EP4007914A1 - Method and system for non-invasively characterising a heterogeneous medium using ultrasound - Google Patents

Method and system for non-invasively characterising a heterogeneous medium using ultrasound

Info

Publication number
EP4007914A1
EP4007914A1 EP20820244.0A EP20820244A EP4007914A1 EP 4007914 A1 EP4007914 A1 EP 4007914A1 EP 20820244 A EP20820244 A EP 20820244A EP 4007914 A1 EP4007914 A1 EP 4007914A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
point
medium
input
calculated
output
Prior art date
Legal status (The legal status 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 status listed.)
Pending
Application number
EP20820244.0A
Other languages
German (de)
French (fr)
Inventor
William Lambert
Alexandre Aubry
Mathias Fink
Laura COBUS
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
Ecole Superieure de Physique et Chimie Industrielles de Ville Paris
SuperSonic Imagine SA
Original Assignee
Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Ecole Superieure de Physique et Chimie Industrielles de Ville Paris
SuperSonic Imagine SA
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, Ecole Superieure de Physique et Chimie Industrielles de Ville Paris , SuperSonic Imagine SA filed Critical Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Publication of EP4007914A1 publication Critical patent/EP4007914A1/en
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4483—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer
    • A61B8/4488—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer the transducer being a phased array
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0833—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings involving detecting or locating foreign bodies or organic structures
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N29/00—Investigating or analysing materials by the use of ultrasonic, sonic or infrasonic waves; Visualisation of the interior of objects by transmitting ultrasonic or sonic waves through the object
    • G01N29/04—Analysing solids
    • G01N29/043—Analysing solids in the interior, e.g. by shear waves
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5207—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of raw data to produce diagnostic data, e.g. for generating an image
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N29/00—Investigating or analysing materials by the use of ultrasonic, sonic or infrasonic waves; Visualisation of the interior of objects by transmitting ultrasonic or sonic waves through the object
    • G01N29/04—Analysing solids
    • G01N29/06—Visualisation of the interior, e.g. acoustic microscopy
    • G01N29/0654—Imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N29/00—Investigating or analysing materials by the use of ultrasonic, sonic or infrasonic waves; Visualisation of the interior of objects by transmitting ultrasonic or sonic waves through the object
    • G01N29/04—Analysing solids
    • G01N29/07—Analysing solids by measuring propagation velocity or propagation time of acoustic waves
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N29/00—Investigating or analysing materials by the use of ultrasonic, sonic or infrasonic waves; Visualisation of the interior of objects by transmitting ultrasonic or sonic waves through the object
    • G01N29/22—Details, e.g. general constructional or apparatus details
    • G01N29/26—Arrangements for orientation or scanning by relative movement of the head and the sensor
    • G01N29/262—Arrangements for orientation or scanning by relative movement of the head and the sensor by electronic orientation or focusing, e.g. with phased arrays
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N29/00—Investigating or analysing materials by the use of ultrasonic, sonic or infrasonic waves; Visualisation of the interior of objects by transmitting ultrasonic or sonic waves through the object
    • G01N29/44—Processing the detected response signal, e.g. electronic circuits specially adapted therefor
    • G01N29/4463—Signal correction, e.g. distance amplitude correction [DAC], distance gain size [DGS], noise filtering
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8909—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using a static transducer configuration
    • G01S15/8915—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using a static transducer configuration using a transducer array
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52046—Techniques for image enhancement involving transmitter or receiver
    • G01S7/52049—Techniques for image enhancement involving transmitter or receiver using correction of medium-induced phase aberration
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2291/00—Indexing codes associated with group G01N29/00
    • G01N2291/02—Indexing codes associated with the analysed material
    • G01N2291/024—Mixtures
    • G01N2291/02483—Other human or animal parts, e.g. bones
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2291/00—Indexing codes associated with group G01N29/00
    • G01N2291/02—Indexing codes associated with the analysed material
    • G01N2291/024—Mixtures
    • G01N2291/02491—Materials with nonlinear acoustic properties
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2291/00—Indexing codes associated with group G01N29/00
    • G01N2291/10—Number of transducers
    • G01N2291/106—Number of transducers one or more transducer arrays

Definitions

  • the present description relates to methods and systems for non-invasive ultrasound characterization of a heterogeneous medium, and applies in particular to medical imaging or to non-destructive testing and more generally to all the fields in which ultrasound imaging can be used. .
  • the resolution of an acoustic imaging system can be defined as the ability to discern the small details of an object.
  • an acoustic imaging system is limited by diffraction and the theoretical resolution is given by l / 2 (where l is the wavelength of sound in the medium), or by the finite angular aperture of the detector.
  • the resolution is often deteriorated by variations in the speed of sound in the propagation medium.
  • the medium is considered to be homogeneous, with a constant speed of sound cO.
  • the hypothesis of a homogeneous environment is not always respected.
  • the probe is placed between the patient's ribs. Acoustic waves travel through layers of fat and muscle before reaching the target organ. Soft tissues each have different mechanical properties. The speed of sound is therefore far from homogeneous, between 1450 m / s for adipose tissue and 1600 m / s for the liver.
  • the variations in speed of sound cause a different phase shift of the waves depending on the places through which they propagate. This results in an aberration of the acoustic wavefront which leads to a distortion of the resulting ultrasound image, and therefore to a degradation of its resolution and its contrast. These aberrations can be such as to compromise the results of the medical examination.
  • the first way to generate an echographic image of the medium to be studied is to emit an ultrasonic pulse from one of the transducers of the array, the position of which is identified by the vector u in (FIG. 1A, diagram on the left). This results in a diverging cylindrical (or spherical) incident wave for a 1D (or 2D) array of transducers. This is reflected by the diffusers 21 of the medium 20 and the backscattered field is recorded by each of the transducers 11 as a function of time (FIG. 1A, diagram on the right).
  • FIG. 1C illustrates the principle of this so-called plane wave ultrasound, described for example in the article by G. Montaldo et al. “Coherent plane-wave compounding for very high frame rate ultrasonography and transient elastography” (IEEE Trans. Ultrason., Ferroelect. Freq. Control 56 489-506, 2009). Delays are applied to each signal on transmission (figure IC, diagram on the left) for the formation of a wavefront inclined at an angle q rapporth with respect to the array of transducers 10.
  • the field backscattered by the medium, R (u ollt , 0 in , t) is measured by all the position sensors u out for a series of incident plane waves of which the angle of incidence q ⁇ h . All of these responses form a reflection matrix R ue (t) defined between the Fourier base (or plane wave base) at the input and the base of the transducers at the output. Once this matrix has been recorded, the signals are temporally shifted before being summed in a coherent manner in order to digitally focus the data on transmission and on reception for each point of position r in . The number of acquisitions necessary to form an echographic image is reduced compared to standard echography (focused emissions), and this for the same level of contrast and resolution of the echographic image.
  • Figure 2 illustrates the influence of medium aberrations on conventional ultrasound imaging methods ( Figures IA to IC).
  • the delays initially determined and to be applied to each of the transducers of the network on transmission and on reception are not optimal for the evaluation of an image of the medium, since they are determined with the assumption of a homogeneous medium with constant speed of sound.
  • An aberration layer 22 induces a distortion of the incident wave front.
  • step 25 the delay laws used do not make it possible to concentrate the acoustic energy in the zone delimited by the limits of the diffraction, zones usually called the focal spot.
  • step 26 the delay laws used do not make it possible to correctly select the ultrasonic signals originating from the focal point of the medium, and mix the signals originating from a focal spot also aberrated. This results in a double aberration in the image construction process, which greatly degrades its resolution. New delay laws can then be recalculated in order to compensate for the effect of the aberration layer by adding an additional delay law to the delays generally used in channel formation.
  • Patent application WO-2010/001027 proposes an ultrasonic probing method capable of separating the multiple scattering component from the simple scattering component by filtering a frequency transfer matrix representative of the responses between the transducers of all of the transducers. This method makes it possible to obtain information on multiple scattering in which the reflected background results from several successive reflections on diffusers, and for which the time of flight is not directly related to the distance between a diffuser and the transducers.
  • the subject of the present description is a method of non-invasive ultrasonic characterization of a heterogeneous medium, the method comprising:
  • the method makes it possible, in a very advantageous manner, to probe the medium very locally in any direction of the measurement axis passing through the first point and the second point, in order to determine, by the input and output focalizations, a new matrix of local responses REP (r, Ar) (very rich in local information) at any point of the midpoint of position r and for any angular direction b of analysis.
  • the recorded experimental reflection matrix R ui (t) can be a “real” matrix, that is to say composed of real coefficients in the time domain, the electrical signals recorded by each of the transducers being real numbers.
  • this matrix can be a “complex” matrix, that is to say made up of complex values, for example in the case of a demodulation for a formation of in-phase and in quadrature channels (known in English as the name “beamforming IQ”).
  • the focusing at the input of the experimental reflection matrix uses a time of flight on the outward journey of the waves between the emission base and the transducer virtual input
  • the output focusing uses a time of flight on the return of the waves between the virtual output transducer and the reception base.
  • the response REP (r, Ar) of the medium is calculated by the following formula: in which
  • Ni n is the number of elements of the emission base i
  • N out is the number of elements of the reception base u at the output
  • R Riveri (t) is the experimental reflection matrix, of which R Uj ( u out - ⁇ in J T ( r i n r out- u out- ⁇ ii l )) is the element of the experimental reflection matrix R lovedI (t) recorded by the transducer u out following the emission i in at time t, t is a time which is the sum of the time of flight on the outward journey t ih of the ultrasonic wave between the base of emission i and the first point PI and the return flight time x out of the ultrasonic wave between the second point P2 and the reception base u, as explained by the following formula:
  • the method further comprises:
  • a step of determining a profile of responses PR (ôr) which is a plurality of responses REP (r, Ar) calculated for a plurality of values of the distance coordinate Ar and for the same central point (PC), and for the same measurement axis (AX m ), corresponding to a predetermined angle b, ôr being the distance from the second point relative to the central point, that is to say the value such that Ar ôr.up, up being a unit vector in the direction of the measurement axis AX m defined by the angle b.
  • the method further comprises:
  • 0).
  • the width of the peak is estimated at a height which is a portion of the maximum height of said peak, said portion being for example half of the maximum height of the peak.
  • the method further comprises:
  • the method further comprises:
  • an image optimization step in which the focusing criterion F (r) is calculated at a plurality of points in the middle, and at least one parameter for calculating the input focusing and / or the output focusing is optimized. minimizing or maximizing an average of said focusing criterion F (r) for said plurality of points.
  • said at least one calculation parameter comprises the speed of sound in the medium.
  • the theoretical resolution is determined by a technique included in the following list:
  • the method further comprises:
  • the symmetry rate is calculated by the following formula: or by the following formula: in which
  • the method further comprises:
  • a noise intensity I ⁇ (r) being the product between one minus the rate of symmetry a (r) and the afocal intensity I, n ⁇ r), that is to say:
  • the first multiple scattering indicator (r) is calculated by a ratio between the multiple scattering intensity I ⁇ i (r) and the noise intensity I ⁇ (r), that is - say:
  • the method further comprises:
  • a step of determining a confocal intensity I on (r) which is the value of a squared modulus of the response REP (r,
  • 0) for a zero distance coordinate value (
  • 0), i.e. for a point in the middle for which the first point (PI), the second point (P2) and the central point (PC) are the same,
  • I on (r) IsO) + 2I M (r) + I N (r)
  • the method further comprises: - a step of determining a second multiple diffusion indicator y (r) which is calculated by:
  • the method further comprises:
  • the local characterization parameter is chosen from a list comprising the resolution w (r), the focusing criterion F (r), the rate of symmetry a (r), the first multiple diffusion indicator (r ), the second multiple scattering indicator y (r), the afocal intensity I 0ff (i), the confocal intensity I on (r), the multiple scattering intensity IM (G), the scattering intensity simple Is (r), the noise intensity I N (r).
  • the present description relates, according to a second aspect, to a non-invasive ultrasonic characterization system of a heterogeneous medium configured for the implementation of all the examples of ultrasonic characterization methods as described above.
  • the ultrasonic characterization system according to the second aspect comprises:
  • a computing unit (42) coupled to the first network of transducers and suitable for:
  • the characterization system according to the present description can comprise at least one array of transducers which are both transmitter and receiver, or several arrays of transducers, some being dedicated to the transmission, others to the reception of ultrasonic waves.
  • Figures IA to IC illustrate known transmission / reception mechanisms for ultrasound imaging and quantification
  • Figure 2 illustrates the impact of aberrations in ultrasound imaging, according to the prior art
  • FIG. 3 illustrates an example of an ultrasonic characterization system for the implementation of the ultrasonic characterization methods according to the present description
  • FIG. 4 illustrates the definitions used in the ultrasonic characterization method according to the present description
  • FIG. 5 illustrates an example of an image representing the modulus of a response matrix REP (r, Ar) according to the ultrasonic characterization method as in FIG. 4;
  • FIG. 6 illustrates an example of a response profile PR (ôr) corresponding to the response matrix of FIG. 5;
  • FIG. 7 illustrates echographic images of three heterogeneous media, part A of this figure corresponding to a test medium called "phantom", part B of this figure corresponding to a medium having a layer of meat placed on the medium of test, and part C of this figure corresponding to a medium which is an “in vivo” liver;
  • FIG. 8 illustrates an image of resolution w (r) (on the left) and an image of theoretical resolution wo (r) (on the right) established for the test medium (of part A) of FIG. 7;
  • FIG. 9 illustrates images of the focusing criterion F (r) established for the three heterogeneous media of FIG. 7 (respectively parts A, B, and C);
  • Figure 10 illustrates images of the first multiple scattering indicator (r) of focusing established for the three heterogeneous media in FIG. 7 (respectively parts A, B, and C);
  • FIG. 11 illustrates images of the second multiple scattering indicator y (r) established for the three heterogeneous media of FIG. 7 (respectively parts A, B, and C);
  • FIG. 12 illustrates three calculations of optimum sound speeds, carried out from three models of the medium B of FIG. 7 and from the defined focusing criterion F (r).
  • FIG. 3 illustrates an example of an ultrasonic characterization system 40 for the implementation of ultrasonic characterization methods of a heterogeneous medium 20, according to the present description.
  • the system 40 comprises at least a first array 10 of transducers 11, for example a linear or two-dimensional array; the transducers are for example piezoelectric ultrasonic transducers which may conventionally be in the form of a rigid bar brought into contact with the medium 20.
  • the array of transducers is for example part of a probing device 41, also referred to hereinafter as by the more common term "probe"; the array of transducers is connected to a computing unit 42, which can itself be connected to a display device 43; the computing unit transmits and records electrical signals to / from each of the transducers 11.
  • connection or “link” between the probing device 41, the computing unit 42 and the display device 43, is meant any type of wire link of the electrical or optical type, or of wireless link using any protocol. such as WiFi, bluetooth or others. These connections or links are one way or two way.
  • the calculation unit 42 is configured for the implementation of calculation or processing steps in particular for the implementation of process steps according to the present description.
  • a spatial reference of the medium 20 by taking a first X axis and a second Z axis perpendicular to it.
  • the first X axis corresponds to the direction in which the transducers 11 are aligned for a linear array
  • the second Z axis corresponds to the depth of the medium 20 with respect to this array 10 of transducers 11.
  • This definition can be extended. to a three-axis spatial coordinate system in the case of a two-dimensional network.
  • FIG. 3 as in the rest of the description, reference is made to an array of transducers for transmission and reception, it being understood that, in a more general case, several arrays of transducers could be used simultaneously. They can be both sender and receiver, or only a sender for some and only a receiver for others.
  • each calculation or processing step can be implemented by software, hardware, firmware. , microcode or any suitable combination of these technologies.
  • each computational or processing step can be performed by computer program instructions or software code. These instructions can be stored or transmitted to a storage medium readable by a computer (or calculation unit) and / or be executed by a computer (or calculation unit) in order to implement these calculation or processing steps.
  • a central point PC of spatial position r in the spatial reference frame of the medium is defined, and situated in the middle of a first point PI and of a second point P2.
  • a measurement axis AX m passing through the first point PI and the second point P2, and forming an angle b with respect to the first axis X of the array of transducers 11.
  • the central point PC is located on the origin of the.
  • measurement axis AX m zero distance coordinate on the measurement axis).
  • the first point PI is at a distance coordinate -Ar and the second point P2 is at a distance coordinate + Ar from the central point PC, origin of the measurement axis.
  • the spatial position r and the distance coordinate Ar are noted in bold, signifying that these elements are position and offset vectors with respect to a position, vectors taken from the spatial reference frame of the medium (X, Z).
  • the coordinate vector distance DG thus takes into account the direction of the measurement axis AX m , and its angle b with respect to the first axis X.
  • Other definitions of the positions of the points relative to the others are possible and accessible to any specialist in the trade ultrasound.
  • the first and second points can be identified by a distance
  • These two points PI and P2 can be a short distance from each other, that is to say a few millimeters from each other, and for example 20 millimeters or less.
  • the method of non-invasive ultrasound characterization comprises:
  • the emission base i at the input being for example a base of waves each generated by only one of the transducers 11 of the array 10 or a base of plane waves of angular inclination Q relative to the axis X, as described previously in the description of Figures IA to IC.
  • the reception base u is usually the base of the transducers 11.
  • the step of generating ultrasonic waves is understood between the transmission base i and the reception base u.
  • This ultrasonic generation step is therefore defined for any type of ultrasonic wave of the focused or unfocused type, such as plane waves.
  • the experimental reflection matrix R beaui (t) is therefore defined between the transmission base i at the input and a reception base u at the output.
  • This matrix contains all the temporal responses of the medium, measured at time t by each transducer 11 with spatial coordinate u out for each emission i in . It is understood that the elements named with the index "in” refer to the transmission (ie the entry) and the elements named with the index "out” refer to the reception (ie the exit).
  • the input focusing process uses a time of flight on the outward journey of the waves between the emission base (i) and the virtual input transducer TV in .
  • the focus-out process uses a return time-of-flight of the waves between the virtual output transducer TV out and the transducers at the receiving base (u).
  • the first point PI being relative to the virtual input transducer TVi n , it is then located at a coordinate -Ar on the measurement axis AX m with respect to the central point PC and the second point P2 being relative to the virtual output transducer TV out , it is then located at a + Ar coordinate on the measurement axis AX m with respect to the central point PC.
  • the input focusing (on emission) is configured to concentrate the acoustic wave around the point PI on a spatial extent corresponding to the input focal spot.
  • the diffusers located inside this zone in the medium then generate a wave which is backscattered towards the probe.
  • This zone characterized by the focal spot on emission and the reflectivity of the corresponding medium, is called the virtual input transducer TVi n and can be interpreted as a "virtual" source.
  • the output focusing (on reception) is configured to select the echoes generated by diffusers located around the point P2 over a spatial extent corresponding to the output focal spot.
  • This zone characterized by the output focal spot (reception) and the reflectivity of the corresponding medium is called the virtual output transducer TV out and can be interpreted as a "virtual sensor”.
  • the response REP (r, Ar) can therefore be interpreted as an estimate of the pressure field coming from the position r out for a focusing at the position r in .
  • the virtual input transducer TVi n corresponds to an ultrasonic "virtual source" at the spatial position r; "in the medium and the virtual output transducer TV out corresponds to a" virtual ultrasonic sensor at the spatial position r out .
  • the method is suitable for probing the medium around point PI and / or point P2, spatially, which makes it possible to obtain new information on the propagation of the waves.
  • Ni n is the number of elements of the emission base i
  • N out is the number of elements of the reception base u at the output
  • R Riveri (t) is the experimental reflection matrix, of which R Uj ( u out - ⁇ i n J T ( r i n r out - u out - ⁇ i l )) is the element of the experimental reflection matrix R stunti (t) recorded by the transducer u out following the emission i; parcel at time t.
  • the time t is the sum of the time of flight on the outward journey t ih of the ultrasonic wave between the transducers of the emission base i and the first point PI and the time of flight at the return x out of the ultrasonic wave between the second point P2 and the transducers of the reception base u, as explained by the following formula:
  • the flight times t ih and x out are calculated from a speed of sound model.
  • the hypothesis consists in considering a homogeneous medium with a constant speed of sound ⁇ 3 ⁇ 4. In this case, the flight times are obtained directly from the distances between the probe and the virtual transducers.
