FR2971342A1 - Dispositif d'imagerie avec optimisation de cadence - Google Patents

Abstract

L'invention concerne un procédé d'acquisition d'images ultrasonores haute résolution d'un milieu (M) à l'aide d'un réseau de N transducteurs (T1...TN) utilisant des matrices d'émission successives caractérisé en ce qu'il comprend les étapes de définition d'une zone d'intérêt (D1) dans une image préliminaire (ZI), détermination des matrices de corrélation inter-transducteurs correspondant à la zone d'intérêt (D1) et à la zone inutile, détermination d'une matrice dite matrice caractéristique (MC) de la zone d'intérêt (D1) résultant du produit de l'inverse de la matrice de corrélation inter-transducteurs de la zone inutile par la matrice de corrélation inter-transducteurs de la zone d'intérêt (D1), calcul des vecteurs et valeurs propres de la matrice caractéristique (MC) de la zone d'intérêt (D1) pour définir une matrice d'émission, réglage d'un compromis cadence/qualité d'image au sein de la zone d'intérêt (D1) pour définir un nombre K de vecteurs propres à tirer, multiplication d'une matrice de réception constituée des signaux acquis complétés par des données mises à zéro correspondant aux tirs non effectués par l'inverse de la matrice d'émission pour obtenir un jeu de données complet, reconstruction de l'image haute résolution correspondant à la zone d'intérêt (D1) ainsi que pratiqué dans les procédés d'imagerie échographique à synthèse d'ouverture.

Description

Titre de l'invention Dispositif d'imagerie avec optimisation de cadence

Arrière-plan de l'invention L'invention concerne le domaine de l'imagerie échographique. Elle est relative aux procédés et dispositifs permettant d'imager et de traiter les pathologies des organes humains. Elle est plus particulièrement relative aux procédés et aux dispositifs permettant une imagerie à haute résolution spatiale et temporelle basés sur l'utilisation des procédés synthétiques. La résolution temporelle est d'autant plus importante que le nombre de tirs (« firings » en anglais) nécessaires à la reconstruction de l'image est réduit. La cadence d'acquisition d'images, nombre d'images par unité temporelle, est directement reliée à cette résolution temporelle.

Les systèmes d'imagerie échographiques classiques utilisent les échos rétrodiffusés par le milieu à sonder, généralement un tissu biologique, pour analyser les variations d'impédances acoustiques, caractéristiques des structures biologiques, et ainsi reconstruire une image de ce milieu. Typiquement une image ultrasonore est obtenue par la génération et l'émission de faisceaux focalisés à une distance focale donnée et transmis dans une direction donnée appelée ligne. Cela est illustré sur la figure 1 où une loi de retard LR schématisée par une courbe en pointillés est appliquée sur un réseau de transducteurs T1 à TN. Cela génère un faisceau B focalisé autour d'un point F. Un balayage transverse, schématisé par une flèche, est réalisé sur la longueur du réseau de transducteurs. La ligne de l'image correspondante est ensuite reconstruite par focalisation des signaux reçus. La totalité de l'image est obtenue grâce au balayage transverse de la zone d'intérêt par décalage successif des lignes d'imagerie. Une zone d'imagerie optimale ZIO est alors observée. Ce procédé d'imagerie est généralement réalisé à l'aide de sondes échographiques, matricielles, linéaires ou courbes comprenant plusieurs transducteurs, par exemple des éléments piézoélectriques, utilisés à l'émission et à la réception. Ces transducteurs sont pilotés individuellement par des voies électroniques indépendantes, capables de leur appliquer des signaux électriques retardés les uns par rapport aux autres. La focalisation à l'émission se fait par l'application de retards sur les différents signaux émis. Ces retards correspondent aux différences de temps de vol entre les différents éléments et le point focal, créant ainsi l'équivalent acoustique d'une lentille.

Ensuite, des lois de focalisation dynamique, i.e. une loi de retard par pixel reconstruit, sont aussi utilisées lors de la réception pour isoler les signatures acoustiques provenant d'un endroit donné du milieu et reconstituer son image acoustique. Il s'agit d'une formation de faisceau ou « beamforming » en anglais. Ce procédé, très largement utilisé dans les systèmes commerciaux, est appelé mode B. La qualité de l'image est optimale pour des profondeurs proches de la distance focale mais se dégrade lorsqu'on s'éloigne de la tâche focale. Le nombre de tirs caractéristiques pour réaliser une telle image est généralement égal au nombre de lignes reconstruites et est de l'ordre de grandeur du nombre d'éléments de l'antenne, typiquement, 128 ou 256.

Plusieurs variantes de ce procédé ont été développées. Le multifocus en profondeur consiste à déterminer plusieurs distances focales et à reconstruire les portions de ligne situées aux voisinages des différents points focaux. Ce procédé améliore la qualité de l'image mais accroît le nombre de tirs nécessaires d'un facteur Nfo~ qui est le nombre de distances focales utilisés. Cela est illustré sur la figure 2 et décrit dans le brevet US 5,113,706. Des lois de retard successives LR1 à LR4 sont émises, générant chacun un faisceau focalisé sur un point F1 à F4 différent. On voit qu'une zone d'imagerie optimale plus large est obtenue. Le procédé d'imagerie à synthèse d'ouverture en transmission (« synthetic transmit aperture » en anglais) consiste à émettre des faisceaux non focalisés émanant successivement de chacun des éléments de l'antenne, puis de reconstruire pour chacun des tirs une image dite « faible résolution » par focalisation à la réception. Cela est illustré sur la figure 3. Sur la figure 3A, un premier élément émet une onde vers un milieu diffusant M. Le signal est diffusé et réfléchi par le milieu. Puis, sur la figure 3B, un second élément T2 émet la même onde vers le milieu M et ainsi de suite sur l'ensemble des éléments T1 à TN.

Le jeu de données acquis suite à l'émission sur chacun des éléments T1 à TN de l'antenne successivement est appelé le jeu complet de données. L'image finale est obtenue par sommation cohérente, en amplitude et en phase, des images partielles, dites images « faibles résolutions ». Contrairement à un mode d'imagerie standard, on obtient une image avec une focalisation dynamique en transmission, celle-ci étant synthétique. C'est pour cette raison qu'on parle de synthèse d'ouverture en transmission. L'image ainsi obtenue est de qualité optimale et le nombre de tirs nécessaires est égal au nombre d'éléments de l'antenne.

Ce procédé présente l'inconvénient majeur de ne pas permettre l'imagerie des zones trop distantes de l'antenne. Le rapport entre le signal et le bruit thermique dû aux capteurs étant plus faible que pour le procédé classique d'un facteur -\/Ne,, Ne, étant le nombre d'éléments de l'antenne. Ceci est dû au fait que, pour l'imagerie du même pixel, le procédé classique nécessite une seule acquisition alors que le procédé de synthèse cohérente nécessite l'acquisition de Ne, tirs, soit, pour du bruit blanc gaussien, fois plus de bruit. Cela est décrit dans les brevets US 5,623,928 et US 4,604,697. Afin de pallier au problème du rapport signal à bruit du procédé d'imagerie à synthèse d'ouverture, une approche dite de codage spatial a été développée. Celle-ci est basée sur la définition et l'utilisation d'une matrice d'émission. Cette matrice d'émission est définie par la concaténation des différentes lois de pondération de l'antenne lors des émissions successives. Dans le cas particulier de l'acquisition du jeu complet de données, la matrice d'émission utilisée est la matrice identité.

