EP3024378A1 - Procédé et dispositif d'imagerie acousto-électrique - Google Patents

Procédé et dispositif d'imagerie acousto-électrique

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Publication number
EP3024378A1
EP3024378A1 EP14755868.8A EP14755868A EP3024378A1 EP 3024378 A1 EP3024378 A1 EP 3024378A1 EP 14755868 A EP14755868 A EP 14755868A EP 3024378 A1 EP3024378 A1 EP 3024378A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
transducers
medium
incident
image
waves
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP14755868.8A
Other languages
German (de)
English (en)
Inventor
Mickael Tanter
Mathieu Pernot
Mathias Fink
Jean Provost
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Original Assignee
Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Centre National de la Recherche Scientifique CNRS filed Critical Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Publication of EP3024378A1 publication Critical patent/EP3024378A1/fr
Withdrawn legal-status Critical Current

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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0093—Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
    • A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
    • A61B5/0536—Impedance imaging, e.g. by tomography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2576/00—Medical imaging apparatus involving image processing or analysis

Definitions

  • the present invention relates to acoustoelectric imaging methods and devices.
  • Organs such as the heart, skeletal muscles and the brain are constantly scanned by electrical impulses that carry information in neurons, or trigger muscle or myocardial contractions. To be able to image the propagation of these impulses is extremely important to diagnose numerous pathologies and to understand the brain mechanisms by the functional exploration of the brain.
  • Acousto-electrical imaging exploits the interaction between ultrasound and electrical currents to determine the value of electrical current at the points of interaction between ultrasound and tissue, typically at the focal spot of a focused ultrasound wave.
  • the present invention is intended to overcome this disadvantage.
  • the invention proposes an acousto-electrical imaging method, comprising:
  • step (b) an image forming step, in which the Erawi raw electrical signals (t) obtained in step (a) are determined by an image of the medium comprising a mapping of electric currents (this is that is, a map of electrical values representative of the local current densities at each point in the middle).
  • step b) at least from the N raw electrical signals Era i (t) is determined for a number M of fictitious focal points P k in the field of observation, electrical values Ecoherent * each corresponding to the electrical signal which would have been picked up if an ultrasound wave focused at the point P k had been emitted by said transducers;
  • the raw electrical signals Erawl (t) are applied to a WT -1 inverse wavelet transform and then to an inverse Radon transform R -1 (the raw electrical signals Erawl (t) can of course undergo a preliminary treatment before the inverse Radon transform R -1 );
  • step (b) an echographic image of the medium made with the set of transducers is superimposed on the mapping of electric currents;
  • acoustic transducers RFrawi, i (t) representative of ultrasound waves reverberated by the medium respectively from the incident waves 1 are detected by the transducers (during the step ( b), from the N sets of RFrawi signals, i (t) picked up, M coherent RFcoherent acoustic signals ⁇ , are determined . (t) corresponding to the acoustic signals that would have been received by the transducers ⁇ if an ultrasonic wave focused at the point P k had been emitted by said transducers, and the ultrasound image of the medium is calculated from the coherent acoustic signals;
  • the ultrasound image is determined by channeling from the coherent acoustic signals
  • the medium to be imaged is a human or animal tissue.
  • the invention also relates to a device for implementing an acousto-electrical imaging method, comprising a set of transducers Ti, minus an electrical sensor, and control means and treatment adapted for:
  • FIG. 1 is a schematic view of a device for implementing a method according to one embodiment of the invention.
  • FIG. 2 is a block diagram of part of the device of FIG. 1.
  • FIG. 1 shows an example of an acoustoelectric imaging device adapted to image a medium 1 by emission and reception of ultrasonic compression waves (for example of frequencies between 0.2 and 40 MHz), with simultaneous measurement of electrical values.
  • ultrasonic compression waves for example of frequencies between 0.2 and 40 MHz
  • the medium 1 to be imaged may consist in particular of tissues of a patient or of an animal, in particular a muscle (myocardium or other) or a brain.
  • the imaging device comprises for example:
  • a network 2 of n ultrasonic transducers comprising for example a few hundred transducers and adapted to produce a two-dimensional image (2D) of an observation field (zone of interest, scanned by the ultrasonic waves) in the medium 1 to be imaged ;
  • an electronic rack 3 or the like controlling the array 2 of transducers and adapted to acquire the signals picked up by this array of transducers;
  • a computer 4 or the like to control the electronic bay 3 and to display the ultrasound images obtained from said captured signals.
  • the network 2 of transducers may for example be a linear array formed by a transducer array juxtaposed along an axis X, the Z axis perpendicular to the axis X designating the direction of the depth in the field of view.
  • the transducers will be denoted Ti, where i is an index designating the rank of each transducer along the X axis.
  • Transducer networks are also possible in the context of the present invention, in particular two-dimensional arrays.
  • the device further comprises at least one electric sensor E1 (FIG. 2), constituted for example by two electrodes measuring an electric potential difference.
  • This electrical sensor can advantageously be fixed to the transducer network 2 and adapted to come into contact with the medium 1 to be imaged at the same time as the transducers of the network 2.
  • the number of electric sensors El used is relatively small, generally less than 10, advantageously less than 5 and most often 1.
