | 2013-08-08 | Inneroptic Technology, Inc. | Guidage de dispositifs médicaux multiples |
| EP2816958B1 (fr) | 2012-02-21 | 2020-03-25 | Maui Imaging, Inc. | Détermination de la raideur d'un matériau à l'aide d'ultrasons à multiples ouvertures |
| CN104203108B (zh) | 2012-03-23 | 2017-05-03 | 皇家飞利浦有限公司 | 用于对周期性移动的对象成像的成像*** |
| EP4169451A1 (fr) | 2012-03-26 | 2023-04-26 | Maui Imaging, Inc. | Systèmes et procédés pour améliorer la qualité d'image ultrasonore par application de facteurs de pondération |
| KR102176193B1 (ko) | 2012-08-10 | 2020-11-09 | 마우이 이미징, 인코포레이티드 | 다중 어퍼처 초음파 프로브들의 교정 |
| JP6306012B2 (ja) | 2012-08-21 | 2018-04-04 | マウイ イマギング，インコーポレーテッド | 超音波イメージングシステムのメモリアーキテクチャ |
| WO2014038812A1 (fr) | 2012-09-06 | 2014-03-13 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Procédé et appareil pour afficher des informations stéréoscopiques associées à un plan-coupe ultrasonore d'un objet cible |
| US9510806B2 (en) | 2013-03-13 | 2016-12-06 | Maui Imaging, Inc. | Alignment of ultrasound transducer arrays and multiple aperture probe assembly |
| US10314559B2 (en) | 2013-03-14 | 2019-06-11 | Inneroptic Technology, Inc. | Medical device guidance |
| US9883848B2 (en) | 2013-09-13 | 2018-02-06 | Maui Imaging, Inc. | Ultrasound imaging using apparent point-source transmit transducer |
| WO2015049609A1 (fr) * | 2013-10-04 | 2015-04-09 | Koninklijke Philips N.V. | Systèmes à ultrasons et procédés pour une identification automatisée de battement de cœur de fœtus |
| JP5842039B1 (ja) * | 2014-08-15 | 2016-01-13 | 日立アロカメディカル株式会社 | 超音波画像処理装置 |
| US10401493B2 (en) | 2014-08-18 | 2019-09-03 | Maui Imaging, Inc. | Network-based ultrasound imaging system |
| US9901406B2 (en) | 2014-10-02 | 2018-02-27 | Inneroptic Technology, Inc. | Affected region display associated with a medical device |
| US10188467B2 (en) | 2014-12-12 | 2019-01-29 | Inneroptic Technology, Inc. | Surgical guidance intersection display |
| US9949700B2 (en) | 2015-07-22 | 2018-04-24 | Inneroptic Technology, Inc. | Medical device approaches |
| US10856846B2 (en) | 2016-01-27 | 2020-12-08 | Maui Imaging, Inc. | Ultrasound imaging with sparse array probes |
| US9675319B1 (en) | 2016-02-17 | 2017-06-13 | Inneroptic Technology, Inc. | Loupe display |
| US10278778B2 (en) | 2016-10-27 | 2019-05-07 | Inneroptic Technology, Inc. | Medical device navigation using a virtual 3D space |
| US10646196B2 (en) | 2017-05-16 | 2020-05-12 | Clarius Mobile Health Corp. | Systems and methods for determining a heart rate of an imaged heart in an ultrasound image feed |
| US11259879B2 (en) | 2017-08-01 | 2022-03-01 | Inneroptic Technology, Inc. | Selective transparency to assist medical device navigation |
| US11484365B2 (en) | 2018-01-23 | 2022-11-01 | Inneroptic Technology, Inc. | Medical image guidance |
| EP4358850A1 (fr) * | 2021-06-24 | 2024-05-01 | Koninklijke Philips N.V. | Génération de données en mode m pour détecter une activité cardiaque foetale |
| EP4108178A1 (fr) * | 2021-06-24 | 2022-12-28 | Koninklijke Philips N.V. | Génération de données de mode m pour détecter l'activité cardiaque f tal |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4735211A (en) * | 1985-02-01 | 1988-04-05 | Hitachi, Ltd. | Ultrasonic measurement apparatus |
| US5127409A (en) * | 1991-04-25 | 1992-07-07 | Daigle Ronald E | Ultrasound Doppler position sensing |
| DE4236757A1 (en) * | 1991-10-31 | 1993-05-06 | Fujitsu Ltd., Kawasaki, Kanagawa, Jp | Ultrasonic diagnostic appts. e.g. to generate tomographic images - senses minute tissue displacements and generates corresp. data for creating tomographic image. |
| US5313946A (en) * | 1991-01-09 | 1994-05-24 | Hewlett-Packard Company | Method and apparatus for the characterization of tissue or other structure |
Family Cites Families (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3955561A (en) * | 1974-09-16 | 1976-05-11 | Indianapolis Center For Advanced Research, Inc. | Cardioscan probe |
| US4271842A (en) * | 1978-03-03 | 1981-06-09 | Smith Kline Instruments, Inc. | Apparatus and method for providing multiple ultrasonic sector image displays |
| NL8102104A (nl) * | 1981-04-29 | 1982-11-16 | Philips Nv | Inrichting voor onderzoek met behulp van ultrageluidsgolven. |
| JPS5883942A (ja) * | 1981-11-12 | 1983-05-19 | 株式会社東芝 | 超音波パルスドツプラ装置 |
| US4932414A (en) * | 1987-11-02 | 1990-06-12 | Cornell Research Foundation, Inc. | System of therapeutic ultrasound and real-time ultrasonic scanning |
| EP0383288B1 (fr) * | 1989-02-16 | 1996-11-27 | Fujitsu Limited | Appareil diagnostique à ultrasons pour caractériser un tissu par analyse de rayonnement rétrodiffusé |
| JPH0790026B2 (ja) * | 1989-08-25 | 1995-10-04 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| US5195521A (en) * | 1990-11-09 | 1993-03-23 | Hewlett-Packard Company | Tissue measurements |
| JP3158636B2 (ja) * | 1992-04-30 | 2001-04-23 | 株式会社島津製作所 | 超音波診断装置 |
| US5285788A (en) * | 1992-10-16 | 1994-02-15 | Acuson Corporation | Ultrasonic tissue imaging method and apparatus with doppler velocity and acceleration processing |
-
1994
- 1994-08-30 NO NO943214A patent/NO943214D0/no unknown
-
1995
- 1995-08-26 DE DE19531419A patent/DE19531419B4/de not_active Expired - Lifetime
- 1995-08-28 FR FR9510129A patent/FR2723835B1/fr not_active Expired - Lifetime
- 1995-08-30 IT IT95MI001824A patent/IT1277511B1/it active IP Right Grant
-
1996
- 1996-01-27 US US08/379,205 patent/US5515856A/en not_active Ceased
-
1998
- 1998-05-13 US US09/078,378 patent/USRE37088E1/en not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4735211A (en) * | 1985-02-01 | 1988-04-05 | Hitachi, Ltd. | Ultrasonic measurement apparatus |
| US5313946A (en) * | 1991-01-09 | 1994-05-24 | Hewlett-Packard Company | Method and apparatus for the characterization of tissue or other structure |
| US5127409A (en) * | 1991-04-25 | 1992-07-07 | Daigle Ronald E | Ultrasound Doppler position sensing |
| DE4236757A1 (en) * | 1991-10-31 | 1993-05-06 | Fujitsu Ltd., Kawasaki, Kanagawa, Jp | Ultrasonic diagnostic appts. e.g. to generate tomographic images - senses minute tissue displacements and generates corresp. data for creating tomographic image. |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
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