Le procédé de codage spatial consiste à insonifier le milieu avec les lois de pondération contenues dans la matrice d'émission, préalablement choisie inversible. Cela est illustré sur la figure 4 où l'on voit que chacun des transducteurs T1 à TN émet avec une intensité différente mais préalablement définie. Les intensités pour chaque tir constituent un vecteur d'une matrice d'émission ME regroupant les intensités successives sur chaque transducteur. Les signaux ainsi acquis sont ensuite projetés dans la base dite canonique, c'est-à-dire que chaque matrice composée des signaux acquis par les transducteurs au cours du processus d'émission-acquisition à un instant donné, est multipliée à gauche par l'inverse de la matrice d'émission. Cette technique permet d'acquérir le jeu complet de données à partir d'une matrice d'émission ME qui est différente de la matrice identité. Plus exactement, n'importe quelle matrice d'émission peut être utilisée à condition qu'elle soit inversible. L'intérêt majeur de cette technique est qu'elle permet d'améliorer le rapport signal à bruit du procédé d'imagerie à synthèse d'ouverture d'un facteur égal au déterminant de la matrice d'émission.

Ce procédé initialement introduite par Chiao, notamment dans le brevet US 6,048,315, dans le contexte des ultrasons médicaux fut principalement mise en oeuvre pour des matrices d'émission de Hadamard. Celles-ci sont de mises en oeuvre plus aisées et permettent des rapports signal à bruit optimaux. Les procédés de synthèse d'ouverture et sommation incohérente sont parfois utilisés simultanément, par exemple dans le document US 2003/0149257. Un procédé de synthèse non basée sur la matrice d'émission consiste en la sommation cohérente d'images formées à partir d'émissions d'ondes non focalisées dépointées. Ici, on applique une loi de retards telle que le front d'onde présente un angle prédéterminé avec la surface de la sonde. De cette façon, l'onde transmise se propage selon une direction présentant un angle particulier avec la normale à la sonde. Ce procédé présente les mêmes performances que le codage spatial et est décrite dans le document US 2003/0125628. Il s'agit là de synthétiser la focalisation dynamique en transmission à l'aide de transmission d'ondes non focalisées émises à différents angles. Cette technique est à rapprocher de la synthèse d'ouverture décrite plus haut, à la différence près que des ondes non focalisées sont transmises à la place d'ondes circulaires. Un certain nombre de procédés, basées le plus souvent sur les procédés d'imagerie classiques en mode B et visant à augmenter la cadence, ont été développées durant ces dernières années.

Le procédé multiligne, illustré sur la figure 5A, consiste à élargir les faisceaux d'émission B en utilisant une loi d'émission en émission LRE particulière et différente des lois d'émission de réception LRR1 à LRR4 particulières et aptes à permettre la reconstruction de plusieurs N,;gne, ici 4, lignes en parallèle. La cadence est multipliée par N,;gne mais la qualité d'image en résolution et contraste s'en trouve dégradée. Cela est décrit dans le document D. P. Shattuck et al. "Explososcan - a Parallel Processing Technique for High-Speed Ultrasound Imaging with Linear Phased-Arrays" Journal of the Acoustical Society of America, vol. 75, pp. 1273-1282, 1984. Une zone d'imagerie optimale ZIO similaire à celle du mode B est obtenue. Le procédé multifaisceau (« multibeam » en anglais), illustré sur la figure 5B, consiste à émettre plusieurs Nbean, faisceaux B1 à B3 simultanément focalisés chacun sur un point, F1 à F3, en utilisant des lois d'émission simultanées LR1 à LR3, et à reconstruire plusieurs lignes simultanément. Ce procédé réduit le nombre de tirs d'un facteur Nbean, mais dégrade la qualité de l'image. Cela est connu du document de Thèse de J.Bercoff, « L'imagerie échographique ultrarapide et son application à l'étude de la viscoélasticité du corps humain », Paris 7, 2004. La zone d'imagerie optimale ZIO obtenue est similaire à celle obtenue avec le mode B. Le mode onde non focalisée, illustré sur la figure 5C, consiste, quant à lui, à émettre une onde non focalisée OP et de reconstruire l'ensemble des lignes de la zone imagée ZI simultanément. L'onde non focalisée peut être une onde plane générée en n'appliquant aucun déphasage sur les émissions des différents éléments T1 à TN de l'antenne. Ce procédé, optimal en cadence, présente des qualités d'image fortement dégradées. Un procédé d'imagerie à cadence dite adaptative a été développé ces dernières années, avec le développement des systèmes d'imagerie 3D. Ce procédé consiste à prendre en compte le contexte d'imagerie pour adapter la cadence et par conséquent la qualité de l'image. Le brevet US 6,346,079, consiste en une estimation du mouvement du milieu à imager et ajuste le nombre de tirs en fonction. L'estimation du mouvement se fait par mesure de la corrélation des brillances des images successives ou par analyse Doppler des signaux acquis. Le procédé d'imagerie est du type mode B. La variation du nombre de tirs nécessaires se fait par ouverture des faisceaux transmis et donc réduction du nombre de lignes imagées. Là encore la cadence est améliorée au détriment de la qualité de l'image.

Comme nous l'avons vu précédemment les procédés à synthèse d'ouverture fournissent un jeu d'images dites « faible résolution » complexes. Il est possible de pondérer la sommation cohérente de diverses façons en fonction du but recherché.

On peut ainsi réaliser une pondération spatiale. Cela consiste à pondérer les pixels des images à faible résolution en fonction de la position relative du pixel à l'émetteur. Si celui-ci se trouve dans le lobe principal d'émission, il aura une pondération maximale, s'il se trouve en dehors de ce lobe sa pondération sera proche de zéro. Ces pondérations permettent de fortement accroître la qualité des images. Des pondérations type sinus cardinal, Tchebychev ou Hanning, pondérations classiquement utilisées, donnent de bons résultats mais le nombre de tirs nécessaires n'est pas réduit. On peut aussi réaliser une pondération par mesure de la cohérence. Des mesures de la statistique sur les jeux de pixels faible résolution sont alors réalisées, notamment des mesures de cohérence. Les zones anécho ques étant théoriquement incohérentes (bruit blanc), une pondération par la carte de cohérence va entraîner un accroissement du contraste. L'idée est d'utiliser la mesure de cohérence d'un même pixel entre les images dites de faible résolution pour améliorer la qualité de l'image finale dite haute résolution. Cette approche peut être accentuée par pondération avec l'exponentiel de la cohérence mais ceci entraîne un accroissement du piqué du speckle. Enfin l'utilisation d'une fonction erreur préalablement ajustée permet d'accroître le contraste sans dégrader le speckle. Néanmoins, là encore, on n'est pas en mesure d'améliorer la cadence et cette technique ne peut s'appliquer que pour un système à synthèse d'ouverture.

L'amélioration constante des puissances de calculs et l'intégration croissante des électroniques programmables, du type FPGA, déplacent le problème de la cadence en imagerie ultrasonore. Celle-ci est de moins en moins limitée par la durée de reconstruction des images mais plutôt par le temps de vol des faisceaux, ou, autrement dit, le nombre de tirs nécessaires à la reconstruction de l'image finale. Parallèlement les besoins en imagerie à forte résolution temporelle sont de trois types : - L'échographie du coeur où une amélioration de la résolution temporelle permettrait de détecter des pathologies des valves, - L'élastographie, pour laquelle il est nécessaire de visualiser avec une forte résolution temporelle la propagation d'ondes de cisaillement dans les tissus, - L'imagerie 3D, qui, avec les procédés classiques d'émission focalisée, ne permet pas d'atteindre des résolutions temporelles élevées. Usuellement l'amélioration de la résolution temporelle consiste à l'élargissement des faisceaux émis permettant la réduction du nombre de tirs. Cette réduction a pour effet la dégradation de la qualité de l'image en termes de résolution et de contraste.