  • the bay electronic device 3 can include for example:
  • n + 1 analog / digital converters 5 (A / D ⁇ - A / D e ) connected individually to the n transducers ⁇ of the transducer network 2 and to the electrical sensor El, n + 1 buffer memories 6 (Bi-B e ) respectively connected to the n analog / digital converters 5,
  • CPU central unit 8 communicating with the buffer memories 6 and the computer 4,
  • MEM memory 9
  • DSP digital signal processor
  • n + 1 analog / digital converters 5 (A / D +/- A / D e ) can be identical, as can the n + 1 buffer memories 6 (Bi-B e ), so that the device used can be simply a device conventionally used in ultrafast acoustic imaging.
  • This device makes it possible to implement an acousto-electrical imaging method of the medium 1, which notably includes the following steps, implemented by the central processing unit 8 of the processor 8 and the digital signal processor 10:
  • the network 2 of transducers and the electric sensor E1 are brought into contact with the medium 1 and a number N of incident ultrasonic waves is emitted in the medium 1 by the transducers ⁇ (N may be for example between 2 and 100, in particular between 5 and 10).
  • the incident waves in question are unfocused (more precisely, not focused in the field of view) and have respectively different wavefronts, that is to say wavelengths of different shapes and / or different orientation.
  • the incident waves may be plane or divergent waves whose respective F wavefronts (the wavefront F of a single wave is shown in FIG. 1) have different inclinations, characterized by their angles of rotation. respective inclinations ⁇ measured between their propagation direction V and the Z axis, or diverging waves emitted as if they came from different points of space.
  • the example of plane waves will be considered in what follows.
  • Incident waves are generally pulses of less than one microsecond, typically about 1 to 10 cycles of the ultrasonic wave at the center frequency.
  • the incident wave shots may be separated from each other for example from about 50 to 200 microseconds.
  • Each incident wave encounters in the middle 1 diffusers that reverberate the incident wave.
  • the reverberated ultrasound wave is picked up by the transducers ⁇ of the network.
  • the signal thus captured by each transducer ⁇ comes from the whole of the medium 1, since the incident wave is not focused in transmission.
  • the electric sensor El captures an electrical signal E (t) during the propagation of the incident ultrasonic wave, and this electrical signal results from the interaction between the incident wave and the medium 1 to be imaged over the entire line represented by the wavefront, at each moment of measurement.
  • Reverberant signals picked up by the n transducers Ti are then digitized by the corresponding analog-digital converters A / D ⁇ and stored in the corresponding buffers Bi, while the electrical signal is digitized by the analog-digital converter A / D e and stored in the corresponding buffer memory B e .
  • the signals thus stored in the buffers after each firing incident will be called hereinafter raw data.
  • These raw data consist of n + 1 raw time signals RFrawi, i (t) and Erawi (t) picked respectively by the transducers ⁇ and the electric sensor El after the incident ultrasound wave firing 1.
  • the signals stored in the buffers Bi-B e are transferred to the memory 9 of the signal processor 10 for processing by this processor.
  • the memory 9 thus contains N matrices (vectors) of n + 1 raw signals.
  • Step (a) is repeated at a fast rate, for example 500 Hz or more, which is made possible by the small number N of incident waves used to make an image.
  • a number M of synthetic coherent data matrices is calculated by the processor 8, respectively at M points P k (x, z) of the observation field (where k is an integer between 1 and M and x, where z is the coordinates of the point ⁇ 3 ⁇ 4 on the X, Z axes.
  • Each of these M coherent synthetic data vectors comprises n RFcoherentk time signals, i (t) corresponding to the signals that would be picked up respectively by the transducers ⁇ if the transducers emitted an incident wave focused at the point P k .
  • Consistent data matrices can be obtained for example by assuming a homogeneous propagation velocity c throughout the medium 1 for ultrasonic compression waves, according to the principle explained in particular in document EP2101191 or in the article by Montaldo et al. "Coherent plane-wave compounding for high-resolution ultrasound and transient elastography” (IEEE Trans Ultrasound Ferroelectr Freq Control 2009 Mar; 56 (3): 489-506).
  • the spatially coherent acoustic signal for the transducer Ti corresponding to the virtual focusing point P k , is then calculated according to the formula:
  • RFcoheren ⁇ j ⁇ B (l) RFraw Uj (r (l, k, i, j)) (1)
  • B (1) is a weighting function for the contribution of each incident wave shot 1 (in common cases, the values B (l) can all be equal to 1).
  • This RFcoherent signal k i j has a single value for each point Pk.
  • This electrical value is that which would be measured by the electric sensor El if an incident ultrasonic wave focused at P k had been emitted, particularly if a sufficient number of incident waves are emitted to obtain an acousto-electric image, for example 40 to 100 waves. incidental to get a great image resolution.
  • Ecoherent values k are representative of the electric currents at the points P k , in the same way as the electrical values captured in the aforementioned acousto-electrical imaging methods, and thus provide a mapping of the electric currents in the field of view.
  • the coherent data matrices RFcoherent k and optionally the Ecoherentk values can then be optionally refined by correcting the effects of aberrations in the medium 1, for example as explained for example in the documents EP2101191 or Montaldo et al.