  • the number of elements of the emission base Ni n is for example greater than or equal to two.
  • the number of elements of the reception base N out is for example greater than or equal to two.
  • This improved path formation formula is therefore a double sum of the temporal responses recorded in the experimental reflection matrix R réellej, a first sum related to the input focusing (the emission) according to the emission base i at the point PI of spatial position ,, and a second sum related to the output focusing (reception) according to the reception base u at point P2 of spatial position r out.
  • This calculation is therefore carried out for the spatial coordinates of the two points PI and P2 (of spatial positions r in , r out ).
  • the result of this improved path forming formula is therefore a temporal signal which is a pressure field for these two spatial coordinates (h handed, r out ).
  • the method makes it possible to probe the medium very locally in any direction corresponding to the measurement axis AX m , in order to extract from it by the input and output focalizations more local information on the medium at the central point PC of spatial position r, between the first point and second point of the heterogeneous medium 20.
  • This local information is entirely contained in the values of the calculated response, the response REP (r, Ar) of the medium which can be used to characterize each midpoint, for example in terms of resolution or in terms of multiple scattering.
  • This local information is entirely contained in the values of the calculated temporal response and which can be used to characterize each point in the middle.
  • the responses REP (r, Ar) can thus be determined for any set of separation distance values
  • , b) are then the polar coordinates of the vector distance coordinates Ar.
  • the response REP (r, -Ar) corresponds to inverting the spatial positions of the input and output virtual transducers.
  • the set of responses REP (r, Ar) can then be recorded in a matrix of the same name. This matrix of responses in a focused reflection matrix, which records a pressure field calculated at any point in the middle with the defined hypotheses.
  • FIG. 5 shows an image corresponding to a sub-matrix of the response matrix REP, said sub-matrix corresponding to a set of several central points PC of spatial position r in which the Z axis coordinate is fixed, and the angle b is zero.
  • the abscissa corresponds to a variation along the X axis of the position of the central point PC and the ordinate corresponds to the distance Ar coordinate from this central point.
  • the values of the points of this image (response) outside the x-axis of this image have a low (but not zero) value.
  • the values of the points of this image (response) on the abscissa axis have a value corresponding to the intensity of the ultrasonic image point at the central point PC.
  • Such an image can be extracted from the response REP (r, Ar) for variations in the distance coordinates Ar on a single measurement axis AXm or several measurement axes, that is to say for one or more values d 'angle b.
  • and the angle b can also be constructed, which gives a representation of the variation of the response around a central point PC, and therefore of the focal task at that point.
  • a step of determining a response profile PR (ôr) can be carried out, the response profile being a plurality of the responses REP (r, Ar) calculated for a plurality of values of the distance coordinate Ar.
  • This response profile PR (ôr) is considered for the same central point PC of spatial position r and along the same measurement axis AX m , corresponding to the same direction of angle b .
  • the profile of responses PR (ôr) is a vertical section of the image of FIG. 5, and this response profile is the curve of said image section.
  • the REP (r, Ar) responses can be complex values in particular in the case of use of formulation of focusing in complex values, as that is known in formations of channels in phase and in quadrature (known in English under the name "Beamforming IQ"). Consequently, the response profile PR (ôr) can also be represented by any module of these complex responses.
  • PR response profile
  • angle b can take any value between zero (0) and pi (p), and therefore a response profile PR C curve can be plotted or determined for several values of angle b.
  • the set of response profiles PR (ôr) or PR (ôr, b) (if we take several angles, but we will only keep the spatial position in the following for the sake of simplification of the presentation) or PR ( r, ôr, b) (if we also take the spatial position of the central point) can be recorded in a matrix of the same name.
  • the PR response profile (ôr) presents:
  • the sub-matrix represented in FIG. 5 is therefore the set of response profiles PR (ôr) for a set of central point PC of spatial position r in which the axis coordinate Z is fixed, and the angle b is zero (or constant).
  • This PR response profile (ôr) is a basic representation making it possible to determine new parameters for local characterization of the medium and / or of the performance of the ultrasound imaging process (ie of the formation of a pathway).
  • ôr This PR response profile
  • the modulus of the response profile as represented in FIG. 6 comprises a peak or maximum around the zero distance Ar coordinate (
  • 0).
  • This peak or over-intensity of the response profile is linked to the single scattering echoes and appears when the focal spots of the two virtual transducers TVi n and TV out overlap.
  • the spatial extent of this peak is therefore strongly correlated with the spatial dimensions of the focal spots at the entrance and at the exit along the direction of angle b and therefore with the local resolution of the echographic image.
  • the resolution w (r) can then be determined for example by the width of this peak.
  • the width of this peak is for example determined at a height which is a portion of the maximum height of this peak. For example, that portion of the pitch will be half or a third (1/3) or two-thirds (2/3) or any other ratio of the maximum pitch.
  • the maximum height of the peak is in fact the intensity of the echographic image at the central point PC if we look only at the squared modulus of the response profile, ie
  • PR (ôr 0)
  • the method makes it possible to define at any point in the middle the extent of the focal spot and therefore the resolution of the ultrasound process in each of the angle b directions.
  • the image in the left part of Figure 8 shows an example of calculating the resolution w (r, b) at each point of the test midpoint (midpoint A). Note that the resolution degrades with depth and when moving towards the edge of the image.
  • the theoretical resolution wo (r) is determined by a first analytical calculation at the central point (PC) for a pulse (coi), the emission base (i) and the reception base (u): It is calculated by the angle from which the transducer array is viewed from the central point (PC). It depends on the maximum angular half-opening used in transmission to insonify the central point of spatial position r or in reception to collect the echoes coming from this central point.
  • the theoretical resolution wo (r) is determined by a second analytical calculation at the central point (PC) for a pulse range (Dw) and the emission base (i) and the reception base (u) . It is obtained by an integral calculation over said pulse range and the angle from which the transducer array is viewed from the central point (PC) weighted by the frequency spectrum of recorded signals.
  • the latter can be obtained by averaging the modulus of the Fourier transform of the elements of the experimental reflection matrix R rebooti (t).
  • the theoretical resolution wo (r) is determined by a third wave propagation simulation calculation, firstly between the first point in the middle corresponding to a virtual input transducer (T Vi n ) and the base of emission (i), and secondly between the second point in the middle corresponding to a virtual output transducer (TV out ) and the reception base (u), said simulation using the response REP (r, Ar) and a propagation model of waves in the middle.
  • This third calculation reflects the double focusing step performed in order to calculate the response profiles PR (r, b, ôr).
  • This third simulation calculation consists in generating a theoretical reflection matrix associated with a random medium whose speed of sound corresponds exactly to the speed of sound model assumed to calculate the responses REP (r, Ar).
  • This simulation then uses the same transmission base and the same reception base as those used for the physical experiment. All the operations performed to determine the resolution w (r) are then repeated to calculate the theoretical resolution wo (r) from the generated theoretical reflection matrix. All the diffraction phenomena are perfectly taken into account and an estimate of the theoretical resolution of the medium without aberration is thus obtained. Note that the statistical properties of the medium such as the mean reflectivity of an area, the spectrum of the retro-scattered echoes can be deduced from the responses REP (r, Ar) in order to use a simulation which best models the experience carried out .
  • the image in the right part of Figure 8 shows an example of the calculation of the theoretical resolution wo (r) at each point of the test medium (medium A). We notice that the resolution degrades with depth and also when moving towards the edge of the image. Note that this image is very similar to the image on the left side of this same figure. The calculation of the resolution carried out by the preceding method is therefore in agreement with the calculation of the theoretical resolution.
  • the theoretical resolution is for example determined from an emission base i at the input, a reception base u at the output and a modeling of the propagation of ultrasonic waves in the medium.
  • the focusing criterion F (r) is a ratio of said resolution and theoretical resolution, or the reverse (a simple convention). That is, that we can get:
  • FIG. 9 illustrates images of the focusing criterion F (r) established for the three heterogeneous media in FIG. 7 (media A, B, and C in correspondence between FIGS. 7 and 9).
  • a value of one (1) for this focusing criterion corresponds to an identical resolution and a theoretical resolution (in the clear in the figure).
  • a value close to zero (0) for this focusing criterion corresponds to divergent resolution values (in dark in the figure), that is to say a degraded focusing.
  • the image of the medium A illustrates a great homogeneity with an average of this focusing criterion close to 0.97. This means that the ultrasound image is well formed and that the focusing assumptions are correct.
  • the images of media B and C show notable degradations corresponding to heterogeneities located upstream of the propagation of ultrasonic waves: layer of meat on the surface for medium B and adipose or muscle tissue for the liver of medium C.
  • the image of the middle C highlights very degraded areas (dark areas at the bottom left of this image) which means that the image produced in FIG. 7 (part C) also has the same problems in the same places.
  • the image of the focusing criterion can indicate to the operator of the echographic system that the left part of his echographic image is of poor quality, in particular in spatial resolution. This can help him to interpret his echographic image to establish a diagnosis preferentially on the correctly imaged areas or to modify the way of generating said echographic image. For example, this can encourage the operator to modify the positioning of the probe (ie the array of transducers) so as to obtain a good quality focusing criterion in the area (s) of interest for medical diagnosis. .
  • the imaging system which implements the present technique will be able to superimpose an echographic image on an image of the focusing criterion.
  • the average correlation coefficient is averaged for modulus distance Ar coordinate values greater than a predetermined resolution wa (r) (as shown in Figure 6) and / or being performed for a range of values d 'angle b or for a predetermined angle value b 0
  • the predetermined resolution wa (r) is advantageously a value greater than half of the resolution w (r).
  • the predetermined resolution wa (r) is a value greater than once, twice or three times the resolution w (r), in order to better exclude the values of the peak, as can be seen in FIG. 6.
  • the average of the correlation coefficient according to this variable means that the correlation coefficient is averaged for values of the distance coordinate Ar far from the peak, and therefore for virtual transducers far from the central point PC, which in fact makes it possible to test the acoustic reciprocity of this central point PC, ie the symmetry of the response matrix REP (r, Ar) with respect to the abscissa axis (see example of such a matrix in FIG. 5).
  • values beyond the predetermined resolution are small, comparison by an average correlation of symmetry can reliably estimate a symmetry rate a (r) of the central point PC.
  • the correlation coefficient is averaged for a range of values of angle values b or for a predetermined angle value b ⁇ i.
  • the average of the correlation coefficient according to this variable means that we average the correlation coefficient for one or more angle values b, which makes it possible to test the angular symmetry or according to an angular sector of the symmetry rate around of the central point PC, ie the reciprocity of this central point PC.
  • the correlation coefficient is averaged for values of distance coordinates Ar with a modulus greater than a predetermined resolution Wd (r). and for a range of angle values b.
  • the correlation is averaged over distance coordinate values for which the simple diffusion contribution is zero, the latter only appearing for a modulus of the distance coordinate lower than the predetermined resolution. It also makes it possible to obtain a more robust and stable estimate of the symmetry rate a (r).
  • ⁇ > is the mathematical average operator, this operator being able to be performed according to one or more variables (for example above distance coordinate values greater than a predetermined resolution and values of angle b), and * is the conjugation operator for complex numbers.
  • the rate of symmetry a (r) close to zero (0) if the propagation of the ultrasonic waves does not behave reciprocally around the central point PC, and the rate of symmetry a (r) close to one (1) whether the ultrasonic wave propagation behaves symmetrically or reciprocally around the central point PC.
  • this symmetry rate tests the validity of the acoustic reciprocity for the part of the signals corresponding to a multiple scattering. This makes it possible to discriminate the multiple scattering of the noise, the noise not respecting the property of acoustic reciprocity.
  • This first multiple diffusion indicator (r) is zero if the symmetry rate is zero, and it tends to infinity if the symmetry rate is close to one (1).
  • Figure 10 illustrates images of the first multiple scattering indicator (r) established for the three heterogeneous media of Figure 7 (media A, B, and C in correspondence between Figures 7 and 10). These figures are graduated in decibels (logarithmic scale).
  • this first multiple scattering indicator shows a localized zone of diffusion of ultrasonic waves behind one of the cylinders of heterogeneity for medium A.
  • this first multiple diffusion indicator highlights the diffusion in a majority the volume of these media, either downstream of the meat part of medium B, or downstream of the fatty tissue of the liver.
  • I (r, DG) is the intensity of the point, ie the squared modulus of the response at this point,
  • is the mathematical operator of modulus, and ⁇ .> is the mathematical average operator, this operator being able to be carried out according to one or more variables (for example above distance coordinate values greater than a predetermined resolution and values of angle b).
  • the afocal intensity I 0ff (r) makes it possible to characterize the incoherent energy in the echographic image.
  • the afocal intensity I 0ff ( r ) results from the contribution of echoes originating from multiple scattering phenomena (which are reciprocal) or originating from electronic noise (which are of random type). It is therefore possible to decompose the afocal intensity I 0ff (r) into a multiple scattering intensity and a noise intensity using the symmetry rate a (r).
  • the first multiple scattering indicator (r) can also be calculated by a ratio between the multiple scattering intensity I M (r) and the noise intensity I ⁇ (r), i.e. according to the following formula:
  • I on (r) I s (r) + 2I M (r) + l N (r)
  • a step of determining a second multiple diffusion indicator y (r) can then be carried out, this second multiple diffusion indicator being calculated by the following formula:
  • FIG 11 illustrates images of the second multiple scattering indicator y (r) established for the three heterogeneous media of Figure 7 (media A, B, and C in correspondence between Figures 7 and 10). These figures are graduated in decibels (logarithmic scale).
  • this first multiple scattering indicator corresponds to a large proportion of multiple scattering compared to single scattering (in the clear in the figure).
  • a low value for this second multiple scattering indicator corresponds to little multiple scattering compared to single scattering (dark in the figure).
  • this second multiple scattering indicator shows that the medium C is very scattering.
  • this second multiple scattering indicator makes it possible to determine a new criterion sensitive to the phenomenon of multiple scattering, independently of the attenuation of the environment.
  • the echographic image is for example calculated by successive focalizations at the input and the output of all the points in the medium.
  • the set of points of the axis abscissa of FIG. 5 corresponds to a line of this echographic image calculated at the depth z used to form the image of this FIG. 5.
  • this ultrasound image calculation strongly depends on an assumption of a homogeneous medium in which the speed of sound (the speed of propagation of ultrasonic waves) is well known and constant. If this assumption is incorrect, the focusing delay laws do not correspond to the medium considered and the focusing is imperfect. The resolution of the ultrasound image is then degraded. Other focus calculation parameters may influence focus.
  • An image optimization step can then be carried out in which the focusing criterion F (r) is calculated at a plurality of points in the middle (for example a predetermined area of the image), and at least one parameter is optimized. of calculating input focusing and / or output focusing by minimizing or maximizing an average of said focusing criterion F (r) for said plurality of points.
  • said at least one calculation parameter comprises at least the speed of sound in the medium.
  • this calculation parameter is the speed of sound.
  • the quality of focusing and therefore the focusing criterion is maximum when the speed of sound model used to carry out the focusing coincides with the true speed of sound of the medium.
  • each layer being assumed to be homogeneous with a speed of sound Ci of this layer. It is necessary to estimate the thickness of each layer, either with a priori knowledge of the environment, or using a first ultrasound image. We then estimate by optimization of the focusing criterion the speed of sound in the outermost layer with a homogeneous model, then we estimate by optimization the next layer the speed of sound in the next layer with a two-layer model, and and so on.
  • FIG. 12 illustrates the optimizations carried out for the same predetermined zone, the medium B by using: a) a model with a curved layer B1 with an optimal speed of sound cl opt , b) a B2 curve two-layer model with optimal sound speed c2 opt , c) a B1 curve three-layer model with optimal sound speed c3 opt ,
  • the optimization method presented above and the multilayer modeling of the medium therefore make it possible to refine the speed of sound estimates, and therefore make it possible to determine the evolution of the speed of sound in the depth of the medium.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Remote Sensing (AREA)
  • Radar, Positioning & Navigation (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Gynecology & Obstetrics (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Ultrasonic Waves (AREA)

Abstract

Method for non-invasively characterising a heterogenous medium using ultrasound, comprising a step of generating a series of incident ultrasonic waves, a step of recording an experimental reflection matrix Rui(t) defined between the input emission basis (i) and an output reception basis (u), a step of determining a response REP(r, Δr) of the medium between an input virtual transducer (TVin), which is computed from an input focus of the experimental reflection matrix that creates an input focal spot about a first point (P1), and an output virtual transducer (TVout), which is computed from an output focus of the experimental reflection matrix that creates an output focal spot about a second point (P2), said response being expressed as a function of a central point (PC) of spatial position (r) in the medium located in the middle of the first and second points (P1, P2).

Description

PROCÉDÉ ET SYSTÈME DE CARACTÉRISATION ULTRASONORE NON INVASIVE D’UN MILIEU HÉTÉROGÈNE METHOD AND SYSTEM FOR NON-INVASIVE ULTRASONIC CHARACTERIZATION OF A HETEROGENEOUS ENVIRONMENT
DOMAINE TECHNIQUE TECHNICAL AREA
La présente description concerne des procédés et systèmes de caractérisation ultrasonore non invasive d’un milieu hétérogène, et s’applique notamment à l’imagerie médicale ou au contrôle non destructif et plus généralement à tous les domaines dans lesquels l’imagerie ultrasonore peut être utilisée. The present description relates to methods and systems for non-invasive ultrasound characterization of a heterogeneous medium, and applies in particular to medical imaging or to non-destructive testing and more generally to all the fields in which ultrasound imaging can be used. .
ETAT DE L’ART STATE OF THE ART
Dans le domaine de l’imagerie acoustique, on cherche à caractériser un milieu totalement ou partiellement inconnu en le sondant de manière active au moyen d’ondes ultrasonores. C’est notamment le principe de l’échographe utilisé en imagerie médicale. In the field of acoustic imaging, we seek to characterize a totally or partially unknown environment by actively probing it using ultrasound waves. This is notably the principle of the ultrasound machine used in medical imaging.
La résolution d'un système d'imagerie acoustique peut être définie comme la capacité à discerner les petits détails d'un objet. En principe, un système d'imagerie acoustique est limité par la diffraction et la résolution théorique est donnée par l / 2 (où l est la longueur d'onde du son dans le milieu), ou par l'ouverture angulaire finie du détecteur. En pratique, la résolution est cependant souvent détériorée par les variations de vitesses du son dans le milieu de propagation. The resolution of an acoustic imaging system can be defined as the ability to discern the small details of an object. In principle, an acoustic imaging system is limited by diffraction and the theoretical resolution is given by l / 2 (where l is the wavelength of sound in the medium), or by the finite angular aperture of the detector. In practice, however, the resolution is often deteriorated by variations in the speed of sound in the propagation medium.
En effet, la plupart du temps en imagerie acoustique, le milieu est considéré comme homogène, avec une vitesse du son cO constante. Or l’hypothèse d’un milieu homogène n’est pas toujours respectée. Par exemple, dans le cas de l’échographie du foie, la sonde est placée entre les côtes du patient. Les ondes acoustiques traversent une succession de couches de graisse et de muscle avant d’atteindre l’organe visé. Les tissus mous possèdent chacun des propriétés mécaniques différentes. La vitesse du son est donc loin d’être homogène, entre 1450 m/s pour les tissus adipeux et 1600 m/s pour le foie. Les variations de vitesse du son entraînent un déphasage différent des ondes suivant les endroits par lesquels elles se propagent. Il en résulte une aberration du front d’onde acoustique qui conduit à une distorsion de l'image échographique résultante, et donc à une dégradation de sa résolution et de son contraste. Ces aberrations peuvent être telles qu’elles compromettent les résultats de l’examen médical. In fact, most of the time in acoustic imaging, the medium is considered to be homogeneous, with a constant speed of sound cO. However, the hypothesis of a homogeneous environment is not always respected. For example, in the case of an ultrasound of the liver, the probe is placed between the patient's ribs. Acoustic waves travel through layers of fat and muscle before reaching the target organ. Soft tissues each have different mechanical properties. The speed of sound is therefore far from homogeneous, between 1450 m / s for adipose tissue and 1600 m / s for the liver. The variations in speed of sound cause a different phase shift of the waves depending on the places through which they propagate. This results in an aberration of the acoustic wavefront which leads to a distortion of the resulting ultrasound image, and therefore to a degradation of its resolution and its contrast. These aberrations can be such as to compromise the results of the medical examination.