Objet et résumé de l'invention L'invention est relative à un procédé d'imagerie visant à optimiser le compromis entre la cadence et la qualité de l'image.

La présente invention propose une solution permettant de réduire le nombre de tirs émis sans perte sur la qualité de l'image. L'invention concerne un dispositif permettant une amélioration de la cadence d'imagerie, par rapport aux techniques classiquement utilisées, tout en conservant une qualité d'image optimale. Elle permet également de rendre la cadence ajustable en fonction du contexte d'imagerie. La présente invention a donc pour but principal de pallier les inconvénients et limitations des dispositifs et procédés connus en proposant un procédé d'acquisition d'images ultrasonores haute résolution d'un milieu à l'aide d'un réseau de N transducteurs utilisant des matrices d'émission successives caractérisé en ce qu'il comprend les étapes de : a) acquisition d'au moins une image préliminaire du milieu, b) définition d'une zone d'intérêt dans l'image préliminaire, c) détermination des matrices de corrélation inter-transducteurs correspondant à la zone d'intérêt et à la zone inutile, 30d) détermination d'une matrice dite matrice caractéristique de la zone d'intérêt résultant du produit de l'inverse de la matrice de corrélation inter-transducteurs de la zone inutile par la matrice de corrélation inter-transducteurs de la zone d'intérêt, e) calcul des vecteurs et valeurs propres de la matrice caractéristique de la zone d'intérêt, ces vecteurs, classés en fonction de leurs valeurs propres correspondantes, définissent une matrice d'émission, f) sélection de K vecteurs propres associés aux K plus grandes valeurs propres parmi les N vecteurs propres, g) tir de K ondes pondérées par les K vecteurs propres sélectionnés, chaque vecteur sélectionné pondérant les signaux transmis par les transducteurs lors d'un tir, ces vecteurs définissant une matrice d'émission dite tronquée composée, dans une première partie, des K vecteurs de la famille de vecteurs propres associés aux K plus grandes valeurs propres de la matrice caractéristique, et, dans une seconde partie, de colonnes de zéros correspondant aux tirs qui ne sont pas effectués, h) réception des signaux retournés par le milieu, i) multiplication d'une matrice de réception constituée des signaux acquis complétés par des données mises à zéro correspondant aux tirs non effectués par l'inverse de la matrice d'émission pour obtenir un jeu de données complet, j) extraction d'images faible résolution du jeu de données complet ainsi que pratiqué dans les procédés d'imagerie échographique à synthèse d'ouverture, k) reconstruction de l'image haute résolution correspondant à la zone d'intérêt par sommation cohérente, ainsi que pratiqué dans les procédés d'imagerie échographique à synthèse d'ouverture, des images faible résolution extraites du jeu de données complet.

Avec le procédé proposé, il est possible d'atteindre de très forte résolution temporelle par simple réduction de la taille de l'image. L'invention déplace, astucieusement et de manière adaptable à loisir à une zone d'intérêt particulière donnée, le classique compromis cadence-qualité de l'image vers un compromis cadence-taille de l'image. L'invention rend possible un réglage de la cadence par une simple commande de la réduction de la taille de l'image obtenue. Typiquement, la taille de l'image haute résolution obtenue est alors la taille de la zone d'intérêt.

Le procédé selon l'invention consiste à émettre une matrice d'émission inversible dont les différents vecteurs génèrent des faisceaux permettant une concentration spatiale de l'énergie. Chaque tir émis contribue à la reconstruction d'une zone spécifique, de telle façon que la suppression de cette loi d'émission entraîne une perte de l'image de cette zone mais ne dégrade pas la qualité des autres zones de l'image à reconstruire. Lorsque, pour des raisons d'accélération de la cadence, une partie des lois contenues dans la matrice d'émission n'est pas émise, Nsuppr vecteurs étant supprimés dans la matrice d'émission tronquée, les signaux correspondants sont considérés comme nuls et la cadence est donc augmentée d'un facteur Ne,/(Ne,-Nsuppr), où Ne, est le nombre de transducteurs. La taille de l'image est réduite de la zone correspondante, mais la qualité de l'image conserve son optimalité. La pondération consiste en une multiplication, pour chaque tir, des signaux transmis par chacun des capteurs par chacune des composantes du vecteur propre correspondant au tir considéré. Avantageusement, les K ondes tirées de lors de l'étape h) sont non focalisées. Cette caractéristique est tout à fait adaptée à l'utilisation du procédé de l'invention qui introduit un filtre spatial basé sur une matrice inversible.

Néanmoins on note ici qu'un dispositif utilisant des ondes focalisées pourra également bénéficier de l'invention pour augmenter la cadence d'acquisition d'images. L'invention peut typiquement être utilisée avec des réseaux de transducteurs préfocalisés, par exemple un réseau de transducteur courbé. Dans un mode de réalisation, la matrice caractéristique présentant I valeurs propres normalisées significativement distinctes de zéro, K est égal à I. Le nombre I des valeurs propres normalisées proches de 1 est fonction de la zone d'intérêt choisie. Dans ce mode de réalisation, une fois la zone d'intérêt déterminée, le nombre K=I est défini et la diminution du nombre de tirs qui définit l'augmentation de cadence est alors fixée automatiquement par ce nombre. Ce choix du nombre K peut être un choix par défaut prévu au sein d'un dispositif mettant en oeuvre l'invention. Dans ce cas, on remarque que le nombre K est automatiquement modifié par le dispositif en fonction de la zone d'intérêt et du nombre de valeurs propres significativement non nulles de la matrice caractéristique. La qualité d'image obtenue dans la zone d'intérêt est alors optimale tout en obtenant une augmentation de la cadence également optimale. Selon un autre mode de réalisation, le procédé comprend une étape de réglage d'un compromis cadence/qualité d'image au sein de la zone d'intérêt, le nombre K étant fonction du réglage du compromis cadence/qualité d'image au sein de la zone d'intérêt. Dans ce mode de réalisation, le nombre K pourra être inférieur au nombre I si l'on veut une cadence très augmentée ou si on se suffit d'une qualité moindre de l'image définie lors de l'étape de réglage.

L'étape de réglage peut consister en un réglage d'un nombre K fixe indépendamment du nombre I. Dans ce cas, l'augmentation de la cadence est imposée et impose une qualité d'image donnée. Le réglage peut aussi consister en une exigence de qualité d'image. Il peut s'agir de réglages automatiques en fonction de paramètres extérieurs au fonctionnement de l'invention ou encore de réglages offerts directement à un opérateur. Dans une mise en oeuvre préférentielle, la matrice d'émission est composée des vecteurs sphéroïdaux aplatis. Il s'agit d'une approche performante qui optimise l'énergie rayonnée dans un cône. La matrice d'émission est alors composée des vecteurs sphéroïdaux aplatis (Slepian, D. (1978). Prolate Spheroidal Wave Function, Fourier Analysis, and Uncertainty - V : The Discrete Case. The Be//System Technica/ Journal .) de paramètres Ne, et B. Ne, est le nombre d'éléments de la sonde, B=(dyo)/(Àxo), d est le pas inter capteurs, À la longueur d'onde de l'impulsion acoustique transmise, xo et yo définissent un cône d'intérêt.