  • Coherent plane-wave compounding for Very High Frame Rate Ultrasound and Transient Elastography "(IEEE Trans Ultrasound Ferroelectr Freq Control 2009 Mar; 56 (3): 489-506).
  • mapping of the electric currents can be presented on the screen of the computer 4, possibly in superposition with an echographic image B mode of the medium 1 or another image of said medium 1, in particular an echographic image obtained from the Ecoherent matrices k by channel formation in reception, as explained for example in the aforementioned EP2101191 document.
  • the raw electrical signal Eraw k (t) can be modeled as follows:
  • K is an interaction constant of the order of 1CT 9 Pa -1
  • p is the resistivity of the medium
  • y is a coordinate along a Y axis perpendicular to the (X, Z) plane and
  • J is the detected current density distribution, i.e., the dot product of the current density vector by the electrode sensitivity vector of the electric sensor E1.
  • the emitted ultrasonic wave being an impulse plane wave, ⁇ ⁇ ( ⁇ , ⁇ , ⁇ ) can be parameterized as a function of the emission angle ⁇ and the time t. Ignoring the Y direction, we have:
  • ⁇ ( ⁇ , ⁇ ) AP (-qsin9 + ctcosG, qcosG + ctsinG),
  • the acousto-electric signal becomes:
  • RJ (6, ci) ⁇ J (x, z) .S (x, sin ⁇ + z, cos ⁇ - ct) dxdz (4)
  • R [J] is the Radon transform
  • the incident wave is not a Dirac pulse but a finite frequency band pulse signal, which will result in a convolution with respect to the variable and the Radon transform:
  • W (ct) is the emitted waveform and ® is the convolution product.
  • n and m can be adjusted within the frequency band of the transducer.
  • This convolution nucleus is equivalent to a transform into ridgelettes ("ridgelet transform") [E. J. Candes, "Ridgelets: Theory and Applications,” Stanford University, 1998] of current density distribution.
  • the ridgelette decomposition has several mathematical properties such as a Parseval-Plancherel relation, a reconstruction formula, a parsimonious representation of slowly varying objects far from linear discontinuities, and can be expressed as a composition of a wavelet transform and the Radon transform.
  • the inversion occurs in two steps: first, inverting the WT wavelet transform, then inverting the Radon R transform.
  • SNR signal to noise ratio
  • One approach is to emit incident waves as short pulses as possible, which optimizes the resolution. However, this corresponds to a low emitted energy and therefore a low SNR.
  • a third approach is to issue a "chirp" that can be used to do pulse compression. This approach maximizes SNR while maintaining image throughput.
  • SNR can also be improved by limiting the effect of noise. Since the ridgelette transform is a parsimonious basis that will represent the current density distribution with a small number of large coefficients and a large number of small coefficients, denoising can be achieved simply by applying thresholding on the obtained signals.
  • a first approach consists of a thresholding eliminating 'small' coefficients. Otherwise, it is also possible to use the physics of the problem. For example, coefficients containing mainly noise can be identified by performing cross-correlation on received signal windows for two emissions of opposite polarities. In addition these signals can be subtracted to eliminate systemic artifacts.
  • the RFcoherent k matrices can be calculated as explained in the above method b1) to further form a two-dimensional ultrasound image (B mode) of the field of view, by channel formation on reception, as explained for example in the document EP2101191 mentioned above.
  • This ultrasound image B mode (or another echographic image or not) of the field of view may possibly be superimposed on the mapping of the electrical values determined previously, and it is possible to display on the computer screen 4 at a time the Ultrasound image of the medium and mapping of electrical currents.

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Abstract

Procédé d'imagerie acousto-électrique, comprenant : (a) une étape de mesure au cours de laquelle on émet dans un milieu 1 à imager, des ondes ultrasonores incidentes ayant des fronts d'ondes différents, et on fait capter par au moins un capteur électrique, des signaux électriques bruts Eraw1 (t) respectivement pendant la propagation des ondes incidentes, (b) une étape de formation d'image, au cours de laquelle on détermine à partir des signaux électriques bruts Eraw1 (t), une image du milieu comprenant une cartographie de courants électriques.

Description

Procédé et dispositif d' imagerie acousto-électrique .
DOMAINE DE L'INVENTION
La présente invention est relative aux procédés et dispositifs d'imagerie acousto-électrique.
Des organes comme le cœur, les muscles squelettiques et le cerveau sont parcourus en permanence par des impulsions électriques qui transportent les informations dans les neurones, ou qui déclenchent les contractions musculaires ou du myocarde. Pouvoir imager la propagation de ces impulsions est extrêmement important pour diagnostiquer de nombreuses pathologies et comprendre les mécanismes cérébraux par l'exploration fonctionnelle du cerveau .
L'imagerie acousto-électrique exploite l'interaction entre les ultrasons et les courants électriques pour déterminer la valeur du courant électrique aux points d'interaction entre les ultrasons et les tissus, classiquement au niveau de la tache focale d'une onde ultrasonore focalisée.
ARRIERE-PLAN DE L'INVENTION
Le document US8057390 décrit un exemple de procédé d'imagerie acousto-électrique, dans lequel on émet des ondes ultrasonores focalisées pour former, ligne par ligne, une image du courant. Ce processus d'acquisition est lent, et ce d'autant plus que, les signaux électriques obtenus étant très faibles, un niveau de moyennage important est nécessaire. On obtient donc de faibles débits d'images.