Comme illustré sur les figures IA à IC, les méthodes d’échographie conventionnelle utilisent un réseau 10 de transducteurs piézo-électriques 11 qui peuvent émettre et recevoir des impulsions ultrasonores de manière indépendante. On repère la position de chacun des transducteurs par le vecteur u. Lorsqu’un tel réseau est placé en vis-à-vis d’un milieu 20 que l’on cherche à étudier, celui-ci peut être insonifïé et imagé de différentes manières. As illustrated in Figures 1A to 1C, conventional ultrasound methods use an array 10 of piezoelectric transducers 11 which can transmit and receive ultrasonic pulses independently. We mark the position of each of the transducers by the vector u. When such a network is placed vis-à-vis a medium 20 which it is desired to study, the latter can be insonified and imaged in different ways.
La première manière pour générer une image échographique du milieu à étudier est d’émettre une impulsion ultrasonore depuis un des transducteurs du réseau dont la position est repérée par le vecteur uin (figure IA, schéma de gauche). Cela donne lieu à une onde incidente cylindrique (ou sphérique) divergente pour un réseau 1D (ou 2D) de transducteurs. Celle-ci est réfléchie par les diffuseurs 21 du milieu 20 et le champ rétrodiffusé est enregistré par chacun des transducteurs 11 en fonction du temps (figure IA, schéma de droite). En répétant cette opération avec chaque transducteur utilisé successivement comme source, on mesure l’ensemble des réponses impulsionnelles R(uout, uin, t) entre chaque transducteur, où le vecteur uout désigne la position du détecteur. Ces réponses forment la matrice de réflexion Ruu(t) exprimée dans la base des transducteurs. L’intérêt d’une telle mesure réside dans le fait que cette matrice contient toute l’information sur le milieu étudié, un ensemble d’opérations matricielles pouvant ensuite lui être appliquées à des fins d’imagerie du milieu, par exemple. En revanche, une telle acquisition suppose que le milieu reste fixe pendant toute la durée des mesures, ce qui peut être très difficile dans le cas d’utilisation in-vivo. De plus, l’énergie émise par un seul élément piézo-électrique est faible, ce qui peut induire un mauvais rapport signal à bruit. The first way to generate an echographic image of the medium to be studied is to emit an ultrasonic pulse from one of the transducers of the array, the position of which is identified by the vector u in (FIG. 1A, diagram on the left). This results in a diverging cylindrical (or spherical) incident wave for a 1D (or 2D) array of transducers. This is reflected by the diffusers 21 of the medium 20 and the backscattered field is recorded by each of the transducers 11 as a function of time (FIG. 1A, diagram on the right). By repeating this operation with each transducer successively used as a source, the set of impulse responses R (u out , u in , t) between each transducer is measured, where the vector u out denotes the position of the detector. These responses form the reflection matrix R uu (t) expressed in the base of the transducers. The advantage of such a measurement resides in the fact that this matrix contains all the information on the medium studied, a set of matrix operations then being able to be applied to it for purposes of imaging the medium, for example. On the other hand, such an acquisition assumes that the medium remains fixed throughout the duration of the measurements, which can be very difficult in the case of in-vivo use. In addition, the energy emitted by a single piezoelectric element is low, which can induce a poor signal-to-noise ratio.
D’autres méthodes sont connues pour générer une image du milieu à étudier dans lesquelles on effectue des émissions focalisées par une technique de formation de voies (ou « beamforming » en langue anglaise). Comme montré par la figure IB, schéma de gauche, ces méthodes consistent à appliquer aux transducteurs 11 un jeu de retards appropriés, basés sur un modèle de vitesse homogène, afin de corriger les temps de parcours des ondes pour que toutes les impulsions arrivent ensemble au point focal visé, de position rin. En raison des limites physiques de la diffraction, on concentre les ultrasons dans une zone délimitée par l’ouverture de la sonde échographique. Afin de construire une image échographique, une étape de focalisation est également effectuée en réception. L’ensemble des échos captés par les éléments 11 du réseau 10 est alors traité pour simuler l’effet d’une lentille en réception, comme décrit sur la figure IB, schéma de droite. Les signaux reçus par les transducteurs sont remis en phase en les décalant temporellement. Ces délais sont identiques à ceux appliqués à l’émission. Dans la phase d’émission, tous les signaux interfèrent au point de position rin. En réception, les signaux provenant de ce même point rout = rin interfèrent électroniquement par sommation des signaux au temps balistique t = 2||uout — rin||/c. Cette sommation donne le résultat final de la focalisation en réception. La méthode illustrée sur la figure IB, dite méthode confocale à double focalisation à l’émission et à la réception permet d’imager directement la réflectivité du milieu avec une résolution latérale limitée par la diffraction, une excellente résolution axiale seulement limitée par la durée de l’impulsion initiale et un excellent contraste. Toutefois, cette méthode est chronophage car elle nécessite de focaliser physiquement à l’émission en chacun des points du milieu ou au moins à une profondeur, sur chacune des lignes de l’image. Other methods are known for generating an image of the medium to be studied in which focused emissions are carried out by a channel formation technique (or “beamforming” in English). As shown in figure IB, diagram on the left, these methods consist in applying to the transducers 11 a set of appropriate delays, based on a homogeneous speed model, in order to correct the travel times of the waves so that all the pulses arrive together at the focal point aimed, position r in . Due to the physical limitations of diffraction, ultrasound is concentrated in an area defined by the opening of the ultrasound probe. In order to construct an echographic image, a focusing step is also performed on reception. All the echoes picked up by the elements 11 of the array 10 are then processed to simulate the effect of a lens on reception, as described in FIG. 1B, diagram on the right. The signals received by the transducers are put back into phase by shifting them temporally. These deadlines are identical to those applied to the issue. In the transmission phase, all signals interfere at the position point r in . On reception, the signals coming from this same point r out = r in interfere electronically by summing the signals at ballistic time t = 2 || u out - r in || / c. This summation gives the final result of the focusing on reception. The method illustrated on figure IB, known as the confocal method with double focusing on transmission and on reception, makes it possible to directly image the reflectivity of the medium with a lateral resolution limited by diffraction, an excellent axial resolution only limited by the duration of the initial pulse and excellent contrast. However, this method is time-consuming because it requires physical focusing on transmission at each of the points in the middle or at least at a depth, on each of the lines of the image.
Une autre technique d’imagerie, développée plus récemment, consiste à générer une image du milieu en insonifîant le milieu avec une série d’ondes planes. La figure IC illustre le principe de cette échographie dite en ondes planes, décrite par exemple dans l’article de G. Montaldo et al. « Cohérent plane-wave compounding for very high frame rate ultrasonography and transient elastography” (IEEE Trans. Ultrason., Ferroelect. Freq. Control 56 489-506, 2009). Des retards sont appliqués sur chaque signal à l’émission (figure IC, schéma de gauche) pour la formation d’un front d’onde incliné d’un angle qίh par rapport au réseau de transducteurs 10. A la réception (figure IC, schéma de droite), le champ rétrodiffusé par le milieu, R(uollt, 0in, t) est mesuré par tous les capteurs de positions uout pour une série d’ondes planes incidentes dont on fait varier l’angle d’incidence qίh. L’ensemble de ces réponses forment une matrice de réflexion Rue(t) définie entre la base de Fourier (ou base d’ondes planes) en entrée et la base des transducteurs en sortie. Une fois cette matrice enregistrée, les signaux sont décalés temporellement avant d’être sommés de manière cohérente afin de focaliser numériquement les données à l’émission et à la réception pour chaque point de position rin. Le nombre d’acquisitions nécessaires pour former une image échographique est réduit par rapport à l’échographie standard (émissions focalisées), et ceci pour un même niveau de contraste et de résolution de l’image échographique. Another imaging technique, developed more recently, is to generate an image of the medium by sounding the medium with a series of plane waves. FIG. 1C illustrates the principle of this so-called plane wave ultrasound, described for example in the article by G. Montaldo et al. “Coherent plane-wave compounding for very high frame rate ultrasonography and transient elastography” (IEEE Trans. Ultrason., Ferroelect. Freq. Control 56 489-506, 2009). Delays are applied to each signal on transmission (figure IC, diagram on the left) for the formation of a wavefront inclined at an angle q rapporth with respect to the array of transducers 10. At reception (figure IC , diagram on the right), the field backscattered by the medium, R (u ollt , 0 in , t) is measured by all the position sensors u out for a series of incident plane waves of which the angle of incidence q ίh . All of these responses form a reflection matrix R ue (t) defined between the Fourier base (or plane wave base) at the input and the base of the transducers at the output. Once this matrix has been recorded, the signals are temporally shifted before being summed in a coherent manner in order to digitally focus the data on transmission and on reception for each point of position r in . The number of acquisitions necessary to form an echographic image is reduced compared to standard echography (focused emissions), and this for the same level of contrast and resolution of the echographic image.
La figure 2 illustre l’influence d’aberrations du milieu sur les méthodes d’imagerie échographique conventionnelle (figures IA à IC). Les retards initialement déterminés et à appliquer sur chacun des transducteurs du réseau à l’émission et à la réception ne sont pas optimaux pour l’évaluation d’une image du milieu, car ils sont déterminés avec l’hypothèse d’un milieu homogène avec une vitesse du son constante. Une couche aberratrice 22 induit une distorsion du front d’onde incident. A l’émission ou excitation, étape 25, les lois de retard utilisées ne permettent pas de concentrer l’énergie acoustique dans zone délimitée par les limites de la diffraction, zones usuellement appelée de tache focale. A la réception, en étape 26, les lois de retard utilisées ne permettent pas de sélectionner correctement les signaux ultrasonores provenant du point focal du milieu, et mélangent les signaux provenant d’une tache focale également aberrée. Il en résulte une double aberration dans le processus de construction d’image, ce qui dégrade fortement sa résolution. De nouvelles lois de retard peuvent alors être recalculées afin de compenser l’effet de la couche aberratrice en ajoutant une loi de retard supplémentaire aux délais généralement utilisés en formation de voies. Figure 2 illustrates the influence of medium aberrations on conventional ultrasound imaging methods (Figures IA to IC). The delays initially determined and to be applied to each of the transducers of the network on transmission and on reception are not optimal for the evaluation of an image of the medium, since they are determined with the assumption of a homogeneous medium with constant speed of sound. An aberration layer 22 induces a distortion of the incident wave front. On emission or excitation, step 25, the delay laws used do not make it possible to concentrate the acoustic energy in the zone delimited by the limits of the diffraction, zones usually called the focal spot. On reception, in step 26, the delay laws used do not make it possible to correctly select the ultrasonic signals originating from the focal point of the medium, and mix the signals originating from a focal spot also aberrated. This results in a double aberration in the image construction process, which greatly degrades its resolution. New delay laws can then be recalculated in order to compensate for the effect of the aberration layer by adding an additional delay law to the delays generally used in channel formation.
Cependant, ces corrections en aberration ne corrigent pas complètement ni ces aberrations ni la dégradation en résolution. Il existe un besoin de mieux estimer la qualité de la focalisation dans le milieu. However, these aberration corrections do not completely correct either these aberrations or the degradation in resolution. There is a need to better estimate the quality of the focus in the medium.
Le document “The van Cittert-Zernike theorem in puise écho measurements” , (Raoul Mallart and Mathias Fink, J. Acoust. Soc. Am. 90(5), November 1991) a étudié les propriétés statistiques du champ réfléchi par un milieu aléatoire en régime de diffusion simple. Il est notamment montré que, pour une onde incidente focalisée, la covariance spatiale du champ réfléchi est proportionnelle, depuis le champ lointain, à la transformée de Fourier de la fonction d’ouverture en transmission. Autrement dit, ce théorème explique que l’étude des propriétés statistiques du champ réfléchi en champ lointain permet de déterminer la qualité de focalisation de Fonde incidente dans le milieu. The document “The van Cittert-Zernike theorem in puise echo measurements”, (Raoul Mallart and Mathias Fink, J. Acoust. Soc. Am. 90 (5), November 1991) studied the statistical properties of the field reflected by a random medium in simple diffusion regime. In particular, it has been shown that, for a focused incident wave, the spatial covariance of the reflected field is proportional, from the far field, to the Fourier transform of the transmission aperture function. In other words, this theorem explains that the study of the statistical properties of the reflected field in the far field makes it possible to determine the quality of focusing of the incident background in the medium.
Cependant, cette approche ne fournit qu’une estimation globale et moyenne de la résolution d’une image échographique car elle nécessite de moyenner statistiquement les corrélations du champ réfléchi sur un grand nombre de réalisations du désordre, i.e sur un grand nombre de points de focalisation de Fonde incidente. Elle ne permet pas d’obtenir une évaluation précise et locale de la qualité de focalisation en chaque point de l’image. Par ailleurs, cette approche n’est valable qu’en régime de diffusion simple. However, this approach only provides a global and average estimate of the resolution of an echographic image because it requires statistically averaging the correlations of the reflected field over a large number of realizations of the disorder, ie over a large number of focal points. of Incidental Fund. It does not provide a precise and local assessment of the quality of focus at each point of the image. Moreover, this approach is only valid in the simple diffusion regime.
La demande de brevet WO-2010/001027 propose un procédé de sondage par ultrasons capable de séparer la composante de diffusion multiple de la composante de diffusion simple par filtrage d’une matrice de transfert fréquentielle représentative des réponses entre les transducteurs de l’ensemble des transducteurs. Ce procédé permet d’obtenir une information sur la diffusion multiple dans laquelle Fonde réfléchie résulte de plusieurs réflexions successives sur des diffuseurs, et pour laquelle le temps de vol n’est pas directement lié à la distance entre un diffuseur et les transducteurs. Patent application WO-2010/001027 proposes an ultrasonic probing method capable of separating the multiple scattering component from the simple scattering component by filtering a frequency transfer matrix representative of the responses between the transducers of all of the transducers. This method makes it possible to obtain information on multiple scattering in which the reflected background results from several successive reflections on diffusers, and for which the time of flight is not directly related to the distance between a diffuser and the transducers.
Cependant, cette approche ne permet d’obtenir que l’évolution en profondeur des intensités de diffusion multiple et de diffusion simple. Elle ne permet pas d’accéder aux variations latérales de ces quantités et ne permet donc pas d’accéder pour chaque point de l’image au ratio entre les intensités de diffusion multiple et de diffusion simple. Ainsi, on ne peut obtenir qu’une information moyenne à chaque profondeur sur la fiabilité de l’image échographique, fondée sur le fait que la diffusion simple est prédominante. Il est donc nécessaire de proposer une méthode palliant chacun des inconvénients précités. However, this approach only makes it possible to obtain the in-depth evolution of the multiple scattering and single scattering intensities. It does not make it possible to access the lateral variations of these quantities and therefore does not make it possible for each point of the image to access the ratio between the intensities of multiple scattering and of simple scattering. Thus, one can only obtain an average information at each depth on the reliability of the echographic image, based on the fact that simple scattering is predominant. It is therefore necessary to propose a method which overcomes each of the aforementioned drawbacks.
RESUME ABSTRACT
La présente description a pour objet, selon un premier aspect, un procédé de caractérisation ultrasonore non invasive d’un milieu hétérogène, le procédé comprenant : The subject of the present description, according to a first aspect, is a method of non-invasive ultrasonic characterization of a heterogeneous medium, the method comprising:
- une étape de génération d’une série d’ondes ultrasonores incidentes dans une zone du milieu hétérogène générée au moyen de transducteurs, ladite série d’ondes ultrasonores incidentes constituant une base d’émission (i) ; - a step of generating a series of incident ultrasonic waves in a region of the heterogeneous medium generated by means of transducers, said series of incident ultrasonic waves constituting an emission base (i);
- une étape d’enregistrement d’une matrice de réflexion expérimentale Ru;(t) définie entre la base d’émission (i) en entrée et une base de réception (u) en sortie ; a step of recording an experimental reflection matrix R u; (t) defined between the transmission base (i) on input and a reception base (u) on output;
- une étape de détermination d’une réponse REP(r, Ar) du milieu entre un transducteur virtuel d’entrée (TVm) de position spatiale h,, calculé à partir d’une focalisation en entrée de la matrice de réflexion expérimentale correspondant à une tache focale d’entrée autour d’un premier point (PI) et un transducteur virtuel de sortie (TVout) de position spatiale rout calculé à partir d’une focalisation en sortie de la matrice de réflexion expérimentale correspondant à une tache focale de sortie autour d’une deuxième point (P2), ladite réponse étant exprimée en fonction d’un point central (PC) de position spatiale r dans le milieu, ledit point central (PC) étant situé au milieu des premier et deuxième points (PI, P2) et étant l’origine d’un axe de mesure (AXm) passant par lesdits premier et deuxième point, ledit axe de mesure formant un angle b par rapport à un premier axe (X) du milieu, et le premier point (PI) étant à une coordonnée d’éloignement +Ar sur l’axe de mesure, et le deuxième point (P2) étant à une coordonnée d’éloignement -Ar sur l’axe de mesure. - a step of determining a response REP (r, Ar) of the medium between a virtual input transducer (TV m ) of spatial position h ,, calculated from a focusing at the input of the corresponding experimental reflection matrix to an input focal spot around a first point (PI) and a virtual output transducer (TV out ) of spatial position r out calculated from a focus at the output of the experimental reflection matrix corresponding to a spot output focal point around a second point (P2), said response being expressed as a function of a central point (PC) of spatial position r in the middle, said central point (PC) being located in the middle of the first and second points (PI, P2) and being the origin of a measurement axis (AX m ) passing through said first and second point, said measurement axis forming an angle b with respect to a first axis (X) of the middle, and the first point (PI) being at a distance coordinate + Ar on the measurement axis, and the second th point (P2) being at a distance coordinate -Ar on the measurement axis.
Grâce à ces dispositions, le procédé permet, de manière très avantageuse, de sonder très localement le milieu en toute direction de l’axe de mesure passant par le premier point et le deuxième point, pour déterminer par les focalisations en entrée et en sortie, une nouvelle matrice de réponses locales REP(r, Ar) (très riche en informations locales) en tout point du milieu de position r et pour toute direction angulaire b d’analyse. Thanks to these arrangements, the method makes it possible, in a very advantageous manner, to probe the medium very locally in any direction of the measurement axis passing through the first point and the second point, in order to determine, by the input and output focalizations, a new matrix of local responses REP (r, Ar) (very rich in local information) at any point of the midpoint of position r and for any angular direction b of analysis.
Cette méthode permet alors avantageusement de définir des paramètres caractéristiques qui donnent des informations locales sur le milieu, paramètres très utiles pour quantifier la qualité de l’image échographique, et qui peuvent être utilisés pour optimiser ces images par calcul sans nécessiter d’itérer de nouvelles émissions et/ou acquisitions, ce qui est un avantage important lors de mesures in vivo. La matrice de réflexion expérimentale Rui(t) enregistrée peut être une matrice « réelle », c’est-à-dire composée de coefficients réels dans le domaine temporel, les signaux électriques enregistrés par chacun des transducteurs étant des nombres réels. En variante, cette matrice peut être une matrice « complexe », c’est-à-dire composée de valeurs complexes, par exemple dans le cas d’une démodulation pour une formation de voies en phase et en quadrature (connu en langue anglaise sous la dénomination « beamforming IQ »). This method then advantageously makes it possible to define characteristic parameters which give local information on the medium, parameters which are very useful for quantifying the quality of the echographic image, and which can be used to optimize these images by calculation without having to iterate new emissions and / or acquisitions, which is an important advantage during in vivo measurements. The recorded experimental reflection matrix R ui (t) can be a “real” matrix, that is to say composed of real coefficients in the time domain, the electrical signals recorded by each of the transducers being real numbers. As a variant, this matrix can be a “complex” matrix, that is to say made up of complex values, for example in the case of a demodulation for a formation of in-phase and in quadrature channels (known in English as the name “beamforming IQ”).
Dans divers modes de réalisation du procédé selon la présente divulgation, on peut éventuellement avoir recours en outre à l'une et/ou à l'autre des dispositions suivantes. In various embodiments of the method according to the present disclosure, one can optionally also have recourse to one and / or other of the following provisions.