Selon une caractéristique particulière, la zone d'intérêt étant définie comme étant l'image complète, la matrice d'émission comporte des lois d'émission correspondant aux vecteurs sphéroïdaux aplatis avec un paramètre B assez grand pour couvrir l'image complète. Cette caractéristique autorise à diminuer le nombre de tirs par suppression des tirs correspondant aux vecteurs ayant des valeurs propres significativement inférieures à 1. En effet, la base des vecteurs sphéroïdaux aplatis est optimale au sens de l'erreur quadratique moyenne, c'est-à-dire qu'elle minimise la perte d'énergie occasionnée par la troncature de la base, cette perte d'énergie correspond très exactement à la somme des valeurs propres correspondant aux vecteurs propres supprimés. C'est pour cette raison que les vecteurs propres retenus sont ceux qui correspondent aux valeurs propres les plus grandes et que la suppression des autres vecteurs ne nuit pas à l'acquisition de l'image complète. Selon une caractéristique particulière de l'invention, l'image haute résolution est reconstruite à partir du jeu de données complet pour la zone d'intérêt définissant une zone acquise à forte cadence et à haute qualité d'image, le reste de l'image étant une zone dite de fond reconstruite à partir d'un jeu de données obtenu à plus faible cadence avec des lois d'émission différentes. La zone d'imagerie est alors décomposée en deux zones dîtes à forte cadence et de fond. Deux lois d'émission sont alors choisies et adaptées spécifiquement à l'imagerie de chacune des zones. Les lois d'émission dédiées à la zone forte cadence sont celles de l'invention. La zone à forte cadence nécessitant un nombre de tirs réduit par rapport au fond, celle-ci sera imagée avec une cadence plus élevée que le fond. Avantageusement, l'étape de reconstruction de l'image haute résolution selon le principe d'imagerie à ouverture de synthèse correspondant à la zone d'intérêt (D1), met en oeuvre une pondération spatiale des images faible résolution par mesure de cohérence. On entend par pondération spatiale, une pondération différente pour chaque pixel et, ici, élaborée par mesure de cohérence. Avec une telle caractéristique, l'image obtenue présentera un meilleur contraste entre les zones échogènes et les zones anécho ques.

Selon une caractéristique particulière, le procédé comprend une étape préalable de mesure des mouvements dans l'image préliminaire (ZI) et/ou des transducteurs (T1..TN), le nombre de tirs effectués et donc le nombre de vecteurs propres sélectionnés étant modifié en fonction des mouvements mesurés, modifiant ainsi la cadence d'acquisition.

La détection et la mesure de ces mouvements peuvent se faire de diverses façons connues, par exemple, par corrélation des signaux acquis successivement, par mesure accélérométrique et/ou gyrométrique des mouvements de la sonde ou par corrélation des brillances des images reconstruites successivement. Il est ainsi obtenu un procédé d'acquisition d'image à cadence adaptative automatiquement. L'étape de mesure de mouvements peut aussi déterminer la zone dans laquelle ces mouvements se situent et ainsi définir automatiquement une zone d'intérêt. Selon une autre caractéristique particulière, le procédé comprend une étape de sélection de zone d'intérêt par un opérateur. Cette approche est particulièrement d'intérêt pour des systèmes tel que les imageurs cardiaques ultrasonores, où une grande résolution temporelle est requise sur des zones de tailles réduites. L'invention concerne aussi un dispositif d'acquisition d'images ultrasonores haute résolution d'un milieu comprenant un réseau de N transducteurs et un module de commande des transducteurs utilisant des matrices d'émission successives, caractérisé en ce qu'il comprend : - des moyens de définition d'une zone d'intérêt sur une image préalablement acquise, - des moyens de détermination des matrices de corrélation inter-transducteurs correspondant à la zone d'intérêt et à la zone inutile, - des moyens de détermination d'une matrice dite matrice caractéristique de la zone d'intérêt résultant du produit de l'inverse de la matrice de corrélation inter-transducteurs de la zone inutile par la matrice de corrélation inter-transducteurs de la zone d'intérêt, - des moyens de calcul des vecteurs et valeurs propres de la matrice caractéristique de la zone d'intérêt, ces vecteurs, classés en fonction de leurs valeurs propres correspondantes, définissent une matrice d'émission, - des moyens de sélection de K vecteurs propres associés aux K plus grandes valeurs propres, le module de commande étant en outre apte à tirer K ondes pondérées par les K vecteurs propres sélectionnés, chaque vecteur sélectionné pondérant les signaux transmis par les transducteurs lors d'un tir, ces vecteurs définissant une matrice d'émission dite tronquée composée, dans une première partie, des K vecteurs de la famille de vecteurs propres associés aux K plus grandes valeurs propres de la matrice caractéristique, et, dans une seconde partie, de colonnes de zéros correspondant aux tirs qui ne sont pas effectués, - des moyens de réception des signaux retournés par le milieu, - des moyens de multiplication des signaux acquis, complétés par des données mises à zéro correspondant aux tirs non effectués pour constituer une matrice de réception, par l'inverse de la matrice d'émission pour obtenir un jeu de données complet, - des moyens d'extraction d'images faible résolution du jeu de données complet ainsi que pratiqué dans les procédés d'imagerie échographique à synthèse d'ouverture, - des moyens de reconstruction de l'image haute résolution correspondant à la zone d'intérêt (D1) par sommation cohérente, ainsi que pratiqué dans les procédés d'imagerie échographique à synthèse d'ouverture, des images faible résolution extraites du jeu de données complet.

Selon une implémentation préférée, les différentes étapes du procédé selon l'invention sont déterminées par des instructions de programmes d'ordinateurs. En conséquence, l'invention vise aussi un programme d'ordinateur sur un support d'informations, ce programme étant susceptible d'être mis en oeuvre dans un ordinateur, ce programme comportant des instructions adaptées à la mise en oeuvre des étapes du procédé selon l'invention. Ce programme peut utiliser n'importe quel langage de programmation, et être sous la forme de code source, code objet, ou de code intermédiaire entre code source et code objet, tel que dans une forme partiellement compilée, ou dans n'importe quelle autre forme souhaitable. L'invention vise aussi un support d'informations lisible par un ordinateur, et comportant des instructions d'un programme d'ordinateur tel que mentionné ci-dessus. Le support d'informations peut être n'importe quelle entité ou dispositif capable de stocker le programme. Par exemple, le support peut comporter un moyen de stockage, tel qu'une ROM, par exemple un CD ROM ou une ROM de circuit microélectronique, ou encore un moyen d'enregistrement magnétique, par exemple une disquette (floppy disc), un disque dur, une mémoire flash, une clé USB etc. D'autre part, le support d'informations peut être un support transmissible tel qu'un signal électrique ou optique, qui peut être acheminé via un câble électrique ou optique, par radio ou par d'autres moyens. Le programme selon l'invention peut être en particulier téléchargé sur un réseau de type Internet. Alternativement, le support d'informations peut être un circuit intégré dans lequel le programme est incorporé, le circuit étant adapté pour exécuter ou pour être utilisé dans l'exécution du procédé en question.

Brève description des dessins D'autres caractéristiques et avantages de la présente invention ressortiront de la description faite ci-dessous, en référence aux dessins annexés qui en illustrent un exemple de réalisation dépourvu de tout caractère limitatif.