Par ailleurs, Kuchment et al. « Synthetic focusing in ultrasound modulated tomography », Inverse problem and imaging, 2009-10-01, pages 1-9, XP055116447, ont proposé un procédé d'imagerie acousto-électrique synthétique, qui prévoit que les transducteurs émettent un par un des ondes sphériques. Il en résulte un processus lent. De plus, les ondes ultrasonores incidentes ont une amplitude trop faible .
RESUME DE L'INVENTION
La présente invention a notamment pour but de pallier cet inconvénient.
A cet effet, l'invention propose un procédé d'imagerie acousto-électrique, comprenant :
(a) une étape de mesure au cours de laquelle on fait émettre par un ensemble de transducteurs T±r dans un champ d'observation d'un milieu à imager, un nombre N au moins égal à 2 d' ondes ultrasonores incidentes 1 non focalisées dans le champ d'observation et ayant des fronts d'ondes différents, chaque onde ultrasonore incidente étant émise par plusieurs transducteurs ΤΊ de l'ensemble de transducteurs, N étant au moins égal à 2 et inférieur à 100, et on fait capter par au moins un capteur électrique en contact avec le milieu à imager, des signaux électriques bruts Erawi(t) respectivement pendant la propagation des ondes incidentes 1,
(b) une étape de formation d'image, au cours de laquelle on détermine à partir des signaux électriques bruts Erawi(t) obtenus à l'étape (a), une image du milieu comprenant une cartographie de courants électriques (c'est- à-dire une cartographie de valeurs électriques représentatives des densités de courant locales en chaque point du milieu) .
Grâce à ces dispositions, on peut réaliser une imagerie ultrarapide des impulsions électriques dans le milieu observé, et éventuellement filmer la propagation d'impulsions électrique en profondeur dans les tissus, en temps-réel et avec une résolution millimétrique.
Dans divers modes de réalisation du procédé selon l'invention, on peut éventuellement avoir recours en outre à l'une et/ou à l'autre des dispositions suivantes :
au cours de l'étape b) on détermine, au moins à partir des N signaux électriques bruts Era i(t), pour un nombre M de points de focalisation fictifs Pk dans champ d'observation, des valeurs électriques Ecoherent* correspondant chacune au signal électrique qui aurait été capté si une onde ultrasonore focalisée au point Pk avait été émise par lesdits transducteurs ;
au cours de l'étape (b) , on applique aux signaux électriques bruts Erawl (t) une transformée en ondelettes inverse WT-1, puis une transformée de Radon inverse R-1 (les signaux électriques bruts Erawl (t) peuvent bien entendu subir un traitement préliminaire avant la transformée de Radon inverse R-1) ;
au cours de l'étape (b) , on superpose à la cartographie de courants électriques, une image échographique du milieu réalisée avec l'ensemble de transducteurs ;
au cours de l'étape (a), on fait capter par les transducteurs ΤΊ des signaux acoustiques RFrawi,i(t) représentatifs d'ondes ultrasonores réverbérées par le milieu respectivement à partir des ondes incidentes 1, au cours de l'étape (b) , on détermine à partir des N ensembles de signaux RFrawi,i(t) captés, M signaux acoustiques cohérents RFcoherent^,! (t) correspondant aux signaux acoustiques qui auraient été reçus par les transducteurs ΤΊ si une onde ultrasonore focalisée au point Pk avait été émise par lesdits transducteurs, et on calcule l'image échographique du milieu à partir des signaux acoustiques cohérents ;
au cours de l'étape (b) , on détermine l'image échographique par formation de voies à partir des signaux acoustiques cohérents ;
le milieu à imager est un tissu humain ou animal. Par ailleurs, l'invention a également pour objet un dispositif pour la mise en œuvre d'un procédé d'imagerie acousto-électrique, comprenant un ensemble de transducteurs Ti, moins un capteur électrique, et des moyens de commande et traitement adaptés pour :
(a) faire émettre par un ensemble de transducteurs Ti, dans un milieu à imager, un nombre N d'ondes ultrasonores incidentes non focalisées 1 ayant des fronts d'ondes différents chaque onde ultrasonore incidente étant émise par plusieurs transducteurs ΤΊ de l'ensemble de transducteurs, N étant au moins égal à 2 et inférieur à 100, et faire capter par au moins un capteur électrique en contact avec le milieu à imager, des signaux électriques bruts Erawi(t) respectivement pendant la propagation des ondes incidentes 1,
(b) déterminer à partir des signaux électriques bruts Erawi(t), une image du milieu comprenant une cartographie de courants électriques.
BREVE DESCRIPTION DES DESSINS
D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront au cours de la description suivante d'un de ses modes de réalisation, donné à titre d'exemple non limitatif, en regard des dessins joints.
Sur les dessins :
la figure 1 est une vue schématique d'un dispositif pour la mise en œuvre d'un procédé selon un mode de réalisation de l'invention, et
la figure 2 est un schéma bloc d'une partie du dispositif de la figure 1.
DESCRIPTION DETAILLEE
Sur les différentes figures, les mêmes références désignent des éléments identiques ou similaires.