Selon un aspect, à l’étape de détermination de la réponse REP(r, Ar), la focalisation en entrée de la matrice de réflexion expérimentale utilise un temps de vol à l’aller des ondes entre la base d’émission et le transducteur virtuel d’entrée, la focalisation en sortie utilise un temps de vol au retour des ondes entre le transducteur virtuel de sortie et la base de réception. According to one aspect, at the step of determining the response REP (r, Ar), the focusing at the input of the experimental reflection matrix uses a time of flight on the outward journey of the waves between the emission base and the transducer virtual input, the output focusing uses a time of flight on the return of the waves between the virtual output transducer and the reception base.
Selon un aspect, la réponse REP(r, Ar) du milieu est calculée par la formule suivante : dans laquelle According to one aspect, the response REP (r, Ar) of the medium is calculated by the following formula: in which
Nin est le nombre d’éléments de la base d’émission i, Ni n is the number of elements of the emission base i,
Nout est le nombre d’éléments de la base de réception u en sortie, N out is the number of elements of the reception base u at the output,
R„i(t) est la matrice de réflexion expérimentale, dont RUj (uout - ï in J T(rin rout- uout- ï i il ) ) est l’élément de la matrice de réflexion expérimentale R„i(t) enregistré par le transducteur uout consécutif à l’émission iin au temps t, t est un temps qui est la somme du temps de vol à l’aller tih de l’onde ultrasonore entre la base d’émission i et le premier point PI et le temps de vol au retour xout de l’onde ultrasonore entre le deuxième point P2 et la base de réception u, comme explicité par la formule suivante : R „i (t) is the experimental reflection matrix, of which R Uj ( u out - ï in J T ( r i n r out- u out- ï ii l )) is the element of the experimental reflection matrix R „I (t) recorded by the transducer u out following the emission i in at time t, t is a time which is the sum of the time of flight on the outward journey t ih of the ultrasonic wave between the base of emission i and the first point PI and the return flight time x out of the ultrasonic wave between the second point P2 and the reception base u, as explained by the following formula:
T- (l'in* ^ouO ouO hn) T-in (fir hn) b ^outUouO *^out) T- (l ' in * ^ ouO ouO hn) T-in (fir hn) b ^ outUouO * ^ out)
Selon un aspect, le procédé comprend en outre : According to one aspect, the method further comprises:
- une étape de détermination d’un profil de réponses PR(ôr) qui est une pluralité de réponses REP(r, Ar) calculées pour une pluralité de valeurs de la coordonnée d’éloignement Ar et pour un même point central (PC), et pour un même axe de mesure (AXm), correspondant à un angle b prédéterminé, ôr étant l’éloignement du deuxième point par rapport au point central, c’est-à-dire la valeur telle que Ar = ôr.up, up étant un vecteur unitaire dans la direction de l’axe de mesure AXm défini par l’angle b . a step of determining a profile of responses PR (ôr) which is a plurality of responses REP (r, Ar) calculated for a plurality of values of the distance coordinate Ar and for the same central point (PC), and for the same measurement axis (AX m ), corresponding to a predetermined angle b, ôr being the distance from the second point relative to the central point, that is to say the value such that Ar = ôr.up, up being a unit vector in the direction of the measurement axis AX m defined by the angle b.
Selon un aspect, le procédé comprend en outre : According to one aspect, the method further comprises:
- une étape de détermination de la résolution w(r) du point central (PC) à partir d’un module du profil de réponses, dans laquelle la résolution w(r) est une largeur du pic dudit module du profil de réponses PR(ôr), centré autour de la coordonnée d’éloignement nulle (|Ar| = 0). a step of determining the resolution w (r) of the central point (PC) from a module of the response profile, in which the resolution w (r) is a width of the peak of said module of the response profile PR ( ôr), centered around the zero distance coordinate (| Ar | = 0).
Selon un aspect du procédé, la largeur du pic est estimée à une hauteur qui est une portion de la hauteur maximale dudit pic, ladite portion étant par exemple la moitié de la hauteur maximale du pic. According to one aspect of the method, the width of the peak is estimated at a height which is a portion of the maximum height of said peak, said portion being for example half of the maximum height of the peak.
Selon un aspect, le procédé comprend en outre : According to one aspect, the method further comprises:
- une étape de détermination d’un critère de focalisation F(r) du point central (PC) à partir de la résolution w(r) et d’une résolution théorique wo(r), ladite résolution théorique wo(r) étant déterminée à partir de la base d’émission (i) en entrée et la base de réception (u) en sortie. - a step of determining a focusing criterion F (r) of the central point (PC) from the resolution w (r) and a theoretical resolution wo (r), said theoretical resolution wo (r) being determined from the transmission base (i) on input and the reception base (u) on output.
Selon un aspect, le procédé comprend en outre : According to one aspect, the method further comprises:
- une étape d’optimisation d’image dans laquelle on calcule le critère de focalisation F(r) en une pluralité de point du milieu, et on optimise au moins un paramètre de calcul de focalisation en entrée et/ou de focalisation en sortie en minimisant ou en maximisant une moyenne dudit critère de focalisation F(r) pour ladite pluralité de points. an image optimization step in which the focusing criterion F (r) is calculated at a plurality of points in the middle, and at least one parameter for calculating the input focusing and / or the output focusing is optimized. minimizing or maximizing an average of said focusing criterion F (r) for said plurality of points.
Selon un aspect du procédé, ledit au moins un paramètre de calcul comprend la vitesse du son dans le milieu. According to one aspect of the method, said at least one calculation parameter comprises the speed of sound in the medium.
Selon un aspect du procédé, la résolution théorique est déterminée par une technique comprise dans la liste suivante : According to one aspect of the method, the theoretical resolution is determined by a technique included in the following list:
- un premier calcul analytique au point central (PC) pour une pulsation (coi) et la base d’émission (i) et la base de réception (u), dans lequel la résolution théorique est calculée par l’angle depuis lequel est vu le réseau de transducteur depuis le point central (PC), - a first analytical calculation at the central point (PC) for a pulse (coi) and the emission base (i) and the reception base (u), in which the theoretical resolution is calculated by the angle from which is seen the transducer array from the central point (PC),
- un deuxième calcul analytique au point central (PC) pour une plage de pulsation (Dw), la base d’émission (i) et la base de réception (u), dans lequel la résolution théorique est un calcul intégral sur ladite plage de pulsation de l’angle depuis lequel est vu le réseau de transducteur depuis le point central (PC) pondéré par le spectre fréquentiel de signaux de la matrice de réflexion expérimentale R„i(t), et - a second analytical calculation at the central point (PC) for a pulse range (Dw), the transmission base (i) and the reception base (u), in which the theoretical resolution is an integral calculation over said range of pulsation of the angle from which the transducer array is viewed from the central point (PC) weighted by the frequency spectrum of signals from the experimental reflection matrix R „i (t), and
- un troisième calcul de simulation de propagation des ondes, premièrement entre le premier point du milieu correspondant à un transducteur virtuel d’entrée (TVin) et la base d’émission (i), et deuxièmement entre le deuxième point du milieu correspondant à un transducteur virtuel de sortie (TVout) et la base de réception (u), ladite simulation utilisant la réponse REP(r, Ar) et un modèle de propagation des ondes dans le milieu. - a third wave propagation simulation calculation, firstly between the first point in the middle corresponding to a virtual input transducer (TV in ) and the base emission (i), and secondly between the second point in the middle corresponding to a virtual output transducer (TV out ) and the reception base (u), said simulation using the response REP (r, Ar) and a model of propagation of waves in the medium.
Selon un aspect, le procédé comprend en outre : According to one aspect, the method further comprises:
- une étape de détermination d’un taux de symétrie a(r) qui est le coefficient de corrélation moyen entre deux réponses réciproques, ladite moyenne étant effectuée pour des valeurs de coordonnées d’éloignement de module supérieures à une résolution prédéterminée Wd(r) et/ou étant effectuée pour une plage de valeurs d’angle b ou pour une valeur d’angle prédéterminé d, une première réponse REPI (r, Ar) du milieu entre un transducteur virtuel d’entrée (TVm) de position spatiale h,, calculé à partir d’une focalisation en entrée de la matrice de réflexion expérimentale correspondant à une tache focale d’entrée autour d’un premier point (PI) et un transducteur virtuel de sortie (TVout) de position spatiale rout calculé à partir d’une focalisation en sortie de la matrice de réflexion expérimentale correspondant une tache focale de sortie autour d’un deuxième point (P2), et une deuxième réponse REP2(r, -Ar) du milieu entre un transducteur virtuel d’entré (TVm) de position spatiale ,, calculé à partir d’une focalisation en entrée de la matrice de réflexion expérimentale correspondant à une tache focale d’entrée autour du deuxième point (P2) et un transducteur virtuel de sortie (TVout) de position spatiale rout calculé à partir d’une focalisation en sortie de la matrice de réflexion expérimentale correspondant à une tache focale de sortie autour du premier point (PI). - a step of determining a symmetry rate a (r) which is the average correlation coefficient between two reciprocal responses, said average being performed for modulus distance coordinate values greater than a predetermined resolution Wd (r) and / or being performed for a range of angle values b or for a predetermined angle value d , a first response REPI (r, Ar) of the medium between an input virtual transducer (TV m ) of spatial position h ,, calculated from an input focusing of the experimental reflection matrix corresponding to an input focal spot around a first point (PI) and a virtual output transducer (TV out ) of spatial position r out calculated from a focusing at the output of the experimental reflection matrix corresponding to a focal output spot around a second point (P2), and a second response REP2 (r, -Ar) from the medium between a virtual input transducer (TV m ) of spatial position ,, c calculated from an input focusing of the experimental reflection matrix corresponding to an input focal spot around the second point (P2) and a virtual output transducer (TV out ) of spatial position r out calculated from a focusing at the output of the experimental reflection matrix corresponding to a focal output spot around the first point (PI).
Selon un aspect du procédé, le taux de symétrie est calculé par la formule suivante : ou par la formule suivante : dans lesquelles According to one aspect of the process, the symmetry rate is calculated by the following formula: or by the following formula: in which
Re[.] est l’opérateur mathématique de partie réelle, Re [.] Is the real part mathematical operator,
|.| est l’opérateur mathématique de module, |. | is the mathematical module operator,
<.> est l’opérateur mathématique de moyenne, et * est l’opérateur de conjugaison des nombres complexes. Selon un aspect, le procédé comprend en outre : - une étape de détermination d’un premier indicateur de diffusion multiple e(r) qui est calculé par : q(r) e(r) = <.> is the mathematical average operator, and * is the complex number conjugation operator. According to one aspect, the method further comprises: - a step of determining a first multiple diffusion indicator e (r) which is calculated by: q (r) e (r) =
1 — a(r) a(r) étant le taux de symétrie défini au point central (PC) du milieu. 1 - a (r) a (r) being the rate of symmetry defined at the central point (PC) of the middle.
Selon un aspect, le procédé comprend en outre : According to one aspect, the method further comprises:
- une étape de détermination d’une intensité afocale I0ff(r) qui est la moyenne d’un module au carré des réponses REP(r, Ar), la moyenne étant effectuée pour des valeurs d’éloignement de module supérieures à une résolution prédéterminée Wd(r) et/ou étant effectuée pour une plage de valeurs d’angle b ou pour une valeur d’angle prédéterminé Pd, par exemple calculé par la formule suivante : a step of determining an afocal intensity I 0ff (r) which is the average of a squared modulus of the responses REP (r, Ar), the average being carried out for values of modulus distance greater than a resolution predetermined W d (r) and / or being performed for a range of angle values b or for a predetermined angle value P d , for example calculated by the following formula:
- une étape de détermination d’une intensité de diffusion multiple I\i(r) qui est le produit entre le taux de symétrie a(r) et l’intensité afocale I ,n{r), c’est-à-dire : - a step of determining a multiple scattering intensity I \ i (r) which is the product between the degree of symmetry a (r) and the afocal intensity I, n {r), that is to say :
IM(r) = a(r) · Ioff(r) I M (r) = a (r) I off (r)
- une étape de détermination d’une intensité de bruit I\(r) étant le produit entre un moins le taux de symétrie a(r) et l’intensité afocale I ,n{r), c’est-à-dire : - a step of determining a noise intensity I \ (r) being the product between one minus the rate of symmetry a (r) and the afocal intensity I, n {r), that is to say:
IN(r) = (l - a(r)) · Ioff(r) de telle sorte que l’on ait la relation suivante : loffO) = IM(r) + IN(r) I N (r) = (l - a (r)) I off (r) so that we have the following relation: lo ff O) = I M (r) + I N (r)
Selon un aspect du procédé, le premier indicateur de diffusion multiple (r) est calculé par un ratio entre l’intensité de diffusion multiple I\i(r) et l’intensité de bruit I\(r), c’est-à- dire : According to one aspect of the method, the first multiple scattering indicator (r) is calculated by a ratio between the multiple scattering intensity I \ i (r) and the noise intensity I \ (r), that is - say:
IM(G) e(r) = IM (G) e (r) =
IN(G) IN (G)
Selon un aspect, le procédé comprend en outre : According to one aspect, the method further comprises:
- une étape de détermination d’une intensité confocale Ion(r) qui est la valeur d’un module au carré de la réponse REP(r, |Ar| = 0) pour une valeur de coordonnée d’éloignement nulle (|Ar| = 0), c’est-à-dire pour un point du milieu pour lequel le premier point (PI), le deuxième point (P2) et le point central (PC) sont confondus, - a step of determining a confocal intensity I on (r) which is the value of a squared modulus of the response REP (r, | Ar | = 0) for a zero distance coordinate value (| Ar | = 0), i.e. for a point in the middle for which the first point (PI), the second point (P2) and the central point (PC) are the same,
- une étape de détermination d’une intensité de diffusion simple ¾(r) calculé à partir de l’équation suivante : - a step of determining a simple diffusion intensity ¾ (r) calculated from the following equation:
Ion(r) = IsO) + 2IM(r) + IN(r) I on (r) = IsO) + 2I M (r) + I N (r)
Selon un aspect, le procédé comprend en outre : - une étape de détermination d’un deuxième indicateur de diffusion multiple y(r) qui est calculé par : According to one aspect, the method further comprises: - a step of determining a second multiple diffusion indicator y (r) which is calculated by:
Selon un aspect, le procédé comprend en outre : According to one aspect, the method further comprises:
- une étape de détermination d’une image d’un paramètre de caractérisation locale du milieu, ledit paramètre de caractérisation locale étant déterminé à partir de la réponse REP(r, Ar). - a step of determining an image of a local characterization parameter of the medium, said local characterization parameter being determined from the response REP (r, Ar).
Selon un aspect du procédé, le paramètre de caractérisation locale est choisi dans une liste comprenant la résolution w(r), le critère de focalisation F(r), le taux de symétrie a(r), le premier indicateur de diffusion multiple (r), le deuxième indicateur de diffusion multiple y(r), l’intensité afocale I0ff(i·), l’intensité confocale Ion(r), l’intensité de diffusion multiple IM(G), l’intensité de diffusion simple Is(r), l’intensité de bruit IN(r). According to one aspect of the method, the local characterization parameter is chosen from a list comprising the resolution w (r), the focusing criterion F (r), the rate of symmetry a (r), the first multiple diffusion indicator (r ), the second multiple scattering indicator y (r), the afocal intensity I 0ff (i), the confocal intensity I on (r), the multiple scattering intensity IM (G), the scattering intensity simple Is (r), the noise intensity I N (r).
La présente description concerne, selon un deuxième aspect, un système de caractérisation ultrasonore non invasive d’un milieu hétérogène configuré pour la mise en œuvre de l’ensemble des exemples de procédés de caractérisation ultrasonore tels que décrits précédemment. Le système de caractérisation ultrasonore selon le deuxième aspect comprend : The present description relates, according to a second aspect, to a non-invasive ultrasonic characterization system of a heterogeneous medium configured for the implementation of all the examples of ultrasonic characterization methods as described above. The ultrasonic characterization system according to the second aspect comprises:
-un premier réseau (10) de transducteurs adaptés pour générer une série d’ondes ultrasonores incidentes dans une zone du milieu hétérogène, ladite série d’ondes ultrasonores incidentes constituant une base d’émission (i), et pour enregistrer en fonction du temps les ondes ultrasonores rétrodiffusées par ladite zone ; et -a first array (10) of transducers suitable for generating a series of incident ultrasonic waves in a region of the heterogeneous medium, said series of incident ultrasonic waves constituting an emission base (i), and for recording as a function of time the ultrasonic waves backscattered by said zone; and
- une unité de calcul (42) couplée au premier réseau de transducteurs et adaptée pour : - a computing unit (42) coupled to the first network of transducers and suitable for:
- enregistrer d’une matrice de réflexion expérimentale R„i(t) définie entre la base d’émission (i) en entrée et une base de réception (u) en sortie ; - record an experimental reflection matrix R „i (t) defined between the emission base (i) at the input and a reception base (u) at the output;
- déterminer une réponse REP(r, Ar) du milieu entre un transducteur virtuel d’entrée (TVin) de position spatiale rin calculé à partir d’une focalisation en entrée de la matrice de réflexion expérimentale correspondant à une tache focale d’entrée autour d’un premier point (PI) et un transducteur virtuel de sortie (TVout) de position spatiale r0„t calculé à partir d’une focalisation en sortie de la matrice de réflexion expérimentale correspondant à une tache focale de sortie autour d’une deuxième point (P2), ladite réponse étant exprimée en fonction d’un point central (PC) de position spatiale r dans le milieu, ledit point central (PC) étant situé au milieu des premier et deuxième points (PI, P2) et étant l’origine d’un axe de mesure (AXm) passant par lesdits premier et deuxième point, ledit axe de mesure formant un angle b par rapport à un premier axe (X) du milieu, et le premier point (PI) étant à une coordonnée d’éloignement +Ar sur l’axe de mesure, et le deuxième point (P2) étant à une coordonnée d’éloignement -Ar sur l’axe de mesure. - determine a response REP (r, Ar) of the medium between a virtual input transducer (TV in ) of spatial position r in calculated from an input focus of the experimental reflection matrix corresponding to a focal spot of input around a first point (PI) and a virtual output transducer (TV out ) of spatial position r 0 „ t calculated from a focus at the output of the experimental reflection matrix corresponding to a focal output spot around a second point (P2), said response being expressed as a function of a central point (PC) of spatial position r in the middle, said central point (PC) being located in the middle of the first and second points (PI, P2 ) and being the origin of an axis of measurement (AX m ) passing through said first and second point, said measurement axis forming an angle b with respect to a first axis (X) of the middle, and the first point (PI) being at a distance coordinate + Ar on the measurement axis, and the second point (P2) being at a distance coordinate -Ar on the measurement axis.
Le système de caractérisation selon la présente description peut comprendre au moins un réseau de transducteurs à la fois émetteur et récepteur, ou plusieurs réseaux de transducteurs, certains étant dédiés à l’émission, d’autres à la réception des ondes ultrasonores. The characterization system according to the present description can comprise at least one array of transducers which are both transmitter and receiver, or several arrays of transducers, some being dedicated to the transmission, others to the reception of ultrasonic waves.