Sur les figures : - la figure 1 illustre schématiquement le fonctionnement d'un échographe en mode B ; - la figure 2 illustre schématiquement le fonctionnement d'un échographe en mode multifocus ; - la figure 3 illustre schématiquement le fonctionnement d'un échographe en acquisition d'un jeu complet de données ; - la figure 4 illustre schématiquement le fonctionnement d'un échographe utilisant un codage spatial ; - les figures 5A, 5B et 5C illustrent schématiquement le fonctionnement de deux procédés d'accélération de la cadence d'un échographe fonctionnant en mode multiligne, en mode multifaisceau et en mode onde non focalisée ; - la figure 6 montre schématiquement une zone préalablement imagée et la détermination d'une zone d'intérêt ZINT ; - la figure 7 montre un exemple de zone d'intérêt en champ lointain ; - la figure 8 montre un exemple de zone d'intérêt en champ proche ; - la figure 9 montre un premier exemple de matrice sphéroïdale caractéristique de la zone d'intérêt particulière montrée sur les figures 7 et 8 ; - la figure 10 montre les valeurs propres en fonction de leur indice pour la matrice des figures 7 et 8; - les figures 11A à 11D montrent quatre faisceaux sphéroïdaux aplatis ; - la figure 12 montre l'évolution du jeu de valeurs propres avec la taille du secteur angulaire définissant la zone d'intérêt ; - la figure 13 montre une matrice sphéroïdale caractéristique d'une zone d'intérêt d'ouverture angulaire de 60° déterminée au cours du procédé selon l'invention ; - la figure 14 montre les valeurs propres en fonction de leur indice pour la matrice de la figure 13 ; - les figures 15A à 15D montrent, en négatif, les résultats obtenus pour respectivement les 4, 10, 20 premiers tirs et pour la totalité des tirs de la matrice sphéroïdale de la figure 13 ; - les figures 16A et 16B illustrent la performance du procédé selon l'invention réalisé en appliquant la matrice de la figure 13 ; - la figure 17 montre schématiquement le fonctionnement du mode multicadence selon l'invention.

Description détaillée d'un mode de réalisation La figure 6 montre schématiquement l'issue de la première étape du procédé, étape d'acquisition d'une zone imagée ZI du milieu M à imager à partir de laquelle une zone d'intérêt DI est déterminée. La détermination de cette zone d'intérêt DI peut être réalisée automatiquement au sein du dispositif dans lequel le procédé selon l'invention est mis en oeuvre par analyse de l'image ou d'images successives lorsqu'il s'agit d'images de structures en mouvement. La zone d'intérêt DI peut aussi être déterminée manuellement par un opérateur suite à un affichage de la zone imagée par sélection d'une zone de cette image.

Le procédé selon l'invention comprend ensuite l'étape de détermination des matrices de corrélation inter-transducteurs correspondant à la zone d'intérêt et à la zone inutile.

Pour cela, le procédé selon l'invention considère un réseau de transducteur acoustique T1 à TN de dimension N, une sonde échographique par exemple, et une région d'intérêt D, zone de l'espace que l'on souhaite imager. On note X(t)=[xi(t), x2(t), ..., xN(t)]T le vecteur composé par les signaux acquis sur chacun des transducteurs de la sonde à l'instant t. On s'intéresse aux signaux reçus par la sonde si une infinité de sources infinitésimales émettent une onde. Dans le cas général, on appelle R(T) la matrice de corrélation de X(t), elle est définie ainsi : R(T) = E{X(t)X*(t- T)}. E{.} représente l'opérateur d'espérance mathématique, et * l'opérateur conjugué et transposé. Les éléments de la matrice R(T) sont constitués des termes de corrélations croisées des signaux acquis sur chacun des transducteurs : Rk,(T)= E{xk(t)xi*(t- T)}. Dans le cas très particulier de l'invention, on s'intéresse aux matrices de corrélation inter-transducteurs, obtenues avec une infinité de sources monochromatiques infinitésimales distribuées dans une zone D particulière. Les variations de Rk,(T) en fonction du paramètre T dépendent alors de la géométrie de la zone particulière choisie. Pour les besoins de l'invention, on s'affranchit de la dépendance par rapport au temps en intégrant par rapport à T, le but étant de calculer l'énergie en sortie du filtre spatial. On détermine ainsi une matrice de corrélation inter transducteurs instantanée Jk, ne dépendant pas des temps t et T, adaptée à la géométrie de la zone D et au réseau de transducteurs : On note que jk> D) _ ( (t)I, soit 1(D') _ Eck (t) '(t)]. Un filtre spatial est constitué d'une batterie de filtres linéaires et invariants usuels, i.e. la sortie de chacun de ces filtres est obtenue par le produit de convolution entre le signal à l'entrée du filtre et la réponse impulsionnelle du filtre.

Le produit de convolution est défini de la façon suivante : v(t) est le signal de sortie, u(t) le signal d'entrée, et h(t) la réponse impulsionnelle du filtre. Un filtre spatial, noté H, sur N transducteurs est constitué de N vecteurs hk de dimension M définissant la profondeur des filtres. Sa réponse à un vecteur 5 signal acquis sur les transducteurs X est la suivante : (3) Un filtre spatio-temporel, dans le cas général, a deux dimensions : une dimension spatiale (dimension des capteurs), et une dimension temporelle. Dans l'invention, on traite du cas très particulier pour lequel la profondeur des filtres M est égale à 1 car hk(t) ne dépend pas du temps et devient hk. En effet, on se 10 limite volontairement à un filtre purement spatial en pondérant les transducteurs avec une loi qui ne dépend pas du temps. On a alors H=[hi, h2, ..., hN]T Dans ce cas, le produit de convolution de l'équation (3) devient un produit simple, et la réponse en sortie du filtre spatial devient : (4) k_1 L'énergie du signal en sortie du filtre est, par définition : Lam`; (5) En injectant l'équation (4) dans la relation (5), on obtient :

On cherche ensuite le filtre H, qui est également un vecteur, ou encore une loi de pondération ou d'apodisation, qui maximise le rapport p des énergies 20 bi et bZ correspondant à deux zones DI et D2, DI étant la zone d'intérêt, et D2 la zone jugée non utile du reste du demi-espace devant la sonde. Pour ce faire, on annule le gradient de p, noté ap. 15 18 (7) a =2 j.~ - ('.D (8) En annulant ap, on obtient : (9) En d'autres termes, le filtre Hopt qui maximise le rapport des énergies bi et bZ est le vecteur propre de la matrice MC=i( Y _lj(D) , dite matrice caractéristique de la zone d'intérêt, associé à sa plus grande valeur propre po. De plus, l'énergie en sortie du filtre est alors égale à la valeur propre qui lui est associée : p _ Yi< en sortie du filtre Hk. L'invention comprend donc, pour chaque zone d'intérêt définie, une étape de détermination d'une matrice dite matrice caractéristique de la zone d'intérêt résultant du produit de l'inverse de la matrice

de corrélation inter-transducteurs de la zone inutile par la matrice de corrélation inter-transducteurs de la zone d'intérêt.

L'idée majeure de l'invention consiste à construire la séquence des tirs d'imagerie avec des lois de pondération sur les transducteurs correspondant aux vecteurs propres de la matrice caractéristique de la zone d'intérêt

MC=/(D2)-1 (Dl_) liés aux plus grandes valeurs propres.

Le procédé selon l'invention comprend donc l'étape de calcul des vecteurs et valeurs propres de la matrice caractéristique de la zone d'intérêt. Ces vecteurs, classés en fonction de leurs valeurs propres correspondantes, définissent une matrice d'émission. Plus précisément, ces vecteurs propres vont constituer les K

premières colonnes de la matrice d'émission, les autres composantes de cette matrice seront mises à zéro, signifiant qu'aucun tir n'est effectué ce qui permet d'augmenter la cadence image. Par construction, la matrice constituée par les vecteurs Hk est inversible. On remarque cependant qu'elle n'est pas forcément orthogonale.

Cette méthode permet d'économiser N-K tirs et donc d'augmenter la cadence d'imagerie d'un rapport '` . La perte d'énergie 6 dans la zone N-K d'intérêt est parfaitement quantifiée et vaut 10 ou B = s3 .. ~, d est le pas inter transducteurs, f la frequence (10) La figure 7 montre une zone d'intérêt DI particulièrement avantageuse. Un exemple de réalisation est donné dans le cas d'une sonde linéaire avec une telle définition de zone d'intérêt DI.