La figure 1 montre un exemple de dispositif d' imagerie acousto-électrique adapté pour imager un milieu 1 par émission et réception d'ondes ultrasonores de compression (par exemple de fréquences comprises entre 0.2 et 40 MHz), avec mesure simultanée de valeurs électriques.
Le milieu 1 à imager peut consister notamment en des tissus d'un patient ou d'un animal, notamment un muscle (myocarde ou autre) ou un cerveau.
Le dispositif d'imagerie comporte par exemple :
un réseau 2 de n transducteurs ultrasonores, comprenant par exemple quelques centaines de transducteurs et adapté pour réaliser une image bidimensionnelle (2D) d'un champ d'observation (zone d'intérêt, balayée par les ondes ultrasonores) dans le milieu 1 à imager ;
une baie électronique 3 ou similaire commandant le réseau 2 de transducteurs et adaptée pour acquérir les signaux captés par ce réseau de transducteurs ;
un ordinateur 4 ou similaire pour commander la baie électronique 3 et visualiser les images ultrasonores obtenues à partir desdits signaux captés.
Le réseau 2 de transducteurs peut par exemple être un réseau linéaire formé par une barrette de transducteurs juxtaposés selon un axe X, l'axe Z perpendiculaire à l'axe X désignant la direction de la profondeur dans le champ d'observation. Dans ce qui suit, les transducteurs seront notés Ti, i étant un indice désignant le rang de chaque transducteur selon l'axe X. La description qui suit sera faite en prenant pour exemple ce type de réseau 2 de transducteurs, mais d'autres formes de de réseau de transducteurs sont également possibles dans le cadre de la présente invention, notamment des réseaux bidimensionnels .
Le dispositif comporte en outre au moins un capteur électrique El (figure 2), constitué par exemple par deux électrodes mesurant une différence de potentiel électrique. Ce capteur électrique peut avantageusement être fixé au le réseau 2 de transducteurs et adapté pour entrer en contact avec le milieu 1 à imager en même temps que les transducteurs du réseau 2.
Le nombre de capteurs électriques El utilisé est relativement faible, généralement moins de 10, avantageusement moins de 5 et le plus souvent 1.
Comme représenté sur la figure 2, la baie électronique 3 peut comprendre par exemple :
n+1 convertisseurs analogique / digital 5 (A/D± - A/De) connectés individuellement aux n transducteurs ΤΊ du réseau 2 de transducteurs et au capteur électrique El, n+1 mémoires tampon 6 (Bi-Be) respectivement connectées aux n convertisseurs analogique / digital 5,
une unité centrale 8 (CPU) communiquant avec les mémoires tampon 6 et l'ordinateur 4,
une mémoire 9 (MEM) connectée à l'unité centrale
8,
un processeur numérique de signal 10 (DSP) connecté à l'unité centrale 8.
On notera que les n+1 convertisseurs analogique / digital 5 (A/D± - A/De) peuvent être identiques, de même que les n+1 mémoires tampon 6 (Bi-Be) , de sorte que le dispositif utilisé peut être simplement un dispositif utilisé classiquement en imagerie acoustique ultrarapide.
Ce dispositif permet de mettre en œuvre un procédé d'imagerie acousto-électrique du milieu 1, qui inclut notamment les étapes suivantes, mises en œuvre par l'unité centrale 8 assistée du processeur 8 et du processeur numérique de signal 10 :
a) Mesure (émission / réception et enregistrement des données brutes) ,
b) détermination d'une image du milieu comprenant une cartographie de valeurs électriques.
Etape (a) : Mesure (émission / réception et enregistrement des données brutes) :
Le réseau 2 de transducteurs et le capteur électrique El sont mis en contact avec le milieu 1 et un nombre N d'ondes incidentes ultrasonores est émis dans le milieu 1 par les transducteurs ΤΊ (N peut être compris par exemple entre 2 et 100, notamment entre 5 et 10) . Les ondes incidentes en question sont non focalisées (plus précisément, non focalisées dans le champ d'observation) et ont des respectivement fronts d'onde différents, c'est-à- dire des fronts d'onde de formes différentes et / ou d'orientation différentes. Avantageusement, les ondes incidentes peuvent être des ondes planes ou divergentes dont les fronts d'onde F respectifs (le front d'onde F d'une seule onde est représenté sur la figure 1) ont des inclinaisons toutes différentes, caractérisées par leurs angles d' inclinaison respectifs Θ mesurés entre leur direction de propagation V et l'axe Z, ou encore des ondes divergentes émises comme si elles provenaient de différents points de l'espace. L'exemple des ondes planes sera considéré dans ce qui suit.
Les ondes incidentes sont généralement des impulsions de moins d'une microseconde, typiquement environ 1 à 10 cycles de l'onde ultrasonore à la fréquence centrale. Les tirs d' ondes incidentes peuvent être séparés les uns des autres par exemple d'environ 50 à 200 microsecondes.