BREVE DESCRIPTION DES FIGURES BRIEF DESCRIPTION OF THE FIGURES
D’autres avantages et caractéristiques de la technique présentée ci-dessus apparaîtront à la lecture de la description détaillée ci-dessous, présentée de manière non limitative à des fins d’illustration, faite par référence aux figures dans lesquelles : Other advantages and characteristics of the technique presented above will become apparent on reading the detailed description below, presented in a non-limiting manner for illustration purposes, made with reference to the figures in which:
Les figures IA à IC (déjà décrites) illustrent des mécanismes d’émission/réception connus pour l’imagerie et la quantification ultrasonore ; Figures IA to IC (already described) illustrate known transmission / reception mechanisms for ultrasound imaging and quantification;
La figure 2 (déjà décrite) illustre l’impact des aberrations en imagerie ultrasonore, selon l’art antérieur ; Figure 2 (already described) illustrates the impact of aberrations in ultrasound imaging, according to the prior art;
La figure 3 illustre un exemple de système de caractérisation ultrasonore pour la mise en œuvre des procédés de caractérisation ultrasonore selon la présente description ; FIG. 3 illustrates an example of an ultrasonic characterization system for the implementation of the ultrasonic characterization methods according to the present description;
La figure 4 illustre les définitions utilisées dans le procédé de caractérisation ultrasonore selon la présente description ; FIG. 4 illustrates the definitions used in the ultrasonic characterization method according to the present description;
La figure 5 illustre un exemple d’image représentant le module d’une matrice de réponse REP(r, Ar) selon le procédé de caractérisation ultrasonore tel qu’en figure 4 ; FIG. 5 illustrates an example of an image representing the modulus of a response matrix REP (r, Ar) according to the ultrasonic characterization method as in FIG. 4;
La figure 6 illustre un exemple de profil de réponse PR(ôr) correspondant à la matrice de réponse de la figure 5 ; FIG. 6 illustrates an example of a response profile PR (ôr) corresponding to the response matrix of FIG. 5;
La figure 7 illustre à des images échographiques de trois milieux hétérogènes, la partie A de cette figure correspondant à un milieu de test dit « phantom », la partie B de cette figure correspondant à un milieu ayant une couche de viande posée sur le milieu de test, et la partie C de cette figure correspondant à un milieu qui est un foie « in vivo » ; FIG. 7 illustrates echographic images of three heterogeneous media, part A of this figure corresponding to a test medium called "phantom", part B of this figure corresponding to a medium having a layer of meat placed on the medium of test, and part C of this figure corresponding to a medium which is an “in vivo” liver;
La figure 8 illustre une image de résolution w(r) (à gauche) et une image de résolution théorique wo(r) (à droite) établies pour le milieu de test (de la partie A) de la figure 7 ; FIG. 8 illustrates an image of resolution w (r) (on the left) and an image of theoretical resolution wo (r) (on the right) established for the test medium (of part A) of FIG. 7;
La figure 9 illustre des images du critère de focalisation F(r) établies pour les trois milieux hétérogènes de la figure 7 (respectivement parties A, B, et C) ; FIG. 9 illustrates images of the focusing criterion F (r) established for the three heterogeneous media of FIG. 7 (respectively parts A, B, and C);
La figure 10 illustre des images du premier indicateur de diffusion multiple (r) de focalisation établies pour les trois milieux hétérogènes de la figure 7 (respectivement parties A, B, et C) ; Figure 10 illustrates images of the first multiple scattering indicator (r) of focusing established for the three heterogeneous media in FIG. 7 (respectively parts A, B, and C);
La figure 11 illustre des images du deuxième indicateur de diffusion multiple y(r) établies pour les trois milieux hétérogènes de la figure 7 (respectivement parties A, B, et C) ; FIG. 11 illustrates images of the second multiple scattering indicator y (r) established for the three heterogeneous media of FIG. 7 (respectively parts A, B, and C);
La figure 12 illustre trois calculs de vitesses de son optimales, réalisées à partir de trois modèles du milieu B de la figure 7 et à partir du critère de focalisation F(r) défini. FIG. 12 illustrates three calculations of optimum sound speeds, carried out from three models of the medium B of FIG. 7 and from the defined focusing criterion F (r).
Dans les différents modes de réalisation qui vont être décrits par référence aux figures, des éléments semblables ou identiques portent les mêmes références. In the various embodiments which will be described with reference to the figures, similar or identical elements bear the same references.
DESCRIPTION DETAILLEE DETAILED DESCRIPTION
Dans la description détaillée qui suit, seuls certains modes de réalisation sont décrits en détail pour assurer la clarté de l’exposé mais ces exemples ne visent pas à limiter la portée générale des principes ressortant de la présente description. In the following detailed description, only certain embodiments are described in detail to ensure clarity of the disclosure, but these examples are not intended to limit the general scope of the principles emerging from the present description.
Les différents modes de réalisation et aspects décrits dans la présente description peuvent être combinés ou simplifiés de multiples manières. En particulier, les étapes des différents procédés peuvent être répétées, interverties, et/ou exécutées en parallèle, sauf précision contraire. The various embodiments and aspects described in the present description can be combined or simplified in multiple ways. In particular, the steps of the different processes can be repeated, inverted, and / or executed in parallel, unless otherwise specified.
La figure 3 illustre un exemple d’un système 40 de caractérisation ultrasonore pour la mise en œuvre des procédés de caractérisation ultrasonore d’un milieu hétérogène 20, selon la présente description. Le système 40 comprend au moins un premier réseau 10 de transducteurs 11 , par exemple un réseau linéaire ou bidimensionnel ; les transducteurs sont par exemple des transducteurs piézoélectriques ultrasonores pouvant se présenter classiquement sous la forme d'une barrette rigide mise en contact avec le milieu 20. Le réseau de transducteurs fait par exemple partie d’un dispositif de sondage 41, nommé dans la suite également par le terme plus commun de « sonde » ; le réseau de transducteurs est connecté à une unité de calcul 42, qui peut elle-même être reliée à un dispositif d’affichage 43 ; l’unité de calcul émet et enregistre des signaux électriques vers /à partir de chacun des transducteurs 11. Les transducteurs ultrasonores transforment ensuite ces signaux électriques en ondes ultrasonores et inversement. Par "connexion" ou "liaison" entre le dispositif de sondage 41, l’unité de calcul 42 et le dispositif d’affichage 43, on entend tout type de liaison fïlaire de type électrique ou optique, ou de liaison sans fil utilisant tout protocole tel que le WiFi, Bluetooth ou autres. Ces connexions ou liaisons sont à simple sens ou double sens. FIG. 3 illustrates an example of an ultrasonic characterization system 40 for the implementation of ultrasonic characterization methods of a heterogeneous medium 20, according to the present description. The system 40 comprises at least a first array 10 of transducers 11, for example a linear or two-dimensional array; the transducers are for example piezoelectric ultrasonic transducers which may conventionally be in the form of a rigid bar brought into contact with the medium 20. The array of transducers is for example part of a probing device 41, also referred to hereinafter as by the more common term "probe"; the array of transducers is connected to a computing unit 42, which can itself be connected to a display device 43; the computing unit transmits and records electrical signals to / from each of the transducers 11. The ultrasonic transducers then transform these electrical signals into ultrasonic waves and vice versa. By "connection" or "link" between the probing device 41, the computing unit 42 and the display device 43, is meant any type of wire link of the electrical or optical type, or of wireless link using any protocol. such as WiFi, bluetooth or others. These connections or links are one way or two way.
L’unité de calcul 42 est configurée pour la mise en œuvre d’étapes de calcul ou traitement notamment pour la mise en œuvre d’étapes de procédés selon la présente description. Par convention, on définit un repère spatial du milieu 20, en prenant un premier axe X et un deuxième axe Z perpendiculaire à celui-ci. Par simplification, le premier axe X correspond à la direction dans laquelle les transducteurs 11 sont alignés pour un réseau linéaire, et le deuxième axe Z correspond à la profondeur du milieu 20 par rapport à ce réseau 10 de transducteurs 11. Cette définition peut être étendue à un repère spatial à trois axes dans le cas d’un réseau 10 bidimensionnel. The calculation unit 42 is configured for the implementation of calculation or processing steps in particular for the implementation of process steps according to the present description. By convention, we define a spatial reference of the medium 20, by taking a first X axis and a second Z axis perpendicular to it. For simplicity, the first X axis corresponds to the direction in which the transducers 11 are aligned for a linear array, and the second Z axis corresponds to the depth of the medium 20 with respect to this array 10 of transducers 11. This definition can be extended. to a three-axis spatial coordinate system in the case of a two-dimensional network.
Dans la figure 3 comme dans la suite de la description, il est fait référence à un réseau de transducteurs pour l’émission et la réception, étant bien entendu que, dans un cas plus général, plusieurs réseaux de transducteurs pourront être utilisés simultanément. Ils pourront être à la fois émetteur et récepteur, ou bien seulement émetteur pour certains et seulement récepteur pour d’autres. In FIG. 3 as in the rest of the description, reference is made to an array of transducers for transmission and reception, it being understood that, in a more general case, several arrays of transducers could be used simultaneously. They can be both sender and receiver, or only a sender for some and only a receiver for others.
Lorsque dans la présente description, il est fait référence à des étapes de calcul ou traitement pour la mise en œuvre notamment d’étapes de procédés, il est entendu que chaque étape de calcul ou traitement peut être mis en œuvre par logiciel, hardware, fîrmware, microcode ou toute combinaison appropriée de ces technologies. Lorsqu’un logiciel est utilisé, chaque étape de calcul ou traitement peut être mise en œuvre par des instructions de programme d’ordinateur ou du code logiciel. Ces instructions peuvent être stockées ou transmises vers un support de stockage lisible par un ordinateur (ou unité de calcul) et/ou être exécutées par un ordinateur (ou unité de calcul) afin de mettre en œuvre ces étapes de calcul ou traitement. When in the present description, reference is made to calculation or processing steps for the implementation in particular of process steps, it is understood that each calculation or processing step can be implemented by software, hardware, firmware. , microcode or any suitable combination of these technologies. When software is used, each computational or processing step can be performed by computer program instructions or software code. These instructions can be stored or transmitted to a storage medium readable by a computer (or calculation unit) and / or be executed by a computer (or calculation unit) in order to implement these calculation or processing steps.
Définition de l’analyse d’un point du milieu Definition of a midpoint analysis
La présente description décrit des procédés et systèmes de caractérisation ultrasonore non invasive d’un échantillon hétérogène. Ces procédés et systèmes sont basés sur des définitions représentées en figure 4 : On définit un point central PC de position spatiale r dans le repère spatial du milieu, et situé au milieu d’un premier point PI et d’un deuxième point P2. On définit un axe de mesure AXm passant par le premier point PI et le deuxième point P2, et formant un angle b par rapport au premier axe X du réseau de transducteurs 11. Le point central PC est situé sur l’origine de l’axe de mesure AXm (coordonnée d’éloignement nulle sur l’axe de mesure). Le premier point PI est à une coordonnée d’éloignement -Ar et le deuxième point P2 est à une coordonnée d’éloignement +Ar du point central PC, origine de l’axe de mesure. The present disclosure describes methods and systems for non-invasive ultrasonic characterization of a heterogeneous sample. These methods and systems are based on definitions represented in FIG. 4: A central point PC of spatial position r in the spatial reference frame of the medium is defined, and situated in the middle of a first point PI and of a second point P2. We define a measurement axis AX m passing through the first point PI and the second point P2, and forming an angle b with respect to the first axis X of the array of transducers 11. The central point PC is located on the origin of the. measurement axis AX m (zero distance coordinate on the measurement axis). The first point PI is at a distance coordinate -Ar and the second point P2 is at a distance coordinate + Ar from the central point PC, origin of the measurement axis.
La position spatiale r et la coordonnée d’éloignement Ar sont notées en gras, signifiant que ces éléments sont des vecteurs de position et de décalage par rapport à une position, vecteurs pris dans le repère spatial du milieu (X, Z). Le vecteur de coordonnée d’éloignement DG prend ainsi en compte la direction de l’axe de mesure AXm, et son angle b par rapport au premier axe X. D’autres définitions des positions des points relativement aux autres sont possibles et accessibles à tout spécialiste du métier des ultrasons. Notamment, les premier et deuxièmes points peuvent être repérés par une distance |DG| et l’angle b, ou par un autre repérage. The spatial position r and the distance coordinate Ar are noted in bold, signifying that these elements are position and offset vectors with respect to a position, vectors taken from the spatial reference frame of the medium (X, Z). The coordinate vector distance DG thus takes into account the direction of the measurement axis AX m , and its angle b with respect to the first axis X. Other definitions of the positions of the points relative to the others are possible and accessible to any specialist in the trade ultrasound. In particular, the first and second points can be identified by a distance | DG | and the angle b, or by another registration.
Ces deux points PI et P2 peuvent être à faible distance l’un de l’autre, c’est-à-dire à quelques millimètres l’un de l’autre, et par exemple à 20 millimètres ou moins. These two points PI and P2 can be a short distance from each other, that is to say a few millimeters from each other, and for example 20 millimeters or less.
Comme représenté en figure 4, le procédé de caractérisation ultrasonore non invasive comprend : As shown in Figure 4, the method of non-invasive ultrasound characterization comprises:
- une étape de génération d’une série d’ondes ultrasonores incidentes USin dans une zone dudit milieu hétérogène, au moyen d’un réseau 10 de transducteurs 11, ladite série d’ondes ultrasonores incidentes étant une base d’émission i ; et a step of generating a series of incident ultrasonic waves USi n in a zone of said heterogeneous medium, by means of an array 10 of transducers 11, said series of incident ultrasonic waves being an emission base i; and
- une étape d’enregistrement d’une matrice de réflexion expérimentale R„i(t) définie entre la base d’émission i en entrée et une base de réception u en sortie ; - a step of recording an experimental reflection matrix R „i (t) defined between the transmission base i at the input and a reception base u at the output;
- une étape de détermination d’une réponse REP(r, DG) du milieu entre un transducteur virtuel d’entrée TVin de position spatiale h,, au premier point PI et un transducteur virtuel de sortie TVout de position spatiale rout au deuxième point P2, ladite réponse étant exprimée en fonction du point central PC de position spatiale r. a step of determining a response REP (r, DG) of the medium between a virtual input transducer TVi n of spatial position h ,, at the first point PI and a virtual output transducer TV out of spatial position r out at second point P2, said response being expressed as a function of the central point PC of spatial position r.
Le point central PC étant au milieu des deux points PI, P2, on a les relations suivantes : r = (rout + rin)/2 et DG = (rout - rin)/2 The central point PC being in the middle of the two points PI, P2, we have the following relations: r = (r out + r in) / 2 and DG = (r out - r in ) / 2
La base d’émission i en entrée étant par exemple une base d’ondes générées chacune par un seul des transducteurs 11 du réseau 10 ou une base d’ondes planes d’inclinaison angulaire Q par rapport à l’axe X, comme décrit précédemment dans la description des figures IA à IC. The emission base i at the input being for example a base of waves each generated by only one of the transducers 11 of the array 10 or a base of plane waves of angular inclination Q relative to the axis X, as described previously in the description of Figures IA to IC.
La base de réception u est usuellement la base des transducteurs 11. The reception base u is usually the base of the transducers 11.
Ainsi, l'étape de génération des ondes ultrasonores s'entend entre la base d'émission i et la base de réception u. Cette étape de génération ultrasonore est donc définie pour tout type d'ondes ultrasonores de type focalisées ou non focalisées, comme des ondes planes. Thus, the step of generating ultrasonic waves is understood between the transmission base i and the reception base u. This ultrasonic generation step is therefore defined for any type of ultrasonic wave of the focused or unfocused type, such as plane waves.
Dans l’étape d’enregistrement, la matrice de réflexion expérimentale R„i(t) est donc définie entre la base d’émission i en entrée et une base de réception u en sortie. Cette matrice contient l'ensemble des réponses temporelles du milieu, mesurées au temps t par chaque transducteur 11 de coordonnée spatiale uout pour chaque émission iin. On comprend que les éléments dénommés avec l’indice "in" font référence à l’émission (i.e. l’entrée) et les éléments dénommés avec l’indice "out" font référence à la réception (i.e. la sortie). Dans l’étape de détermination d’une réponse REP(r, Ar), on applique : In the recording step, the experimental reflection matrix R „i (t) is therefore defined between the transmission base i at the input and a reception base u at the output. This matrix contains all the temporal responses of the medium, measured at time t by each transducer 11 with spatial coordinate u out for each emission i in . It is understood that the elements named with the index "in" refer to the transmission (ie the entry) and the elements named with the index "out" refer to the reception (ie the exit). In the step of determining a response REP (r, Ar), we apply:
- un processus de focalisation en entrée à partir de la matrice de réflexion expérimentale R„i(t) créant une tache focale d’entrée autour du premier point PI, ladite tache focale d’entrée correspondant au transducteur virtuel d’entrée TVin, et - an input focusing process from the experimental reflection matrix R „i (t) creating an input focal spot around the first point PI, said input focal spot corresponding to the virtual input transducer TV in , and
- un processus de focalisation en sortie à partir de la matrice de réflexion expérimentale R„i(t) créant une tache focale de sortie autour du deuxième point P2, ladite tache focale de sortie correspondant au transducteur virtuel de sortie TVout· - an output focusing process from the experimental reflection matrix R „i (t) creating an output focal spot around the second point P2, said output focal spot corresponding to the virtual output transducer TV out ·
Le processus de focalisation en entrée utilise un temps de vol à l’aller des ondes entre la base d’émission (i) et le transducteur virtuel d’entrée TVin. Le processus de focalisation en sortie utilise un temps de vol de retour des ondes entre le transducteur virtuel de sortie TVout et les transducteurs de la base de réception (u). Ces processus de focalisation en entrée et en sortie forment en fait un processus de focalisation en entrée-sortie, noté par la suite processus de focalisation. The input focusing process uses a time of flight on the outward journey of the waves between the emission base (i) and the virtual input transducer TV in . The focus-out process uses a return time-of-flight of the waves between the virtual output transducer TV out and the transducers at the receiving base (u). These input and output focusing processes in fact form an input-output focusing process, hereinafter referred to as the focusing process.
Le premier point PI étant relatif au transducteur virtuel d’entrée TVin, il se situe alors à une coordonnée -Ar sur l’axe de mesure AXm par rapport au point central PC et le deuxième point P2 étant relatif au transducteur virtuel de sortie TVout, il se situe alors à une coordonnée +Ar sur l’axe de mesure AXm par rapport au point central PC. The first point PI being relative to the virtual input transducer TVi n , it is then located at a coordinate -Ar on the measurement axis AX m with respect to the central point PC and the second point P2 being relative to the virtual output transducer TV out , it is then located at a + Ar coordinate on the measurement axis AX m with respect to the central point PC.
La focalisation en entrée (à l'émission) est paramétrée pour concentrer l'onde acoustique autour du point PI sur une étendue spatiale correspondant à la tache focale d’entrée. Les diffuseurs localisé à l’intérieur de cette zone dans le milieu génèrent alors une onde qui est rétro-diffusée vers la sonde. Cette zone, caractérisée par la tache focale à l'émission et la réflectivité du milieu correspondante est appelée transducteur virtuel d’entrée TVin et peut être interprété comme une source "virtuelle". The input focusing (on emission) is configured to concentrate the acoustic wave around the point PI on a spatial extent corresponding to the input focal spot. The diffusers located inside this zone in the medium then generate a wave which is backscattered towards the probe. This zone, characterized by the focal spot on emission and the reflectivity of the corresponding medium, is called the virtual input transducer TVi n and can be interpreted as a "virtual" source.
La focalisation en sortie (en réception) est paramétrée pour sélectionner les échos générés par des diffuseurs situés autour du point P2 sur une étendue spatiale correspondant à la tache focale de sortie. Cette zone, caractérisée par la tache focale de sortie (réception) et la réflectivité du milieu correspondante est appelée transducteur virtuel de sortie TVout et peut être interprété comme un "capteur virtuel". The output focusing (on reception) is configured to select the echoes generated by diffusers located around the point P2 over a spatial extent corresponding to the output focal spot. This zone, characterized by the output focal spot (reception) and the reflectivity of the corresponding medium is called the virtual output transducer TV out and can be interpreted as a "virtual sensor".
La réponse REP(r, Ar) peut donc être interprétée comme une estimation du champ de pression provenant de la position rout pour une focalisation à la position rin. The response REP (r, Ar) can therefore be interpreted as an estimate of the pressure field coming from the position r out for a focusing at the position r in .
Autrement dit, dans ce procédé de caractérisation ultrasonore non invasive, le transducteur virtuel d’entrée TVin correspond à une "source virtuelle" ultrasonore à la position spatiale r;„ dans le milieu et le transducteur virtuel de sortie TVout correspond à un "capteur virtuel" ultrasonore à la position spatiale rout. Ainsi, le procédé est apte à sonder le milieu autour du point PI et ou du point P2, de manière spatiale, ce qui permet d’obtenir de nouvelles informations sur la propagation des ondes. In other words, in this method of non-invasive ultrasound characterization, the virtual input transducer TVi n corresponds to an ultrasonic "virtual source" at the spatial position r; "in the medium and the virtual output transducer TV out corresponds to a" virtual ultrasonic sensor at the spatial position r out . Thus, the method is suitable for probing the medium around point PI and / or point P2, spatially, which makes it possible to obtain new information on the propagation of the waves.