La région d'intérêt DI est ici délimitée par un arc de cercle placé théoriquement à une distance infinie de la sonde (champ lointain) et par un angle (P. La zone jugée non utile D2 correspond au reste du demi-espace devant la sonde. Dans ce cas, on montre que centrale de l'onde, et c est la vitesse du son dans le milieu. Soit la matrice P de dimensions NxN dont les éléments Pk, sont définis par PkI=sin[2rr(I-k)B]/[ Tr(I-k)]. Les vecteurs propres de la matrice P définissent la séquence sphéroïdale 15 aplatie d'ordre N et de bande B qui est décrite dans Slepian, D. (1978). Prolate Spheroidal Wave Function, Fourier Analysis, and Uncertainty - V : The Discrete Case. The Bell System Technical Journal. Ici, N correspond au nombre de transducteurs de la sonde. Cette séquence est un outil assez classique en traitement du signal, particulièrement en analyse spectrale. Les relations (9) et 20 (11) montrent que les vecteurs sphéroïdaux aplatis maximisent le rapport de l'énergie transmise dans le secteur [-(P; (P] par rapport à l'énergie rayonnée dans le demi-espace devant de la sonde privé du secteur [-(P; 0]. Il a été montré dans Forster, P., & Vezzosi, G. (1987). Application of Spheroidal Sequences to Array Processing. Proceedings IEEE International Conference on Acoustics, Speech and 25 Signal Processing, que seules les 2BN-2 plus grandes valeurs propres des bases sphéroïdales aplaties, et donc de la matrice MC définie par l'équation (11), sont significatives, c'est à dire que les autres sont très proches de zéro, et les vecteurs propres qui leur sont associés n'apporteront qu'une énergie négligeable dans le secteur [-(P ; (P]. En d'autres termes, 2BN-2 tirs sont suffisants pour une image optimale. On a montré que les vecteurs sphéroïdaux aplatis fournissent une solution optimale pour l'imagerie dans un secteur angulaire en champ lointain.

Par contre, les systèmes d'imagerie médicale ultrasonore ne produisent pas d'image en champ lointain mais en champ proche. Ainsi, l'invention propose d'utiliser les bases sphéroïdales, optimales pour l'imagerie en champ lointain, en imagerie échographique, et donc en champ proche. On va préciser selon quelle approximation et sous quelles conditions les séquences sphéroïdales répondent au problème du champ proche. La figure 8 montre une zone d'intérêt D1 en champ proche et la définition d'un cône d'intérêt C dans lequel les approximations en champ proche des bases sphéroïdales vont être étudiées. On traite ici du cas d'une zone DI constituant un rectangle situé derrière un segment [M+, M-] situé à une distance xo de la sonde. Dans ce cas, on montre que la matrice caractéristique MC a pour expression : stn[ûzÿ - ke.' - k) (12) (13) MC est alors une matrice complexe. La relation (12) représente MC sous sa forme du produit de son module par une exponentielle complexe type MCk,=re"'. Les termes de MC sont ainsi entièrement définis par leurs modules r et leurs termes de phase (p. Aux ordres de grandeur de l'échographie ultrasonore, le terme de phase cp est très proche de zéro. Par exemple, pour une sonde de 192 éléments, de fréquence centrale de 5MHz, avec un pas inter capteurs de 0.3mm, un segment [M+, M-] placé à une distance d'au moins 5mm, alors le terme de phase de l'équation (12) est toujours négligeable : 2.16 4 L'approximation suivante est donc parfaitement valable pour l'imagerie ultrasonore médicale : L'équation (14) montre que les bases sphéroïdales constituent une approximation largement acceptable des vecteurs optimaux pour une zone d'intérêt constituant un segment placé en champ proche. Le paramètre B des fonctions sphéroïdales dépend alors du rapport entre la longueur du segment et sa distance à l'antenne. La relation (13) montre clairement que la matrice caractéristique MC reste constante si le rapport yo/xo reste constant, autrement dit, la zone d'intérêt constitue un cône devant la sonde. L'ouverture de ce cône dépend du rapport yo/xo. Ce cône est défini de manière équivalente par l'angle 0=arcTan(yo/xo). Pour un exemple particulier, le procédé selon l'invention détermine donc cette matrice MC et calcule les valeurs propres associées pour un angle 1) d'environ 23°, une sonde de 128 éléments avec un pas inter-transducteurs de 0.3mm, une fréquence centrale de 5MHz, et une vitesse du son de 1540 m/s. La figure 9 montre une matrice caractéristique MC dans une représentation bidimensionnelle où les intensités des éléments (i,j) sont représentées avec un code couleur. La figure 10 montre un critère d'énergie des vecteurs propres EVP en fonction de leur indice j pour la matrice de la figure 8. On constate que les valeurs propres d'un rang supérieur à 50 sont quasiment nulles, l'énergie b rayonné par les vecteurs propres correspondants dans le secteur [-23° ; 230] est donc nulle elle aussi. D'une manière générale, on sélectionne alors les vecteurs propres associés aux valeurs propres non négligeables. On entend par valeurs propres non négligeables les valeurs propres proches de 1. Comme on peut le voir sur la figure 10, même pour des secteurs d'intérêt assez larges, au-delà de 2x60°, le nombre de valeurs propres quasi nulles reste important. Les vecteurs propres correspondant aux valeurs propres négligeables ne seront pas tirés, permettant ainsi d'augmenter la cadence d'acquisition des images.

Comme l'énergie rayonnée par ces vecteurs dans le secteur d'intérêt correspond à leurs valeurs propres, cette énergie est aussi quasi nulle. Ne pas utiliser ces vecteurs ne changera donc rien à l'image finale puisqu'ils ne contribuent pas à insonifier la zone imagée.

Il est même envisageable de réduire le nombre de tirs tout en conservant la taille de l'image complète. Les bases sphéroïdales permettent l'obtention d'une image de qualité suffisante en diminuant le nombre de tirs, y compris en champ proche. A l'aide du logiciel FIELD II décrit dans Jensen, J.A. (1996). Field : A program for simulating ultrasound systems. Io' Nordic-Baltic Conference on Biomedical Imaging, pp. 351-353, Vol. 34, Supplement 1, Part 1., on a simulé les faisceaux F1, F2, F40 et F100, transmis en utilisant le premier, le second, le quarantième, puis le centième vecteur sphéroïdal. Les distributions spatiales de l'intensité acoustique transmise sont représentées respectivement sur les figures 11A à 11D. Les premiers faisceaux, c'est-à-dire ceux associés aux plus fortes valeurs propres, envoient de l'énergie uniquement dans le secteur d'intérêt, alors que les derniers, associés aux valeurs propres quasi-nulles, envoient de l'énergie uniquement en dehors de la zone d'intérêt.

En fait, réaliser les tirs correspondant aux valeurs propres quasi nulles, et faire l'acquisition correspondante n'améliore pas l'image puisque ces tirs vont envoyer de l'énergie en dehors de la zone d'intérêt. Par exemple, on remarque sur la figure 11D que l'émission effectuée n'a aucun intérêt pour la zone à imager.

Dans cet exemple, le gain en cadence image est de 1.78 sans modifier la qualité de l'image dans la zone d'intérêt DI. Bien entendu, le gain en cadence pourrait être plus important en diminuant le nombre de vecteurs propres, mais au prix d'une qualité d'image moindre. Il est important de noter que le nombre de vecteurs propres nécessaires à une qualité d'image optimale est fonction de la taille de la région d'intérêt DI. En l'occurrence, dans cet exemple, il s'agit de la taille du secteur angulaire. La figure 12 montre les jeux de valeurs propres de MC en critère énergétique EVP en fonction de leur indice j pour des valeurs de cp allant de 10° à 70° en utilisant les mêmes paramètres que précédemment, même fréquence etc. Il apparait ainsi que le nombre de valeurs propres nulles diminue lorsque la taille du secteur augmente.