Chaque onde incidente rencontre dans le milieu 1 des diffuseurs qui réverbèrent l'onde incidente. L'onde ultrasonore réverbérée est captée par les transducteurs ΤΊ du réseau. Le signal ainsi capté par chaque transducteur ΤΊ provient de l'ensemble du milieu 1, puisque l'onde incidente n'est pas focalisée en émission. De même, le capteur électrique El capte un signal électrique E (t) pendant la propagation de l'onde ultrasonore incidente, et ce signal électrique résulte de l'interaction entre l'onde incidente et le milieu 1 à imager sur toute la ligne représentée par le front d'onde, à chaque instant de mesure .
Les signaux réverbérés captés par les n transducteurs Ti sont alors numérisés par les convertisseurs analogique- digital correspondants A/D± et mémorisés dans les mémoires tampon correspondantes Bi, tandis que le signal électrique est numérisé par le convertisseur analogique-digital A/De et mémorisé dans la mémoire tampon correspondante Be . Les signaux ainsi mémorisés dans les mémoires tampon après chaque tir incidents seront appelées ci-après données brutes. Ces données brutes consistent en n+1 signaux temporels bruts RFrawi,i (t) et Erawi(t) captés respectivement par les transducteurs ΤΊ et le capteur électrique El après le tir 1 d'onde ultrasonore incidente.
Après chaque tir 1 d'onde incidente, les signaux mémorisés dans les mémoires tampons Bi - Be sont transférés dans la mémoire 9 du processeur de signal 10 aux fins de traitement par ce processeur. A la fin de l'étape (a), la mémoire 9 contient donc N matrices (vecteurs) de n+1 signaux bruts.
L'étape (a) est réitérée à cadence rapide, par exemple 500 Hz ou plus, ce qui est rendu possible par le faible nombre N d'ondes incidentes utilisé pour faire une image.
Etape (b) : détermination d' une image du milieu comprenant une cartographie de valeurs électriques :
Deux méthodes seront expliquées ci-après pour réaliser cette étape (b) .
bl) Première méthode : Synthèse de données cohérentes :
A partir des N matrices de données brutes, un nombre M de matrices (vecteurs) de données cohérentes synthétiques est calculé par le processeur 8, respectivement en M points Pk(x, z) du champ d'observation (k étant un entier compris entre 1 et M et x, z étant les coordonnées du point Ρ¾ sur les axes X, Z) . Chacune de ces M vecteurs de données cohérentes synthétiques comporte n signaux temporels RFcoherentk,i (t) correspondant aux signaux qui seraient captés respectivement par les transducteurs ΤΊ si les transducteurs émettaient une onde incidente focalisée au point Pk.
Les matrices de données cohérentes peuvent être obtenues par exemple en supposant une vitesse de propagation c homogène dans tout le milieu 1 pour les ondes de compression ultrasonores, selon le principe expliqué notamment dans le document EP2101191 ou dans l'article de Montaldo et al. « Cohérent plane-wave compounding for very high frame rate ultrasonography and transient elastography » (IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control 2009 Mar ; 56(3) : 489-506) .
La direction de propagation de l'onde plane correspondant à chaque tir 1 étant connue, et la vitesse de propagation c étant connue, le processeur 8 peut calculer pour chaque point Pk le temps de propagation rec(l/k) de l'onde incidente 1 jusqu'au point Pk, et le temps de propagation rrec(l,k, i) de l'onde réverbérée depuis le point Pk vers le transducteur ΤΊ, donc le temps de trajet total aller-retour τ (l,k, i) = rec(l,Pk) + T REC (l,Pk, i) ·
Le signal acoustique spatialement cohérent pour le transducteur Ti, correspondant au point de focalisation virtuel Pk, est alors calculé selon la formule :
RFcoheren^j =∑B(l)RFrawUj (r(l, k, i, j)) ( 1 ) où B(l) est une fonction de pondération pour la contribution de chaque tir 1 d'onde incidente (dans les cas courants, les valeurs B(l) peuvent être toutes égales à 1) . Ce signal RFcoherentkij présente une seule valeur pour chaque point Pk.
De la même façon, on peut calculer un signal électrique cohérent Ecoherentk :
Ecoherentk (t) = ^ B{l)Erawl (r(l, k, i, j)) (Ibis)
Cette valeur électrique est celle qui serait mesurée par le capteur électrique El si une onde ultrasonore incidente focalisée en Pk avait émise, particulièrement si on émet un nombre suffisant d'ondes incidentes pour obtenir une image acousto-électrique, par exemple 40 à 100 ondes incidentes pour obtenir une grande résolution d'image.
Ces valeurs Ecoherentk sont représentatives des courants électriques aux points Pk, de la même façon que les valeurs électriques captées dans les méthodes connues d'imagerie acousto-électrique susmentionnées, et donnent donc une cartographie des courants électriques dans le champ d'observation.
Les matrices de données cohérentes RFcoherentk et éventuellement les valeurs Ecoherentk peuvent ensuite être éventuellement affinées en corrigeant les effets d'aberrations dans le milieu 1, par exemple comme expliqué par exemple dans les documents EP2101191 ou Montaldo et al « Cohérent plane-wave compounding for very high frame rate ultrasonography and transient elastography » (IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control 2009 Mar ; 56(3): 489- 506) .