Par exemple, un calcul de la réponse REP(r, Ar) du milieu entre le transducteur virtuel d’entrée TVin et le transducteur virtuel de sortie TVout par un processus de focalisation, qui est par exemple un procédé de formation de voie amélioré, qui peut être exprimé par la formule simplifiée suivante : For example, a calculation of the response REP (r, Ar) of the medium between the virtual input transducer TVi n and the virtual output transducer TV out by a focusing process, which is for example an improved channel formation process , which can be expressed by the following simplified formula:
(Equ. 1) dans laquelle (Equ. 1) in which
Nin est le nombre d’éléments de la base d’émission i, Ni n is the number of elements of the emission base i,
Nout est le nombre d’éléments de la base de réception u en sortie, N out is the number of elements of the reception base u at the output,
R„i(t) est la matrice de réflexion expérimentale, dont RUj(u out - ï in J T(rin r out- u out- ï i l ) ) est l’élément de la matrice de réflexion expérimentale R„i(t) enregistré par le transducteur uout consécutif à l’émission i;„ au temps t. R „i (t) is the experimental reflection matrix, of which R Uj ( u out - ï i n J T ( r i n r out - u out - ï i l )) is the element of the experimental reflection matrix R „i (t) recorded by the transducer u out following the emission i;„ at time t.
Le temps t est la somme du temps de vol à l’aller tih de l’onde ultrasonore entre les transducteurs de la base d’émission i et le premier point PI et le temps de vol au retour xout de l’onde ultrasonore entre le deuxième point P2 et les transducteurs de la base de réception u, comme explicité par la formule suivante : The time t is the sum of the time of flight on the outward journey t ih of the ultrasonic wave between the transducers of the emission base i and the first point PI and the time of flight at the return x out of the ultrasonic wave between the second point P2 and the transducers of the reception base u, as explained by the following formula:
T- (l'in* ÏQUO QUO Ln) T-in (fir Ln) b ^out(Tout *^out) T- (l ' in * ÏQUO QUO Ln) T-in (fir Ln) b ^ out (All * ^ out)
(Equ. 2)(Equ. 2)
Les temps de vols tih et xout sont calculés à partir d’un modèle de vitesse du son. L’hypothèse consiste à considérer un milieu homogène avec une vitesse du son constante <¾. Dans ce cas, les temps de vols sont directement obtenus à partir des distances entre la sonde et les transducteurs virtuels The flight times t ih and x out are calculated from a speed of sound model. The hypothesis consists in considering a homogeneous medium with a constant speed of sound <¾. In this case, the flight times are obtained directly from the distances between the probe and the virtual transducers.
Le nombre d’éléments de la base d’émission Nin est par exemple supérieur ou égal à deux. Le nombre d’éléments de la base de réception Nout est par exemple supérieur ou égal à deux. The number of elements of the emission base Ni n is for example greater than or equal to two. The number of elements of the reception base N out is for example greater than or equal to two.
Cette formule de formation de voie améliorée est donc une double somme des réponses temporelles enregistrées dans la matrice de réflexion expérimentale R„j, une première somme liée à la focalisation en entrée (l’émission) selon la base d’émission i au point PI de position spatiale ,, et une seconde somme liée à la focalisation en sortie (réception) selon la base de réception u au point P2 de position spatiale rout· Ce calcul est donc effectué pour les coordonnées spatiales des deux points PI et P2 (de positions spatiales rin, rout). Le résultat de cette formule de formation de voie améliorée est donc un signal temporel qui est un champ de pression pour ces deux coordonnées spatiales (h„, rout). This improved path formation formula is therefore a double sum of the temporal responses recorded in the experimental reflection matrix R „j, a first sum related to the input focusing (the emission) according to the emission base i at the point PI of spatial position ,, and a second sum related to the output focusing (reception) according to the reception base u at point P2 of spatial position r outThis calculation is therefore carried out for the spatial coordinates of the two points PI and P2 (of spatial positions r in , r out ). The result of this improved path forming formula is therefore a temporal signal which is a pressure field for these two spatial coordinates (h „, r out ).
Notons que le cas particulier du calcul d’une réponse REP(r, Ar=0) correspond à la situation selon laquelle les points PI et P2 sont confondus à une même position spatiale h,, = r0„t = r. Cette configuration correspond exactement au cas de l'imagerie ultrasonore usuelle confocale pour laquelle chaque pixel de l'image résulte d'un processus de focalisation en entrée (à l’émission) et en sortie (à la réception) en un même point du milieu, et pour les points d’imagés de milieu. Le temps de vol t correspond alors au temps de vol à l’aller et au retour nécessaire à une onde pour se propager de la sonde jusqu'au point unique de position spatiale r, puis de ce point r jusqu’à chaque transducteur de la sonde. Note that the particular case of the computation of a response REP (r, Ar = 0) corresponds to the situation according to which the points PI and P2 are the same at the same spatial position h ,, = r 0 „ t = r. This configuration corresponds exactly to the case of the usual confocal ultrasound imaging for which each pixel of the image results from a focusing process at input (on transmission) and on output (on reception) at the same point in the middle. , and for the midpoint image points. The flight time t then corresponds to the outward and return flight time required for a wave to propagate from the probe to the single point of spatial position r, then from this point r to each transducer of the probe.
Grâce à ces dispositions, le procédé permet de sonder très localement le milieu en toute direction correspondant à l’axe de mesure AXm, pour en extraire par les focalisations en entrée et en sortie plus d’information locale sur le milieu au point central PC de position spatiale r, entre le premier point et deuxième point du milieu hétérogène 20. Cette information locale est entièrement contenue dans les valeurs de la réponse calculée, la réponse REP(r, Ar) du milieu que l’on peut exploiter pour caractériser chaque point du milieu par exemple en termes de résolution ou en termes de diffusion multiple. Cette d’information locale est entièrement contenue dans les valeurs de la réponse temporelle calculée et que l’on peut exploiter pour caractériser chaque point du milieu. Thanks to these arrangements, the method makes it possible to probe the medium very locally in any direction corresponding to the measurement axis AX m , in order to extract from it by the input and output focalizations more local information on the medium at the central point PC of spatial position r, between the first point and second point of the heterogeneous medium 20. This local information is entirely contained in the values of the calculated response, the response REP (r, Ar) of the medium which can be used to characterize each midpoint, for example in terms of resolution or in terms of multiple scattering. This local information is entirely contained in the values of the calculated temporal response and which can be used to characterize each point in the middle.
En effet, il est usuel de déduire de cette réponse temporelle après formation de voie, une estimation de la réflectivité du milieu en considérant la valeur absolue des signaux confocaux caractérisés par la superposition des points PI et P2, c’est-à-dire la superposition des taches focales des transducteurs virtuels d’entrée et de sortie (i.e. rin=rout et |Ar|=0). Cette réflectivité correspond alors à la valeur d’un pixel d’une image usuelle de type échographique. Indeed, it is usual to deduce from this temporal response after channel formation, an estimate of the reflectivity of the medium by considering the absolute value of the confocal signals characterized by the superposition of the points PI and P2, that is to say the superposition of the focal spots of the virtual input and output transducers (ie r in = r out and | Ar | = 0). This reflectivity then corresponds to the value of a pixel of a usual image of echographic type.
Les réponses REP(r, Ar) peuvent ainsi être déterminées pour tout ensemble de valeurs de distance d’éloignement |Ar| réelle, par exemple entre deux bornes telles que - Armax et + Armax, ces bornes étant déterminées pour que les transducteurs virtuels en entrée et en sortie restent à l’intérieur du milieu 20. (|Ar|, b) sont alors les coordonnées polaires du vecteur coordonnées d’éloignement Ar. The responses REP (r, Ar) can thus be determined for any set of separation distance values | Ar | real, for example between two limits such as - Ar max and + Ar max , these limits being determined so that the virtual transducers at input and at output remain inside the medium 20. (| Ar |, b) are then the polar coordinates of the vector distance coordinates Ar.
Dans cette précédente convention de description spatiale autour du point central PC de position spatiale r, la réponse REP(r, -Ar) correspond à inverser les positions spatiales des transducteurs virtuels d’entrée et de sortie. L’ensemble des réponses REP(r, Ar) peut alors être enregistré dans une matrice de même nom. Cette matrice des réponses en une matrice de réflexion focalisée, qui enregistre un champ de pression calculé en tout point du milieu avec les hypothèses définies. In this previous spatial description convention around the central point PC of spatial position r, the response REP (r, -Ar) corresponds to inverting the spatial positions of the input and output virtual transducers. The set of responses REP (r, Ar) can then be recorded in a matrix of the same name. This matrix of responses in a focused reflection matrix, which records a pressure field calculated at any point in the middle with the defined hypotheses.
On obtient donc une matrice des réponses REP(r, Ar) (à 4 dimensions dans le cas d’une sonde linéaire, incluant deux d’espaces pour r et Ar) qui enregistre des signaux temporels focalisés. We therefore obtain a matrix of REP (r, Ar) responses (4-dimensional in the case of a linear probe, including two spaces for r and Ar) which records focused temporal signals.
La figure 5 montre une image correspondant à une sous-matrice de la matrice de réponse REP, ladite sous-matrice correspondant à un ensemble de plusieurs points centraux PC de position spatiale r dans laquelle la coordonnée d’axe Z est fixée, et l’angle b est nul. Ainsi, dans cette image l’abscisse correspond à une variation selon l’axe X de la position du point central PC et l’ordonnée correspond à la coordonnée d’éloignement Ar par rapport à ce point central. Les valeurs des points de cette image (réponse) en dehors de l’axe des abscisses de cette image ont une valeur faible (mais non nulle). Les valeurs des points de cette image (réponse) sur l’axe des abscisses ont une valeur correspondant à l’intensité du point d’image ultrasonore au point central PC. FIG. 5 shows an image corresponding to a sub-matrix of the response matrix REP, said sub-matrix corresponding to a set of several central points PC of spatial position r in which the Z axis coordinate is fixed, and the angle b is zero. Thus, in this image, the abscissa corresponds to a variation along the X axis of the position of the central point PC and the ordinate corresponds to the distance Ar coordinate from this central point. The values of the points of this image (response) outside the x-axis of this image have a low (but not zero) value. The values of the points of this image (response) on the abscissa axis have a value corresponding to the intensity of the ultrasonic image point at the central point PC.
Une telle image peut être extraite de la réponse REP(r, Ar) pour des variations de coordonnées d’éloignement Ar sur un seul axe de mesure AXm ou plusieurs axes de mesures, c’est-à-dire pour une ou plusieurs valeurs d’angle b. Such an image can be extracted from the response REP (r, Ar) for variations in the distance coordinates Ar on a single measurement axis AXm or several measurement axes, that is to say for one or more values d 'angle b.
Une image polaire représentant la variation du module de la réponse en fonction de la distance d’éloignement |Ar| et de l’angle b peut également être construite, ce qui donne une représentation de la variation de la réponse autour d’un point central PC, et donc de de la tâche focale en ce point. A polar image showing the variation in the modulus of the response as a function of the distance | Ar | and the angle b can also be constructed, which gives a representation of the variation of the response around a central point PC, and therefore of the focal task at that point.
Calcul d’un profil de réponses PR(ôr) Calculation of a PR response profile (ôr)
Ayant obtenu les réponses du milieu déterminées selon le procédé ci-dessus, on peut effectuer une étape de détermination d’un profil de réponses PR(ôr), le profil de réponses étant une pluralité des réponses REP(r, Ar) calculées pour une pluralité de valeurs de la coordonnée d’éloignement Ar. Ce profil de réponses PR(ôr) est considéré pour un même point central PC de position spatiale r et selon un même axe de mesure AXm, correspondant à une même direction d’angle b. La profil de réponse PR(ôr) est donc déterminé pour une pluralité d’éloignements ôr, l’éloignement ôr étant l’abscisse du deuxième point P2 par rapport au point central PC, c’est-à-dire la valeur telle que Ar = ôr.up, up étant un vecteur unitaire dans la direction de l’axe de mesure AXm défini par l’angle b. Autrement dit, le profil de réponses PR(ôr) est une coupe verticale de l’image de la figure 5, et ce profil de réponses est la courbe de ladite coupe d’image. Having obtained the responses of the medium determined according to the above method, a step of determining a response profile PR (ôr) can be carried out, the response profile being a plurality of the responses REP (r, Ar) calculated for a plurality of values of the distance coordinate Ar. This response profile PR (ôr) is considered for the same central point PC of spatial position r and along the same measurement axis AX m , corresponding to the same direction of angle b . The response profile PR (ôr) is therefore determined for a plurality of distances ôr, the distance ôr being the abscissa of the second point P2 with respect to the central point PC, that is to say the value such that Ar = ôr.up, up being a unit vector in the direction of the measurement axis AX m defined by the angle b. In other words, the profile of responses PR (ôr) is a vertical section of the image of FIG. 5, and this response profile is the curve of said image section.
Les réponses REP(r, Ar) pouvant être des valeurs complexes notamment dans le cas d’utilisation de formulation de focalisation en valeurs complexe, comme cela est connu dans des formations de voies en phase et en quadrature (connu en langue anglaise sous la dénomination « beamforming IQ »). En conséquence, le profil de réponses PR(ôr) pourra également être représenté par tout module de ces réponses complexes. The REP (r, Ar) responses can be complex values in particular in the case of use of formulation of focusing in complex values, as that is known in formations of channels in phase and in quadrature (known in English under the name "Beamforming IQ"). Consequently, the response profile PR (ôr) can also be represented by any module of these complex responses.
La figure 6 montre un exemple schématique du carré du module d’un profil de réponses PR(ôr) que l’on peut déterminer pour un point central PC du milieu et pour une direction d’angle b : ici pour b = 0 car l’image de la figure 5 est également établie pour cette valeur d’angle. Figure 6 shows a schematic example of the square of the modulus of a response profile PR (ôr) that can be determined for a central point PC in the middle and for an angle direction b: here for b = 0 because l The image of Figure 5 is also established for this angle value.
Cependant, l’angle b peut prendre toute valeur entre zéro (0) et pi (p), et donc une courbe PRC de profil de réponse peut être tracée ou déterminée pour plusieurs valeurs d’angle b. However, the angle b can take any value between zero (0) and pi (p), and therefore a response profile PR C curve can be plotted or determined for several values of angle b.
L’ensemble des profils de réponses PR(ôr) ou PR(ôr, b) (si l’on prend plusieurs angles, mais nous ne garderons que la position spatiale dans la suite par soucis de simplification de l’exposé) ou PR(r, ôr, b) (si on prend également la position spatiale du point central) peut être enregistré dans une matrice de même nom. The set of response profiles PR (ôr) or PR (ôr, b) (if we take several angles, but we will only keep the spatial position in the following for the sake of simplification of the presentation) or PR ( r, ôr, b) (if we also take the spatial position of the central point) can be recorded in a matrix of the same name.
Le profil de réponse PR(ôr) présente : The PR response profile (ôr) presents:
- une surintensité (maximum de la courbe) pour une valeur faible de ôr qui correspond à une diffusion simple dont la largeur est liée à la tache focale, et - an over-intensity (maximum of the curve) for a low value of ôr which corresponds to a simple diffusion whose width is linked to the focal spot, and
- un fond incohérent présent pour toutes les valeurs de ôr qui est dû aux échos provenant de phénomène de diffusion multiple et de bruit. - an incoherent background present for all the values of ôr which is due to the echoes originating from multiple scattering and noise phenomena.
La sous-matrice représentée en figure 5 est donc l’ensemble des profils de réponses PR(ôr) pour un ensemble de point central PC de position spatiale r dans laquelle la coordonnée d’axe Z est fixée, et l’angle b est nul (ou constant). The sub-matrix represented in FIG. 5 is therefore the set of response profiles PR (ôr) for a set of central point PC of spatial position r in which the axis coordinate Z is fixed, and the angle b is zero (or constant).
Ce profil de réponses PR(ôr) est une représentation de base permettant de déterminer de nouveaux paramètres de caractérisation locale du milieu et/ou de la performance du procédé d’imagerie par ultrason (i.e. de la formation de voie). Nous illustrerons les résultats de ces paramètres de caractérisation par des images du milieu hétérogène, construites avec lesdits paramètres de caractérisation. Ces paramètres de caractérisation pour trois cas différents de milieux hétérogènes sont exposés plus en détail ci-dessous. La figure 7 montre des images échographiques de ces trois milieux hétérogènes : This PR response profile (ôr) is a basic representation making it possible to determine new parameters for local characterization of the medium and / or of the performance of the ultrasound imaging process (ie of the formation of a pathway). We will illustrate the results of these characterization parameters by images of the heterogeneous medium, constructed with said characterization parameters. These characterization parameters for three different cases of heterogeneous media are explained in more detail below. Figure 7 shows ultrasound images of these three heterogeneous media:
- sur la partie A de cette figure 7 (à gauche), on aperçoit une image d’un milieu de test (milieu A) dit « phantom », qui comprend deux cylindres de rigidité différentes, - in part A of this figure 7 (on the left), we can see an image of a test medium (medium A) called "phantom", which includes two cylinders of different rigidity,
- sur la partie B de cette figure 7 (au centre), on aperçoit une image d’un milieu ayant une couche de viande posée sur le milieu de test précédent (milieu B), et - in part B of this figure 7 (in the center), we can see an image of a medium having a layer of meat placed on the previous test medium (medium B), and
- sur la partie C de cette figure 7 (à droite), on aperçoit une image d’un milieu qui est un foi « in vivo » (milieu C). - in part C of this figure 7 (on the right), we see an image of a medium which is an "in vivo" faith (medium C).
Calcul de la résolution du point w(r) Calculation of the resolution of the point w (r)
On peut alors effectuer une étape de détermination de la résolution w(r) du point central PC dans la direction de l’axe de mesure AXm d’angle b, à partir d’un module du profil de réponses. Cette résolution est donc une estimation locale de la résolution de l’image échographique. It is then possible to carry out a step of determining the resolution w (r) of the central point PC in the direction of the measurement axis AX m of angle b, from a module of the response profile. This resolution is therefore a local estimate of the resolution of the echographic image.
On remarque que le module du profil de réponse comme représenté en figure 6 comprend un pic ou maximum autour de la coordonnée d’éloignement Ar nulle (|Ar| = 0). Ce pic ou surintensité du profil de réponse est lié aux échos de diffusion simple et apparaît lorsque les taches focales des deux transducteurs virtuels TVin et TVout se chevauchent. L'étendue spatiale de ce pic est donc fortement corrélé aux dimensions spatiales des taches focales à l’entrée et en sortie suivant la direction d’angle b et donc à la résolution locale de l'image échographique. Note that the modulus of the response profile as represented in FIG. 6 comprises a peak or maximum around the zero distance Ar coordinate (| Ar | = 0). This peak or over-intensity of the response profile is linked to the single scattering echoes and appears when the focal spots of the two virtual transducers TVi n and TV out overlap. The spatial extent of this peak is therefore strongly correlated with the spatial dimensions of the focal spots at the entrance and at the exit along the direction of angle b and therefore with the local resolution of the echographic image.
La résolution w(r) peut alors être déterminée par exemple par la largeur de ce pic. La largeur de ce pic est par exemple déterminée à une hauteur qui est une portion de la hauteur maximale de ce pic. Par exemple, cette portion de la hauteur sera la moitié ou un tier (1/3) ou deux tiers (2/3) ou toute autre ratio de la hauteur maximale. La hauteur maximale du pic est en fait l’intensité de l’image échographique au point central PC si on regarde seulement le module au carré du profil de réponse, i.e. |PR(ôr =0)|2, comme cela est le cas sur l’exemple illustré en figure 6. The resolution w (r) can then be determined for example by the width of this peak. The width of this peak is for example determined at a height which is a portion of the maximum height of this peak. For example, that portion of the pitch will be half or a third (1/3) or two-thirds (2/3) or any other ratio of the maximum pitch. The maximum height of the peak is in fact the intensity of the echographic image at the central point PC if we look only at the squared modulus of the response profile, ie | PR (ôr = 0) | 2 , as is the case in the example illustrated in FIG. 6.
On comprend que la résolution dépend du point central PC considéré, mais également de l’angle b. We understand that the resolution depends on the central point PC considered, but also on the angle b.