Il faut bien noter que les bases sphéroïdales constituent un cas particulier et que la méthode générale consiste à maximiser le rapport de l'énergie dans la zone d'intérêt à l'énergie dans la zone inutile en prenant les premiers vecteurs propres de la matrice MC qui correspond à la fois à la zone d'intérêt DI, à la zone D2, et à la géométrie de la sonde.

De plus, l'exemple donné ici concerne l'imagerie à deux dimensions, mais le procédé s'applique aussi à l'imagerie à trois dimensions. La figure 13 montre un second exemple de matrice caractéristique MC pour une zone d'intérêt d'ouverture angulaire de 60°. La figure 14 montre les valeurs propres associées. On observe effectivement qu'un nombre plus important de tirs devra être effectué pour un résultat similaire du point de vue de la qualité d'image. Un exemple d'application a été réalisé pour évaluer les performances du procédé selon l'invention. La sonde utilisée est une sonde linéaire de Ne,=128éléments fonctionnant à 5MHz. L'ouverture élémentaire de la sonde est de 30°. La matrice sphéroïdale retenue est la matrice de la figure 13, de taille 128 et de paramètre B : B = d sin Y'b Avec d, le pas inter capteurs de 0.3mm, À, la longueur d'onde de 0.3mm et çab, le demi-angle d'ouverture de la zone d'intérêt, ici 15°. Dans ce cas B=0.259. Les paramètres Bet Ne,, suffisent à dimensionner la matrice sphéroïdale aplatie. Le nombre de tirs non redondants, c'est-à-dire correspondant au nombre de valeurs propres significatives, pour une telle configuration est donnée par : Nsph = 2NelB -2 Soit dans notre cas : Nsph = 64.

On remarque ici que procédé permet donc d'imager toute la zone d'intérêt avec une qualité optimale pour un nombre de tirs deux fois moindres que le mode B qui, lui, n'est optimal qu'autour de la distance focale.

Chacun des Nsph tirs est émis dans le milieu, c'est-à-dire que le même burst temporel est appliqué aux différents éléments mais pondérés, lors du ième tir de la séquence, par le ième vecteur colonne de la matrice d'émission, constituée pour une première partie par les vecteurs propres de la matrice caractéristique de la zone d'intérêt montrée sur la figure 13 et pour une seconde partie de vecteurs nuls. Chaque acquisition est stockée dans une matrice signal 3D composée en ligne par les échantillons temporels, en colonne par les capteurs et en profondeurs par les tirs de telle sorte que Cul< correspond à l'échantillon acquis à l'instant /*Fe, avec Fe, la fréquence d'échantillonnage du système, sur le ième capteurs lors de la kème acquisition. A l'issue du processus d'acquisition, la matrice signal est alors une matrice/tenseur de dimension Nsamp/e*Nef*Nsph- Elle est concaténée avec la matrice nulle de dimension Nsamp/e*Ne/*(NerNsph) pour former la matrice signal complète de dimension Nsampe*Ne,*Ne,. Le jeu complet de données est ensuite reconstruit. Pour cela, chaque tranche, correspondant à un instant donné, constituant une matrice de dimension Ne,*Ne, est ensuite multipliée à gauche par l'inverse de la matrice d'émission, constante dans le temps, afin de reconstruire le jeu complet de données.

Chaque tranche du jeu complet de données dans le plan capteur/temps, est ensuite reconstruite par application des lois de retards correspondantes pour former une des Ne, images « faibles résolutions ». Celles-ci sont ensuite sommées de façon cohérente pour obtenir l'image haute résolution. On remarque que chaque acquisition ne rapporte de l'information que sur une seule zone limitée de l'image. Les Nsph vecteurs sphéroïdaux utiles présentent précisément la propriété d'avoir des spectres spatiaux orthogonaux. Ils sont en outre ordonnés spatialement. En effet, le vecteur Ni fournit de l'information sur les secteurs angulaires [6;, 6;+1] et -6;] pour le cas du champ lointain. Dans le cas du champ proche, il fournit de l'information sur les largeurs [X;, Xi+1] et [- Xi+1, -X;]. De fait l'émission des Ni premiers vecteurs (NV< Nsph) entraîne une réduction de la taille de l'image et une nouvelle amélioration de la cadence de Nsph/N;. On observe donc que la cadence est variable.

L'invention rend possible un réglage de la cadence par une simple commande de la réduction de la taille de l'image obtenue et donc par simple définition d'une taille de zone d'intérêt. Ce réglage de la cadence peut être fait par l'opérateur manuellement, ou automatiquement par un algorithme de détection de mouvement et d'ajustement de la cadence. Les figures 15A à 15D montrent, en négatif, les résultats obtenus pour respectivement les 4, 10, 20 premiers tirs et pour la totalité des tirs de la matrice sphéroïdale de la figure 13. On constate que tant que la cible ponctuelle se trouve centrée sur la zone imagée, la résolution n'est quasiment pas altérée. Le rapport signal sur clutter, qui correspond à la qualité du contraste sur les zones anécho ques, ne varie pas non plus. Seule la taille de l'image se réduit. Le tableau ci-dessous reprend les résultats expérimentaux obtenus lors d'essai in vitro. Sph_Full Sph_60 Sph_30 Sph_20 Sph_10 Sph_4 Résolution latérale 1.62mm 1.62mm 1.68mm 2.02 / / Résolution axiale 0.65mm 0.66mm 0.67mm 0.74 / / Nombre de tirs 128 60 30 20 10 4 CTR en dB -29.5 -29.5 -28.3 -27.5 -27.4 -28.4 Largeur de la zone 40mm 40mm 40mm 40mm 30mm 20mm imagée Avec l'invention, contrairement au mode B, la qualité de l'image est constante sur toutes les profondeurs. La figure 16A montre le contraste C en fonction de l'allégement en nombre de tirs AT (abscisse inversée) pour l'application de deux types de matrices : Les matrices d'Hadamard utilisées dans le codage spatial et les matrices caractéristiques d'une zone d'intérêt telle que déterminées selon l'invention. On voit que, même pour un nombre très faible de tirs, l'invention permet d'obtenir un très bon contraste. La figure 16B montre la variation de la taille de l'image en fonction du nombre de tirs obtenue avec l'invention. On voit que la taille de l'image atteint 25 son niveau optimal dès 20 tirs.

Il est possible d'utiliser le procédé de l'invention pour acquérir une zone imagée entière sur laquelle on obtiendra une zone d'intérêt imagée avec qualité et une zone externe à la zone d'intérêt imagée avec une faible qualité. Dans un mode de réalisation particulier, il est aussi envisagé de réaliser des acquisitions multicadence. Ainsi qu'illustré sur la figure 17, La zone d'imagerie est alors décomposée en deux zones, la première FOC dite à forte cadence et une seconde dite de fond FAC. Deux lois d'émission sont alors choisies et adaptées spécifiquement à l'imagerie de chacune des zones. Une première loi d'émission est alors, par exemple activée toutes les 10 images, et sert à l'acquisition de la zone d'imagerie entière, et les 9 images suivantes sont acquises avec les lois d'émission suivant l'invention. Un autre mode de réalisation consiste à réaliser des acquisitions à hautes cadence pour les deux zones, mais avec des qualités d'image différentes, en privilégiant la zone d'intérêt. La zone d'intérêt est insonifiée selon le principe de la présente invention, le reste de l'image étant insonifiée selon des principes à haute cadence à qualité d'image dégradée. Les lois d'émission à haute cadence et qualité d'image dégradée peuvent être : imagerie à partir d'ondes non focalisées ainsi que présenté sur la figure 5C, imagerie multi faisceaux ainsi que présenté sur la figure 5B, imagerie multiligne ainsi que présenté sur la figure 5A, ou bien imagerie à synthèse d'ouverture avec des ondes planes dépointées décrite dans le document US 2003/0125628. Dans ce cas, le nombre d'ondes non focalisées transmises est assez faible pour satisfaire au critère de cadence élevée, ce qui n'est possible qu'au détriment de la qualité d'image. Deux séquences d'émission sont alternées : une acquisition pour la zone d'intérêt avec les lois d'émission suivant l'invention, et une acquisition pour le reste de l'image avec des lois d'émission correspondant à mode haute cadence à faible qualité d'image. On remarque enfin que diverses mises en oeuvre peuvent être réalisées selon les principes de l'invention.30