La cartographie des courants électriques peut être présentée à l'écran de l'ordinateur 4, éventuellement en superposition avec une image échographique B mode du milieu 1 ou une autre image dudit milieu 1, notamment une image échographique obtenue à partir des matrices Ecoherentk par formation de voie en réception, comme expliqué par exemple dans le document EP2101191 susmentionné. b2) Deuxième méthode : Transformée de Radon et ondelettes :
A partir des signaux électriques Erawk(t), on peut également remonter directement aux valeurs locales de courants électriques aux points Pk, comme il sera expliqué ci-après .
Le signal électrique brut Erawk(t) peut être modélisé comme suit :
Erawk = Kfif(x,y,z)AP(x,y,z)dxdydz (2)
Jvolume
Où : K est une constante d'interaction de l'ordre de 1CT9 Pa-1, p est la résistivité du milieu,
ΔΡ est la variation de pression
y est une coordonnée selon un axe Y perpendiculaire au plan (X, Z) et
J est la distribution de densité de courant détectée, c'est-à-dire, le produit scalaire du vecteur densité de courant par le vecteur de sensitivité des électrodes du capteur électrique El.
L'onde ultrasonore émise étant une onde plane impulsionnelle, Δ Ρ ( χ,γ, ζ ) peut être paramétrisé en fonction de l'angle d'émission Θ et le temps t. En ignorant la direction Y, nous avons:
ΔΡ ( χ , ζ ) = AP(-qsin9 + ctcosG, qcosG + ctsinG) ,
où q et et sont des coordonnées respectivement selon la direction du front d' onde F et selon la direction de propagation V.
En considérant l'onde ultrasonore émise comme une impulsion de Dirac, c'est-à-dire une impulsion infiniment courte, le signal acousto-électrique devient:
Eraw,
J(-q. sin 3 + et. cos Θ, q. cos Θ + et. sin &)dq
Kp
Ou de façon équivalente
Erawk
RJ(6,ci) = \ J(x, z) .S(x. sin Θ + z. cos Θ - ct)dxdz (4)
Kp J J
où R[J] est la transformée de Radon.
En pratique, l'onde incidente n'est pas une impulsion de Dirac mais un signal impulsionnel de bande de fréquence finie, ce qui résultera en une convolution par rapport à la variable et de la transformée de Radon :
Erawk
(e,t) = W(ct) ® RJ(e,ct) (5)
Kp
où W(ct) est la forme d'onde émise et ® est le produit de convolution .
Par exemple, une émission ultrasonore typique produit noya (kernel) de convolution suivant
où n et m peuvent être ajustés à l'intérieur de la bande de fréquence du transducteur. Ce noyau de convolution est équivalent à une transformée en ridgelettes (« ridgelet transform ») [E. J. Candes, "Ridgelets: theory and applications," Stanford University, 1998] de la distribution de la densité de courant.
En pratique, m = n et ce noyau de convolution devient une décomposition en ridgelettes avec les paramètres suivant: a = ηλ, b = et et Θ.
La décomposition en ridgelettes possède plusieurs propriétés mathématiques comme une relation de Parseval- Plancherel, une formule de reconstruction, une représentation parcimonieuse d'objets à variation lente loin de discontinuités linéaires, et peut être exprimée comme une composition d'une transformation en ondelettes et de la transformée de Radon.
Plus spécifiquement, en notant les transformées en ondelettes et en ridgelettes par W [ . ] , et R [ . ] , respectivement, il peut être démontré que
^ ± = WT[R(J] (7)
Kp
Les inversions de la transformée en ondelettes et de la transformée de Radon sont des problèmes bien connus. En effet, il existe des inversions exactes, respectivement WT-1 et R-1 pour ces deux transformées et nous avons donc:
J = Rl (8) .
Kp
En pratique, l'inversion se produit en deux étapes: d'abord, inverser la transformée en ondelettes WT, puis inverser la transformée de Radon R.
On obtient ainsi une cartographie de la densité de courant dans tout le champ d'observation (zone balayée par les ondes incidentes) à l'intérieur du milieu à imager, et ce après une acquisition très rapide, ce qui permet de suivre en temps réel des phénomènes électriques très rapides, en obtenant un véritable film de la propagation des impulsions électriques.
Par ailleurs, il est souhaitable de maximiser le rapport signal à bruit (SNR) , la résolution et le débit d' images .
Une approche consiste à émettre les ondes incidentes sous formes d'impulsions les plus courtes possible, ce qui optimise la résolution. Cependant, cela correspond à une faible énergie émise et donc, à un faible SNR.
Autrement, il est aussi possible de diviser la bande de fréquence en sous-bandes correspondant à des émissions plus longues (et donc plus énergétiques) . Il en résulte, en théorie, une augmentation du SNR mais une diminution du débit d'images (puisqu'il faut plusieurs émissions pour former une image) .
Finalement, une troisième approche consiste en l'émission d'un « chirp » qui peut être utilisé pour faire de la compression d'impulsion. Cette approche permet de maximiser le SNR tout en conservant le débit d'images.
Le SNR peut aussi être amélioré en limitant l'effet du bruit. Puisque la transformée en ridgelettes est une base parcimonieuse qui représentera la distribution de densité de courant avec un petit nombre de grands coefficients et un grand nombre de petits coefficients, le débruitage peut être obtenu simplement en appliquant un seuillage sur les signaux obtenus. Une première approche consiste en un seuillage éliminant les 'petits' coefficients. Autrement, il est aussi possible d'utiliser la physique du problème. Par exemple, les coefficients contenant principalement du bruit peuvent être identifiés en performant 1 ' intercorrélation sur des fenêtres de signaux reçus pour deux émissions de polarités opposées. De plus ces signaux peuvent être soustrais pour éliminer les artefacts systémiques .