Par conséquent, la méthode proposée permet d’obtenir en chaque point : Consequently, the proposed method makes it possible to obtain at each point:
- la résolution axiale pour un angle b de p/2, i.e. par la valeur w(r) prise pour un profil de réponse correspondant à un angle b=p/2, et - la résolution latérale pour un angle b nul, i.e. par la valeur w(r) prise pour un profil de réponses correspondant à un angle b=0. - the axial resolution for an angle b of p / 2, ie by the value w (r) taken for a response profile corresponding to an angle b = p / 2, and - the lateral resolution for an angle b zero, ie by the value w (r) taken for a response profile corresponding to an angle b = 0.
La méthode permet de définir en tout point du milieu l’étendu de la tache focale et donc la résolution du procédé d’échographie dans chacune des directions d’angle b. The method makes it possible to define at any point in the middle the extent of the focal spot and therefore the resolution of the ultrasound process in each of the angle b directions.
L’image en partie gauche de la figure 8 montre un exemple de calcul de la résolution w(r, b) en chaque point du milieu de test (milieu A). On remarque que la résolution se dégrade avec la profondeur et lorsque l’on se déplace vers le bord de l’image. The image in the left part of Figure 8 shows an example of calculating the resolution w (r, b) at each point of the test midpoint (midpoint A). Note that the resolution degrades with depth and when moving towards the edge of the image.
Calcul de la résolution théorique wo(r) Calculation of the theoretical resolution wo (r)
Selon une première variante, la résolution théorique wo(r) est déterminée par un premier calcul analytique au point central (PC) pour une pulsation (coi), la base d’émission (i) et la base de réception (u) : Elle est calculée par l’angle depuis lequel est vu le réseau de transducteur depuis le point central (PC). Elle dépend de la demi ouverture angulaire maximale utilisée en émission pour insonifïer le point central de position spatiale r ou en réception pour collecter les échos provenant de ce point central. According to a first variant, the theoretical resolution wo (r) is determined by a first analytical calculation at the central point (PC) for a pulse (coi), the emission base (i) and the reception base (u): It is calculated by the angle from which the transducer array is viewed from the central point (PC). It depends on the maximum angular half-opening used in transmission to insonify the central point of spatial position r or in reception to collect the echoes coming from this central point.
Selon une deuxième variante, la résolution théorique wo(r) est déterminée par un deuxième calcul analytique au point central (PC) pour une plage de pulsation (Dw) et la base d’émission (i) et la base de réception (u). Elle est obtenue par un calcul intégral sur ladite plage de pulsation et sur l’angle depuis lequel est vu le réseau de transducteur depuis le point central (PC) pondéré par le spectre fréquentiel de signaux enregistrés. Ce dernier peut être obtenu en moyennant le module de la transformée de Fourier des éléments de la matrice de réflexion expérimentale R„i(t). According to a second variant, the theoretical resolution wo (r) is determined by a second analytical calculation at the central point (PC) for a pulse range (Dw) and the emission base (i) and the reception base (u) . It is obtained by an integral calculation over said pulse range and the angle from which the transducer array is viewed from the central point (PC) weighted by the frequency spectrum of recorded signals. The latter can be obtained by averaging the modulus of the Fourier transform of the elements of the experimental reflection matrix R „i (t).
Selon une troisième variante, la résolution théorique wo(r) est déterminée par un troisième calcul de simulation de propagation des ondes, premièrement entre le premier point du milieu correspondant à un transducteur virtuel d’entrée (T Vin) et la base d’émission (i), et deuxièmement entre le deuxième point du milieu correspondant à un transducteur virtuel de sortie (TVout) et la base de réception (u), ladite simulation utilisant la réponse REP(r, Ar) et un modèle de propagation des ondes dans le milieu. Ce troisième calcul reflète l'étape de double focalisation effectuée afin de calculer les profils de réponse PR(r, b, ôr). Ce troisième calcul de simulation consiste à générer une matrice de réflexion théorique associée à un milieu aléatoire dont la vitesse du son correspond exactement au modèle de vitesse du son supposé pour calculer les réponses REP(r, Ar). Cette simulation utilise alors la même base d'émission et la même base de réception que celles utilisées pour l'expérience physique. L'ensemble des opérations effectuées pour déterminer la résolution w(r) sont ensuite reprises pour calculer la résolution théorique wo(r) à partir de la matrice de réflexion théorique générée. L'ensemble des phénomènes de diffraction sont parfaitement pris en compte et on obtient ainsi une estimation de la résolution théorique du milieu sans aberration. Notons que les propriétés statistiques du milieu tel que la réflectivité moyenne d’une zone, le spectre des échos rétro diffusés peuvent être déduis à partir des réponses REP(r, Ar) afin d’utiliser une simulation qui modèle au mieux l'expérience réalisée. According to a third variant, the theoretical resolution wo (r) is determined by a third wave propagation simulation calculation, firstly between the first point in the middle corresponding to a virtual input transducer (T Vi n ) and the base of emission (i), and secondly between the second point in the middle corresponding to a virtual output transducer (TV out ) and the reception base (u), said simulation using the response REP (r, Ar) and a propagation model of waves in the middle. This third calculation reflects the double focusing step performed in order to calculate the response profiles PR (r, b, ôr). This third simulation calculation consists in generating a theoretical reflection matrix associated with a random medium whose speed of sound corresponds exactly to the speed of sound model assumed to calculate the responses REP (r, Ar). This simulation then uses the same transmission base and the same reception base as those used for the physical experiment. All the operations performed to determine the resolution w (r) are then repeated to calculate the theoretical resolution wo (r) from the generated theoretical reflection matrix. All the diffraction phenomena are perfectly taken into account and an estimate of the theoretical resolution of the medium without aberration is thus obtained. Note that the statistical properties of the medium such as the mean reflectivity of an area, the spectrum of the retro-scattered echoes can be deduced from the responses REP (r, Ar) in order to use a simulation which best models the experience carried out .
L’image en partie droite de la figure 8 montre un exemple de calcul de la résolution théorique wo(r) en chaque point du milieu de test (milieu A). On remarque que la résolution se dégrade avec la profondeur et également lorsque l’on se déplace vers le bord de l’image. On remarque que cette image est très similaire à l’image en partie gauche de cette même figure. Le calcul de la résolution effectué par le procédé précédent est donc en accord avec le calcul de la résolution théorique. The image in the right part of Figure 8 shows an example of the calculation of the theoretical resolution wo (r) at each point of the test medium (medium A). We notice that the resolution degrades with depth and also when moving towards the edge of the image. Note that this image is very similar to the image on the left side of this same figure. The calculation of the resolution carried out by the preceding method is therefore in agreement with the calculation of the theoretical resolution.
Calcul d’un critère de focalisation F(r) Calculation of a focusing criterion F (r)
On peut alors effectuer une étape de détermination d’un critère de focalisation F(r) du point central PC à partir de la résolution w(r) et d’une résolution théorique wo(r). La résolution théorique est par exemple déterminée à partie d’une base d’émission i en entrée, une base de réception u en sortie et d’une modélisation de la propagation des ondes ultrasonores dans le milieu. We can then perform a step of determining a focusing criterion F (r) of the central point PC from the resolution w (r) and a theoretical resolution wo (r). The theoretical resolution is for example determined from an emission base i at the input, a reception base u at the output and a modeling of the propagation of ultrasonic waves in the medium.
Usuellement, le critère de focalisation F(r) est un ratio desdites résolution et résolution théorique, ou l’inverse (une simple convention). C’est-à-dire, que nous pouvons obtenir : Usually, the focusing criterion F (r) is a ratio of said resolution and theoretical resolution, or the reverse (a simple convention). That is, that we can get:
F(r) = w(r)/w„(r) F (r) = w (r) / w „(r)
(Equ. 3) ou (Equ. 3) or
F(r) = w„(r)/w(r) F (r) = w „(r) / w (r)
(Equ. 4)(Equ. 4)
La figure 9 illustre des images du critère de focalisation F(r) établies pour les trois milieux hétérogènes de la figure 7 (milieux A, B, et C en correspondance entre les figures 7 et 9). FIG. 9 illustrates images of the focusing criterion F (r) established for the three heterogeneous media in FIG. 7 (media A, B, and C in correspondence between FIGS. 7 and 9).
Une valeur de un (1) pour ce critère de focalisation correspond à une résolution et une résolution théorique identiques (en clair sur la figure). Une valeur proche de zéro (0) pour ce critère de focalisation correspond des valeurs de résolutions divergentes (en sombre sur la figure), c’est-à-dire une focalisation dégradée. L’image du milieu A illustre une grande homogénéité avec une moyenne de ce critère de focalisation proche de 0,97. Cela signifie que l’image échographique est bien formée et que les hypothèses de focalisation sont correctes. Les images des milieux B et C montrent des dégradations notables correspondant à des hétérogénéités situées en amont de la propagation des ondes ultrasonores : couche de viande en surface pour milieu B et les tissus adipeux ou musculaires pour le foie du milieu C. L’image du milieu C met en relief des zones très dégradées (zones sombres en bas à gauche de cette image) qui signifient que l’image réalisée en figure 7 (partie C) a également les mêmes problèmes aux mêmes endroits. Ici, l’image du critère de focalisation peut indiquer à l’opérateur du système échographique que la partie gauche de son image échographique est de mauvaise qualité, notamment en résolution spatiale. Cela peut l’aider à interpréter son image échographique pour établir un diagnostic préférentiellement sur les zones correctement imagées ou pour modifier sa façon de générer ladite image échographique. Par exemple, cela peut inciter l’opérateur à modifier le positionnement de la sonde (i.e. le réseau de transducteurs) de telle sorte à obtenir un critère de focalisation de bonne qualité dans la/les zone(s) d’intérêt pour le diagnostic médical. A value of one (1) for this focusing criterion corresponds to an identical resolution and a theoretical resolution (in the clear in the figure). A value close to zero (0) for this focusing criterion corresponds to divergent resolution values (in dark in the figure), that is to say a degraded focusing. The image of the medium A illustrates a great homogeneity with an average of this focusing criterion close to 0.97. This means that the ultrasound image is well formed and that the focusing assumptions are correct. The images of media B and C show notable degradations corresponding to heterogeneities located upstream of the propagation of ultrasonic waves: layer of meat on the surface for medium B and adipose or muscle tissue for the liver of medium C. The image of the middle C highlights very degraded areas (dark areas at the bottom left of this image) which means that the image produced in FIG. 7 (part C) also has the same problems in the same places. Here, the image of the focusing criterion can indicate to the operator of the echographic system that the left part of his echographic image is of poor quality, in particular in spatial resolution. This can help him to interpret his echographic image to establish a diagnosis preferentially on the correctly imaged areas or to modify the way of generating said echographic image. For example, this can encourage the operator to modify the positioning of the probe (ie the array of transducers) so as to obtain a good quality focusing criterion in the area (s) of interest for medical diagnosis. .
Avantageusement, le système d’imagerie qui met en œuvre la présente technique sera apte à superposer une image échographique à une image du critère de focalisation. Advantageously, the imaging system which implements the present technique will be able to superimpose an echographic image on an image of the focusing criterion.
Calcul d’un taux de symétrie a(r) Calculation of a symmetry rate a (r)
On peut alors effectuer une étape de détermination d’un taux de symétrie a(r) du point central PC, ce taux de symétrie étant un coefficient de corrélation moyen entre deux réponses réciproques : c’est-à-dire en échangeant les positions h,, et r0„t du transducteur virtuel en entrée TVin et du transducteur virtuel en sortie TVout. On teste ainsi le critère de réciprocité acoustique du milieu au point central PC de position spatiale r. Notons, que les signaux issus de phénomènes de diffusions multiples sont réciproques tandis que ceux issus de bruits électroniques ne sont pas corrélés. We can then perform a step of determining a symmetry rate a (r) of the central point PC, this symmetry rate being an average correlation coefficient between two reciprocal responses: that is to say by exchanging the positions h ,, and r 0 „ t of the virtual transducer at input TVi n and of the virtual transducer at output TV out . One thus tests the criterion of acoustic reciprocity of the medium at the central point PC of spatial position r. Note that the signals resulting from multiple scattering phenomena are reciprocal while those resulting from electronic noise are not correlated.
Pour ce procédé, on détermine : une première réponse REPl(r, Ar) du milieu entre un transducteur virtuel d’entrée TVin (position spatiale „) calculé à partir d’une focalisation en entrée de la matrice de réflexion expérimentale créant une tache focale d’entrée autour du premier point PI et un transducteur virtuel de sortie TVout (position spatiale rout) calculé à partir d’une focalisation en sortie de la matrice de réflexion expérimentale créant une tache focale de sortie autour du deuxième point P2, et une deuxième réponse REP2(r, -Ar) du milieu entre un transducteur virtuel d’entré TVin (position spatiale ri„) calculé à partir d’une focalisation en entrée de la matrice de réflexion expérimentale créant une tache focale d’entrée autour du deuxième point P2 et un transducteur virtuel de sortie TVout (position spatiale r0„t) calculé à partir d’une focalisation en sortie de la matrice de réflexion expérimentale créant une tache focale de sortie autour du premier point PI. For this method, we determine: a first response REP1 (r, Ar) of the medium between a virtual input transducer TVi n (spatial position „) calculated from a focusing at the input of the experimental reflection matrix creating a spot input focal length around the first point PI and a virtual output transducer TV out (spatial position r out ) calculated from a focus at the output of the experimental reflection matrix creating an output focal spot around the second point P2, and a second response REP2 (r, -Ar) of the medium between a virtual input transducer TVi n (spatial position ri „) calculated from an input focusing of the experimental reflection matrix creating an input focal spot around of the second point P2 and a virtual output transducer TV out (spatial position r 0 „ t ) calculated from a focusing at the output of the experimental reflection matrix creating an output focal spot around the first point PI.
En outre, la moyenne du coefficient de corrélation moyen est effectuée pour des valeurs de coordonnées d’éloignement Ar de module supérieures à une résolution prédéterminée wa(r) (comme représenté en figure 6) et/ou étant effectuée pour une plage de valeurs d’angle b ou pour une valeur d’angle prédéterminé b0|. Further, the average correlation coefficient is averaged for modulus distance Ar coordinate values greater than a predetermined resolution wa (r) (as shown in Figure 6) and / or being performed for a range of values d 'angle b or for a predetermined angle value b 0 | .
La résolution prédéterminée wa(r) est avantageusement une valeur supérieure à la moitié de la résolution w(r). De préférence, la résolution prédéterminée wa(r) est une valeur supérieure à une fois, deux fois ou trois fois la résolution w(r), pour mieux exclure les valeurs du pic, comme cela est visible en figure 6. Ainsi, la moyenne du coefficient de corrélation selon cette variable, signifie que l’on moyenne le coefficient de corrélation pour des valeurs de coordonnée d’éloignement Ar éloignées du pic, et donc pour des transducteurs virtuels éloignés du point central PC, ce qui permet en effet de tester la réciprocité acoustique de ce point central PC, i.e. la symétrie de la matrice de réponse REP(r, Ar) par rapport à l’axe d’abscisse (voir exemple d’une telle matrice en figure 5). Bien que les valeurs au-delà de la résolution prédéterminée soient faibles, la comparaison par une corrélation moyenne de la symétrie permet d’estimer de manière fiable un taux de symétrie a(r) du point central PC. The predetermined resolution wa (r) is advantageously a value greater than half of the resolution w (r). Preferably, the predetermined resolution wa (r) is a value greater than once, twice or three times the resolution w (r), in order to better exclude the values of the peak, as can be seen in FIG. 6. Thus, the average of the correlation coefficient according to this variable, means that the correlation coefficient is averaged for values of the distance coordinate Ar far from the peak, and therefore for virtual transducers far from the central point PC, which in fact makes it possible to test the acoustic reciprocity of this central point PC, ie the symmetry of the response matrix REP (r, Ar) with respect to the abscissa axis (see example of such a matrix in FIG. 5). Although values beyond the predetermined resolution are small, comparison by an average correlation of symmetry can reliably estimate a symmetry rate a (r) of the central point PC.
Avantageusement, la moyenne du coefficient de corrélation est effectuée pour une plage de valeurs de valeurs d’angle b ou pour une valeur d’angle prédéterminé bίi . Ainsi, la moyenne du coefficient de corrélation selon cette variable, signifie que l’on moyenne le coefficient de corrélation pour une ou plusieurs valeurs d’angle b, ce qui permet de tester la symétrie angulaire ou selon un secteur angulaire du taux de symétrie autour du point central PC, i.e. la réciprocité de ce point central PC. Advantageously, the correlation coefficient is averaged for a range of values of angle values b or for a predetermined angle value b ί i. Thus, the average of the correlation coefficient according to this variable means that we average the correlation coefficient for one or more angle values b, which makes it possible to test the angular symmetry or according to an angular sector of the symmetry rate around of the central point PC, ie the reciprocity of this central point PC.
Avantageusement, la moyenne du coefficient de corrélation est effectuée pour des valeurs de coordonnées d’éloignement Ar de module supérieur à une résolution prédéterminée Wd(r). et pour une plage de de valeurs d’angle b. Ainsi, la corrélation est moyennée sur des valeurs de coordonnées d’éloignement pour lesquelles la contribution de diffusion simple est nulle, cette dernière n’apparaissant que pour un module de la coordonnée d’éloignement inférieure à la résolution prédéterminée. Cela permet aussi d'obtenir une estimation plus robuste et plus stable du taux de symétrie a(r). Advantageously, the correlation coefficient is averaged for values of distance coordinates Ar with a modulus greater than a predetermined resolution Wd (r). and for a range of angle values b. Thus, the correlation is averaged over distance coordinate values for which the simple diffusion contribution is zero, the latter only appearing for a modulus of the distance coordinate lower than the predetermined resolution. It also makes it possible to obtain a more robust and stable estimate of the symmetry rate a (r).
Par exemple, le taux de symétrie a(r) peut être calculé par la formule de corrélation suivante : a(r) = For example, the rate of symmetry a (r) can be calculated by the following correlation formula: a (r) =
(Equ. 5) ou par exemple par la formule de corrélation suivante : (Equ. 5) or for example by the following correlation formula:
(Equ. 6) dans lesquelles (Equ. 6) in which
Re[.] est l’opérateur mathématique de partie réelle, Re [.] Is the real part mathematical operator,
|.| est l’opérateur mathématique de module, |. | is the mathematical module operator,
< > est l’opérateur mathématique de moyenne, cet opérateur pouvant être effectué selon une ou plusieurs variables (par exemple ci-dessus des valeurs de coordonnées d’éloignement supérieures à une résolution prédéterminée et des valeurs d’angle b), et * est l’opérateur de conjugaison des nombres complexes. <> is the mathematical average operator, this operator being able to be performed according to one or more variables (for example above distance coordinate values greater than a predetermined resolution and values of angle b), and * is the conjugation operator for complex numbers.
Plusieurs formules de corrélations peuvent être utilisées et le spécialiste modifiera cette définition selon ses besoins et les caractéristiques du milieu observé. Several correlation formulas can be used and the specialist will modify this definition according to his needs and the characteristics of the environment observed.
D’une manière générale, le taux de symétrie a(r) proche de zéro (0) si la propagation des ondes ultrasonores ne se comporte pas de manière réciproque autour du point central PC, et le taux de symétrie a(r) proche de un (1) si la propagation des ondes ultrasonores se comporte de manière symétrique ou réciproque autour du point central PC. In general, the rate of symmetry a (r) close to zero (0) if the propagation of the ultrasonic waves does not behave reciprocally around the central point PC, and the rate of symmetry a (r) close to one (1) whether the ultrasonic wave propagation behaves symmetrically or reciprocally around the central point PC.
Ainsi, ce taux de symétrie teste la validité de la réciprocité acoustique pour la partie des signaux correspondant à une diffusion multiple. Cela permet de discriminer la diffusion multiple du bruit, le bruit ne respectant pas la propriété de réciprocité acoustique. Thus, this symmetry rate tests the validity of the acoustic reciprocity for the part of the signals corresponding to a multiple scattering. This makes it possible to discriminate the multiple scattering of the noise, the noise not respecting the property of acoustic reciprocity.
Calcul d’un premier indicateur de diffusion multiple e(r) Calculation of a first multiple diffusion indicator e (r)
On peut alors effectuer une étape de détermination d’un premier indicateur de diffusion multiple (r) du point central PC, cet indicateur de diffusion multiple étant par exemple calculé par la formule suivante : (Equ. 7) dans laquelle a(r) est le taux de symétrie défini au point central PC du milieu. It is then possible to carry out a step of determining a first multiple diffusion indicator (r) of the central point PC, this multiple diffusion indicator being for example calculated by the following formula: (Equ. 7) in which a (r) is the rate of symmetry defined at the central point PC of the medium.