Claims (13)

1. REVENDICATIONS1. Procédé d'acquisition d'images ultrasonores haute résolution d'un milieu (M) à l'aide d'un réseau de N transducteurs (T1...TN) utilisant des matrices d'émission successives caractérisé en ce qu'il comprend les étapes de : a) acquisition d'au moins une image préliminaire (ZI) du milieu (M), b) définition d'une zone d'intérêt (D1) dans l'image préliminaire (ZI), c) détermination des matrices de corrélation inter-transducteurs correspondant à la zone d'intérêt (D1) et à la zone inutile, d) détermination d'une matrice dite matrice caractéristique (MC) de la zone d'intérêt (D1) résultant du produit de l'inverse de la matrice de corrélation inter-transducteurs de la zone inutile par la matrice de corrélation inter-transducteurs de la zone d'intérêt (D1), e) calcul des vecteurs et valeurs propres de la matrice caractéristique (MC) de la zone d'intérêt (D1), ces vecteurs, classés en fonction de leurs valeurs propres correspondantes, définissent une matrice d'émission, f) sélection de K vecteurs propres associés aux K plus grandes valeurs propres parmi les N vecteurs propres, g) tir de K ondes pondérées par les K vecteurs propres sélectionnés, chaque vecteur sélectionné pondérant les signaux transmis par les transducteurs(T1...TN) lors d'un tir, ces vecteurs définissant une matrice d'émission dite tronquée composée, dans une première partie, des K vecteurs de la famille de vecteurs propres associés aux K plus grandes valeurs propres de la matrice caractéristique, et, dans une seconde partie, de colonnes de zéros correspondant aux tirs qui ne sont pas effectués, h) réception des signaux retournés par le milieu (M), i) multiplication d'une matrice de réception constituée des signaux acquis complétés par des données mises à zéro correspondant aux tirs non effectués par l'inverse de la matrice d'émission pour obtenir un jeu de données complet, j) extraction d'images faible résolution du jeu de données complet ainsi que pratiqué dans les procédés d'imagerie échographique à synthèse d'ouverture,k) reconstruction de l'image haute résolution correspondant à la zone d'intérêt (D1) par sommation cohérente, ainsi que pratiqué dans les procédés d'imagerie échographique à synthèse d'ouverture, des images faible résolution extraites du jeu de données complet.
2. 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que les K ondes tirées lors de l'étape h) sont non focalisées.
3. 3. Procédé selon l'une des revendications 1 et 2, caractérisé en ce que, la 10 matrice caractéristique présentant I valeurs propres significativement distinctes de zéro, K est égal à I.
4. 4. Procédé selon l'une des revendications 1 et 2, caractérisé en ce qu'il comprend une étape de réglage d'un compromis cadence/qualité d'image au sein 15 de la zone d'intérêt (D1), le nombre K étant fonction du réglage du compromis cadence/qualité d'image au sein de la zone d'intérêt (D1).
5. 5. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que la matrice d'émission est composée des vecteurs sphéroïdaux aplatis.
6. 6. Procédé selon la revendication 5, caractérisé en ce que, la zone d'intérêt (D1) étant définie comme étant l'image complète (ZI), la matrice d'émission comporte des lois d'émission correspondant à K vecteurs sphéroïdaux aplatis avec un paramètre B assez grand pour couvrir l'image complète (ZI). 25
7. 7. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que l'image haute résolution est reconstruite à partir du jeu de données complet pour la zone d'intérêt (D1) définissant une zone acquise à forte cadence et à haute qualité d'image, le reste de l'image étant une zone dite de fond 30 reconstruite à partir d'un jeu de données obtenu à plus faible cadence avec des lois d'émission différentes. 20
8. 8. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que l'étape de reconstruction de l'image haute résolution correspondant à la zone d'intérêt (D1) par sommation cohérente des images faible résolution met en oeuvre une pondération spatiale par mesure de cohérence.
9. 9. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comprend une étape préalable de mesure des mouvements dans l'image préliminaire (ZI) et/ou des transducteurs (T1..TN), le nombre de tirs effectués et donc le nombre de vecteurs propres sélectionnés étant modifié en fonction des mouvements mesurés, modifiant ainsi la cadence d'acquisition.
10. 10. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comprend une étape de sélection de zone d'intérêt (D1) par un opérateur.
11. 11. Dispositif d'acquisition d'images ultrasonores haute résolution d'un milieu (M) comprenant un réseau de N transducteurs (T1...TN) et un module de commande des transducteurs (T1...TN) utilisant des matrices d'émission successives, caractérisé en ce qu'il comprend : - des moyens de définition d'une zone d'intérêt (D1) sur une image 20 préalablement acquise (ZI), - des moyens de détermination des matrices de corrélation inter-transducteurs correspondant à la zone d'intérêt (D1) et à la zone inutile, - des moyens de détermination d'une matrice dite matrice caractéristique (MC) de la zone d'intérêt (D1) résultant du produit de l'inverse de la matrice de 25 corrélation inter-transducteurs de la zone inutile par la matrice de corrélation inter-transducteurs de la zone d'intérêt (D1), - des moyens de calcul des vecteurs et valeurs propres de la matrice caractéristique (MC) de la zone d'intérêt (D1), ces vecteurs, classés en fonction de leurs valeurs propres correspondantes, définissent une matrice d'émission, 30 - des moyens de sélection de K vecteurs propres associés aux K plus grandes valeurs propres, le module de commande étant en outre apte à tirer K ondes pondérées par les K vecteurs propres sélectionnés, chaque vecteur sélectionné pondérant les signauxtransmis par les transducteurs lors d'un tir, ces vecteurs définissant une matrice d'émission dite tronquée composée, dans une première partie, des K vecteurs de la famille de vecteurs propres associés aux K plus grandes valeurs propres de la matrice caractéristique, et, dans une seconde partie, de colonnes de zéros correspondant aux tirs qui ne sont pas effectués, - des moyens de réception des signaux retournés par le milieu (M), - des moyens de multiplication des signaux acquis, complétés par des données mises à zéro correspondant aux tirs non effectués pour constituer une matrice de réception, par l'inverse de la matrice d'émission pour obtenir un jeu de données complet, - des moyens d'extraction d'images faible résolution du jeu de données complet ainsi que pratiqué dans les procédés d'imagerie échographique à synthèse d'ouverture, - des moyens de reconstruction de l'image haute résolution correspondant à la zone d'intérêt (D1) par sommation cohérente, ainsi que pratiqué dans les procédés d'imagerie échographique à synthèse d'ouverture, des images faible résolution extraites du jeu de données complet.
12. 12. Programme d'ordinateur comportant des instructions pour l'exécution des étapes du procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 10 lorsque ledit programme est exécuté par un ordinateur.
13. 13. Support d'enregistrement lisible par un ordinateur sur lequel est enregistré un programme d'ordinateur comprenant des instructions pour l'exécution des étapes du procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 10.