Plusieurs techniques existent pour l'inversion de la transformée de Radon. La plus commune est probablement la rétroprojection filtrée, qui consiste en l'application d'un filtre de type rampe avant la rétroprojection (correspondant à la formation de voies) . Pour éviter cette étape qui augmente le niveau de bruit, il est aussi possible d'émettre les ondes ultrasonores incidentes sous forme d'une impulsion adaptée qui inclura ce filtre. D'autres stratégies comme l'acquisition comprimée (« compressed sensing ») sont aussi bien adaptées.
Par ailleurs, on peut calculer les matrices RFcoherentk comme expliqué dans la méthode bl) susmentionnée pour former en outre une image échographique bidimensionnelle (B mode) du champ d'observation, par formation de voie en réception, comme expliqué par exemple dans le document EP2101191 susmentionné.
Cette image échographique B mode (ou une autre image échographique ou non) du champ d'observation peut être éventuellement superposée à la cartographie des valeurs électriques déterminée précédemment, et on peut afficher sur l'écran de l'ordinateur 4 à la fois l'image échographique du milieu et la cartographie des courants électriques .

Claims

REVENDICATIONS
1. Procédé d'imagerie acousto-électrique, comprenant :
(a) une étape de mesure au cours de laquelle on fait émettre par un ensemble (2) de transducteurs T±r dans un champ d'observation d'un milieu (1) à imager, un nombre N au moins égal à 2 d' ondes ultrasonores incidentes 1 non focalisées dans le champ d'observation et ayant des fronts d'ondes différents, chaque onde ultrasonore incidente étant émise par plusieurs transducteurs ΤΊ de l'ensemble (2) de transducteurs, N étant au moins égal à 2 et inférieur à 100, et on fait capter par au moins un capteur électrique (El) en contact avec le milieu à imager, des signaux électriques bruts Erawi(t) respectivement pendant la propagation des ondes incidentes 1,
b) une étape de formation d'image, au cours de laquelle on détermine à partir des signaux électriques bruts Erawi(t) obtenus à. l'étape (a), une image du milieu comprenant une cartographie de courants électriques .
2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel au cours de l'étape b) on détermine, au moins à partir des N signaux électriques bruts Erawi (t) , pour un nombre M de points de focalisation fictifs Pk dans champ d'observation, des valeurs électriques Ecoherentk correspondant chacune au signal électrique qui aurait été capté si une onde ultrasonore focalisée au poi t. Pk avait été émise par lesdits transducteurs,
3. Procédé selon la revendication 1, dans lequel au cours de l'étape (b) , on applique aux signaux électriques bruts Erawl (t) une transformée en ondelettes inverse WT-1, puis une transformée de Radon inverse R-1.
4. Procédé selon la revendication 1 ou la revendication 2 ou la revendication 3, dans lequel au cours de l'étape (b) , on superpose à la cartographie de courants électriques, une image échographique du milieu réalisée avec l'ensemble (2) de transducteurs.
5. Procédé selon la revendication 4, dans lequel au cours de l'étape (a), on fait capter par les transducteurs Ti des signaux acoustiques RFrawifi(t) représentatifs d'ondes ultrasonores réverbérées par le milieu respectivement à partir des ondes incidentes 1,
au cours de l'étape (b) , on détermine à partir des N ensembles de signaux RFrawifi(t) captés, M signaux acoustiques cohérents RFcoherentk,i (t) correspondant aux signaux acoustiques qui auraient été reçus par les transducteurs ΤΊ si une onde ultrasonore focalisée au point Pk avait été émise par lesdits transducteurs, et on calcule l'image échographique du milieu à partir des signaux acoustiques cohérents.
6. Procédé selon la revendication 5, dans lequel au cours de l'étape (b) , on détermine l'image échographique par formation de voies à partir des signaux acoustiques cohérents .
7. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel le milieu à imager est un tissu humain ou animal .
8. Dispositif pour la mise en œuvre d'un procédé d'imagerie acousto-électrique selon l'une quelconque des revendications précédentes, comprenant un ensemble de transducteurs ΤΊ, moins un capteur électrique (El) , et des moyens de commande et traitement (8, 10, 4) adaptés pour :
(a) faire émettre par un ensemble (2) de transducteurs T±r dans un milieu (1) à imager, un nombre N d'ondes ultrasonores incidentes non focalisées 1 ayant des fronts d'ondes différents, chaque onde ultrasonore incidente étant émise par plusieurs transducteurs ΤΊ de l'ensemble (2) de transducteurs, N étant au moins égal à 2 et inférieur à 100, et faire capter par au moins un capteur électrique en contact avec le milieu à imager, des signaux électriques bruts Erawi(t) respectivement pendant la propagation des ondes incidentes 1,
(b) déterminer à partir des signaux électriques bruts Erawi(t), une image du milieu comprenant. une cartographie de courants électriques.
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