Ce premier indicateur de diffusion multiple (r) est nul si le taux de symétrie est nul, et il tend vers l’infini si le taux de symétrie est proche de un (1). This first multiple diffusion indicator (r) is zero if the symmetry rate is zero, and it tends to infinity if the symmetry rate is close to one (1).
La figure 10 illustre des images du premier indicateur de diffusion multiple (r) établies pour les trois milieux hétérogènes de la figure 7 (milieux A, B, et C en correspondance entre les figures 7 et 10). Ces figures sont graduées en décibel (échelle logarithmique). Figure 10 illustrates images of the first multiple scattering indicator (r) established for the three heterogeneous media of Figure 7 (media A, B, and C in correspondence between Figures 7 and 10). These figures are graduated in decibels (logarithmic scale).
Une valeur grande pour ce premier indicateur de diffusion multiple correspond à une proportion de diffusion multiple importante (en clair sur la figure). Une valeur faible pour ce critère de focalisation correspond à peu de diffusion multiple ou non significative (en sombre sur la figure). Ainsi, ce premier indicateur de diffusion multiple montre une zone localisée de diffusion des ondes ultrasonores derrière un des cylindres d’hétérogénéité pour le milieu A. Pour les milieux B et C, ce premier indicateur de diffusion multiple met en relief la diffusion dans une majorité du volume de ces milieux, soit en aval de la partie viande du milieu B, soit en aval des tissus adipeux du foie. A large value for this first multiple scattering indicator corresponds to a high multiple scattering proportion (in the clear in the figure). A low value for this focusing criterion corresponds to little multiple or non-significant scattering (in dark in the figure). Thus, this first multiple diffusion indicator shows a localized zone of diffusion of ultrasonic waves behind one of the cylinders of heterogeneity for medium A. For media B and C, this first multiple diffusion indicator highlights the diffusion in a majority the volume of these media, either downstream of the meat part of medium B, or downstream of the fatty tissue of the liver.
Calcul d’une intensité afocale Ioff(r) Calculation of an afocal intensity I off (r)
On peut alors effectuer une étape de détermination d’une intensité afocale I0ff(r) du point central PC, cette intensité afocale étant une moyenne d’un module au carré des réponses REP(r, DG), la moyenne étant effectuée pour des valeurs d’éloignement de module supérieures à une résolution prédéterminée Wd(r) (c’est-à-dire |Ar| > wd(r)) et/ou étant effectuée pour une plage de valeurs d’angle b ou pour une valeur d’angle prédéterminée Pd, par exemple calculé par la formule suivante : loff(r) — (I(r, Ar)) |/jr|>Wd r p^ b) It is then possible to carry out a step of determining an afocal intensity I 0ff (r) of the central point PC, this afocal intensity being an average of a squared modulus of the responses REP (r, DG), the average being carried out for modulus removal values greater than a predetermined resolution W d (r) (i.e. | Ar |> w d (r)) and / or being performed for a range of angle values b or for a predetermined angle value P d , for example calculated by the following formula: loff (r) - (I (r, Ar)) | / j r | > Wd r p ^ b)
(Equ. 8) avec (Equ. 8) with
I(G, DG) = |REP(r,Ar)|2 I (G, DG) = | REP (r, Ar) | 2
(Equ. 9) dans laquelle (Equ. 9) in which
I(r, DG) est l’intensité du point, i.e. le module au carré de la réponse en ce point, |.| est l’opérateur mathématique de module, et <.> est l’opérateur mathématique de moyenne, cet opérateur pouvant être effectué selon une ou plusieurs variables (par exemple ci-dessus des valeurs de coordonnées d’éloignement supérieures à une résolution prédéterminée et des valeurs d’angle b). I (r, DG) is the intensity of the point, ie the squared modulus of the response at this point, |. | is the mathematical operator of modulus, and <.> is the mathematical average operator, this operator being able to be carried out according to one or more variables (for example above distance coordinate values greater than a predetermined resolution and values of angle b).
L’intensité afocale I0ff(r) permet de caractériser l'énergie incohérente dans l'image échographique. The afocal intensity I 0ff (r) makes it possible to characterize the incoherent energy in the echographic image.
L’intensité afocale I0ff(r) résulte de la contribution d’échos provenant de phénomènes de diffusion multiple (qui sont réciproques) ou issus de bruit électronique (qui sont de type aléatoire). Il est donc possible de décomposer L’intensité afocale I0ff(r) en une intensité de diffusion multiple et une intensité de bruit à l’aide du taux de symétrie a(r). The afocal intensity I 0ff ( r ) results from the contribution of echoes originating from multiple scattering phenomena (which are reciprocal) or originating from electronic noise (which are of random type). It is therefore possible to decompose the afocal intensity I 0ff (r) into a multiple scattering intensity and a noise intensity using the symmetry rate a (r).
Calcul d’une intensité de diffusion multiple IM(G) Calculation of a multiple scattering intensity I M (G)
On peut alors effectuer une étape de détermination d’une intensité de diffusion multiple I\i(r), cette intensité de diffusion multiple étant le produit entre le taux de symétrie a(r) et l’intensité afocale I ,n{r), c’est-à-dire : We can then perform a step of determining a multiple scattering intensity I \ i (r), this multiple scattering intensity being the product between the symmetry rate a (r) and the afocal intensity I, n {r) , that is to say :
IM(r) = a(r) · Ioff(r) I M (r) = a (r) I off (r)
(Equ. 10) (Equ. 10)
Calcul d’une intensité de bruit IN(r) Calculation of a noise intensity I N (r)
On peut alors effectuer une étape de détermination d’une intensité de bruit I\(r), cette intensité de bruit étant le produit entre un moins le taux de symétrie a(r) et l’intensité afocale I ,n{r), c’est-à-dire : We can then perform a step of determining a noise intensity I \ (r), this noise intensity being the product between one minus the symmetry rate a (r) and the afocal intensity I, n {r), that is to say :
(Equ. 11) de telle sorte que l’on ait la relation suivante : loffO) = IM(r) + IN(r) (Equ. 11) so that we have the following relation: loffO) = I M (r) + I N (r)
(Equ. 12) (Equ. 12)
Alors, le premier indicateur de diffusion multiple (r) peut être également calculé par un ratio entre l’intensité de diffusion multiple IM(r) et l’intensité de bruit I\(r), c’est-à-dire selon la formule suivante : Then, the first multiple scattering indicator (r) can also be calculated by a ratio between the multiple scattering intensity I M (r) and the noise intensity I \ (r), i.e. according to the following formula:
IM O) e(r) = IM O) e (r) =
IN (G) IN (G)
(Equ. 13) La proportion de diffusion multiple dans l'image échographique étant faible en raison du gain d’antenne obtenu par le processus de double focalisation, cet indicateur permet d’identifier les zones pour lesquels la part de diffusion multiple dans l'image échographique devient prépondérante devant le bruit électronique. (Equ. 13) The proportion of multiple scattering in the echographic image being low due to the antenna gain obtained by the double focusing process, this indicator makes it possible to identify the areas for which the part of multiple scattering in the echographic image becomes predominant in front of electronic noise.
Par exemple, les images de la figure 10, obtenues avec un angle b nul (b = 0), on peut faire les observations suivantes. For example, the images of FIG. 10, obtained with an angle b zero (b = 0), the following observations can be made.
Sur l’image A de la figure 10, on observe que l'augmentation de la densité de diffuseur dans le disque (situé en position spatiale [X,Z] = [-5,40] mm) met en évidence une augmentation du premier indicateur de diffusion multiple (r). Notons que ceci apparaît pour une profondeur supérieure à celle du disque. Ce phénomène provient du fait que les échos issus de phénomènes de diffusion multiple possèdent un temps de vol qui n'est plus proportionnel à la profondeur du dernier diffuseur ayant interagit avec fonde multiplement diffusée. En conséquence, ce critère permet de sonder la diffusion multiple qui a lieu en amont du point considéré. On image A of figure 10, we observe that the increase in the diffuser density in the disc (located in spatial position [X, Z] = [-5.40] mm) highlights an increase in the first multiple diffusion indicator (r). Note that this appears for a depth greater than that of the disc. This phenomenon arises from the fact that the echoes resulting from multiple scattering phenomena have a time of flight which is no longer proportional to the depth of the last scatterer having interacted with the multiply scattered ground. Consequently, this criterion makes it possible to probe the multiple scattering which takes place upstream of the point considered.
Sur l’image B de la figure 10, à une profondeur Z de 38 mm, l’image du premier indicateur de diffusion multiple (r) montre une brusque augmentation de ce premier indicateur de diffusion multiple. Ces signaux proviennent d'une double réflexion des échos entre la surface du Phantom et la surface de la sonde qui est parallèle. In image B of Figure 10, at a depth Z of 38 mm, the image of the first multiple scatter indicator (r) shows a sharp increase in this first multiple scatter indicator. These signals come from a double reflection of the echoes between the surface of the Phantom and the surface of the probe which is parallel.
Sur l’image C, de la figure 10, on observe un motif latéral qui se répète axialement. Ce phénomène provient d'échos qui ont été successivement réfléchis entre deux parois de tissus parallèles. In image C of Figure 10, there is a lateral pattern that repeats axially. This phenomenon comes from echoes which have been successively reflected between two parallel tissue walls.
Calcul d’une intensité confocale Ion(r) Calculation of a confocal intensity I on (r)
On peut alors effectuer une étape de détermination d’une intensité confocale Ion(r), cette intensité confocale étant alors la valeur d’un module au carré de la réponse REP(r, Ar=0)) pour une valeur de coordonnée d’éloignement Ar nulle, i.e. |Ar| = 0, c’est-à-dire pour un point du milieu pour lequel le premier point PI, le deuxième point P2 et le point central PC sont confondus. We can then perform a step of determining a confocal intensity I on (r), this confocal intensity then being the value of a modulus squared of the response REP (r, Ar = 0)) for a coordinate value d distance Ar null, ie | Ar | = 0, that is to say for a point in the middle for which the first point PI, the second point P2 and the central point PC are the same.
Calcul d’une intensité de diffusion simple Is(r) Calculation of a simple scattering intensity Is (r)
On peut alors effectuer une étape de détermination d’une intensité de diffusion simple Is(r), cette intensité de diffusion simple étant calculée à partir de l’équation suivante : We can then perform a step of determining a simple diffusion intensity Is (r), this simple diffusion intensity being calculated from the following equation:
Ion(r) = Is(r) + 2IM(r) + lN(r) I on (r) = I s (r) + 2I M (r) + l N (r)
(Equ. 14) Notons que le facteur 2 dans cette équation provient de phénomène de rétro-diffusion cohérente. (Equ. 14) Note that the factor 2 in this equation comes from the phenomenon of coherent backscattering.
Calcul d’un deuxième indicateur de diffusion multiple y (r) Calculation of a second multiple diffusion indicator y (r)
On peut alors effectuer une étape de détermination d’un deuxième indicateur de diffusion multiple y(r), ce deuxième indicateur de diffusion multiple étant calculé par la formule suivante : A step of determining a second multiple diffusion indicator y (r) can then be carried out, this second multiple diffusion indicator being calculated by the following formula:
(Equ. 15)(Equ. 15)
Ce deuxième indicateur de diffusion multiple y(r) permet de comparer la proportion de diffusion multiple par rapport à la proportion de diffusion simple. La figure 11 illustre des images du deuxième indicateur de diffusion multiple y(r) établies pour les trois milieux hétérogènes de la figure 7 (milieux A, B, et C en correspondance entre les figures 7 et 10). Ces figures sont graduées en décibel (échelle logarithmique). This second multiple scattering indicator y (r) makes it possible to compare the proportion of multiple scattering compared to the proportion of simple scattering. Figure 11 illustrates images of the second multiple scattering indicator y (r) established for the three heterogeneous media of Figure 7 (media A, B, and C in correspondence between Figures 7 and 10). These figures are graduated in decibels (logarithmic scale).
Une valeur grande pour ce premier indicateur de diffusion multiple correspond à une proportion de diffusion multiple importante par rapport à la diffusion simple (en clair sur la figure). Une valeur faible pour ce deuxième indicateur de diffusion multiple correspond à peu de diffusion multiple par rapport à la diffusion simple (en sombre sur la figure). Ainsi, ce deuxième indicateur de diffusion multiple montre que le milieu C est très diffusant. A large value for this first multiple scattering indicator corresponds to a large proportion of multiple scattering compared to single scattering (in the clear in the figure). A low value for this second multiple scattering indicator corresponds to little multiple scattering compared to single scattering (dark in the figure). Thus, this second multiple scattering indicator shows that the medium C is very scattering.
Bien que les images de la figure 11 soulignent avec un contraste différent les mêmes phénomènes observés sur les images correspondantes de la figure 10, ce deuxième indicateur de diffusion multiple permet de déterminer un nouveau critère sensible au phénomène de diffusion multiple, de manière indépendante de l'atténuation du milieu. En effet, on étudie des échos qui possèdent le même temps de propagation à l'intérieur du milieu : ils ont donc été atténués de la même façon. Although the images of figure 11 underline with a different contrast the same phenomena observed on the corresponding images of figure 10, this second multiple scattering indicator makes it possible to determine a new criterion sensitive to the phenomenon of multiple scattering, independently of the attenuation of the environment. In fact, we are studying echoes which have the same propagation time inside the medium: they have therefore been attenuated in the same way.
Optimisation du calcul de l’image échographique Optimization of the ultrasound image calculation
Une utilisation possible des calculs précédents est l’optimisation du calcul de l’image échographique. One possible use of the above calculations is to optimize the calculation of the ultrasound image.
L’image échographique est par exemple calculée par des focalisations successives en entrée et en sortie de l’ensemble des points du milieu. L’ensemble des points de l’axe d’abscisse de la figure 5 correspond à une ligne de cette image échographique calculée à la profondeur z utilisée pour former l’image de cette figure 5. The echographic image is for example calculated by successive focalizations at the input and the output of all the points in the medium. The set of points of the axis abscissa of FIG. 5 corresponds to a line of this echographic image calculated at the depth z used to form the image of this FIG. 5.
Cependant ce calcul d’image échographie dépend fortement d’une hypothèse de milieu homogène dans lequel la vitesse du son (la vitesse de propagation des ondes ultrasonores) est bien connue et constante. Si cette hypothèse est inexacte, les lois de retard de focalisation ne correspondent pas au milieu considéré et la focalisation est imparfaite. La résolution de l’image échographique est alors dégradée. D’autres paramètres de calcul de focalisation influencent éventuellement la focalisation. However, this ultrasound image calculation strongly depends on an assumption of a homogeneous medium in which the speed of sound (the speed of propagation of ultrasonic waves) is well known and constant. If this assumption is incorrect, the focusing delay laws do not correspond to the medium considered and the focusing is imperfect. The resolution of the ultrasound image is then degraded. Other focus calculation parameters may influence focus.
On peut alors effectuer une étape d’optimisation d’image dans laquelle on calcule le critère de focalisation F(r) en une pluralité de point du milieu (par exemple une zone prédéterminée de l’image), et on optimise au moins un paramètre de calcul de focalisation en entrée et/ou de focalisation en sortie en minimisant ou en maximisant une moyenne dudit critère de focalisation F(r) pour ladite pluralité de points. An image optimization step can then be carried out in which the focusing criterion F (r) is calculated at a plurality of points in the middle (for example a predetermined area of the image), and at least one parameter is optimized. of calculating input focusing and / or output focusing by minimizing or maximizing an average of said focusing criterion F (r) for said plurality of points.
Par exemple, ledit au moins un paramètre de calcul comprend au moins la vitesse du son dans le milieu. Eventuellement, ce paramètre de calcul est la vitesse du son. For example, said at least one calculation parameter comprises at least the speed of sound in the medium. Optionally, this calculation parameter is the speed of sound.
Dans le cas de l’optimisation du critère de focalisation F(r) à partir de d’une plage possible de vitesse du son c, on obtient une courbe comme une de celles présentées en figure 12, et pour laquelle le critère de focalisation F(r) présente un maximum pour une vitesse du son optimale copt. Cette vitesse du son optimale copt correspond en fait à une vitesse du son intégrée sur toute l’épaisseur du milieu traversée (entre la sonde et le plan focal de la zone prédéterminée). In the case of the optimization of the focusing criterion F (r) from a possible range of speed of sound c, we obtain a curve like one of those presented in figure 12, and for which the focusing criterion F (r) presents a maximum for optimum sound speed c opt . This optimum sound speed c opt corresponds in fact to an integrated sound speed over the entire thickness of the medium traversed (between the probe and the focal plane of the predetermined zone).
Autrement dit, la qualité de focalisation et donc le critère de focalisation est maximal lorsque le modèle de vitesse du son utilisé pour effectuer la focalisation coïncide avec la vrai vitesse du son du milieu. In other words, the quality of focusing and therefore the focusing criterion is maximum when the speed of sound model used to carry out the focusing coincides with the true speed of sound of the medium.
Pour améliorer l’estimation de la vitesse du son dans le milieu, il faut par exemple introduire un modèle du milieu multi couches, chaque couche étant supposée homogène avec une vitesse de son Ci de cette couche. Il faut estimer l’épaisseur de chaque couche, soit avec des connaissances a priori du milieu, soit à l’aide d’une première image échographique. On estime alors par optimisation du critère de focalisation la vitesse du son dans la couche la plus externe avec un modèle homogène, puis on estime par l’optimisation la couche suivante la vitesse du son dans la couche suivante avec un modèle à deux couches, et ainsi de suite. To improve the estimation of the speed of sound in the medium, it is necessary for example to introduce a model of the multi-layer medium, each layer being assumed to be homogeneous with a speed of sound Ci of this layer. It is necessary to estimate the thickness of each layer, either with a priori knowledge of the environment, or using a first ultrasound image. We then estimate by optimization of the focusing criterion the speed of sound in the outermost layer with a homogeneous model, then we estimate by optimization the next layer the speed of sound in the next layer with a two-layer model, and and so on.
La figure 12 illustre les optimisations effectuées pour une même zone prédéterminée le milieu B en utilisant : a) un modèle à une couche en courbe B1 avec une vitesse du son optimale clopt, b) un modèle à deux couches en courbe B2 avec une vitesse du son optimale c2opt, c) un modèle à trois couches en courbe B1 avec une vitesse du son optimale c3opt,FIG. 12 illustrates the optimizations carried out for the same predetermined zone, the medium B by using: a) a model with a curved layer B1 with an optimal speed of sound cl opt , b) a B2 curve two-layer model with optimal sound speed c2 opt , c) a B1 curve three-layer model with optimal sound speed c3 opt ,
La méthode d’optimisation présentée ci-dessus et la modélisation multicouche du milieu permettent donc d’affiner les estimations de vitesse du son, et permettent donc de déterminer l’évolution de la vitesse du son dans la profondeur du milieu. The optimization method presented above and the multilayer modeling of the medium therefore make it possible to refine the speed of sound estimates, and therefore make it possible to determine the evolution of the speed of sound in the depth of the medium.

Claims

REVENDICATIONS
1. Procédé de caractérisation ultrasonore non invasive d’un milieu hétérogène, le procédé comprenant : 1. A method of non-invasive ultrasonic characterization of a heterogeneous medium, the method comprising:
- une étape de génération d’une série d’ondes ultrasonores incidentes dans une zone du milieu hétérogène générée au moyen de transducteurs, ladite série d’ondes ultrasonores incidentes constituant une base d’émission (i) ; - a step of generating a series of incident ultrasonic waves in a region of the heterogeneous medium generated by means of transducers, said series of incident ultrasonic waves constituting an emission base (i);
- une étape d’enregistrement d’une matrice de réflexion expérimentale R„i(t) définie entre la base d’émission (i) en entrée et une base de réception (u) en sortie ; - a step of recording an experimental reflection matrix R „i (t) defined between the emission base (i) at the input and a reception base (u) at the output;
- une étape de détermination d’une réponse REP(r, Ar) du milieu entre un transducteur virtuel d’entrée (TVin) de position spatiale rin calculé à partir d’une focalisation en entrée de la matrice de réflexion expérimentale correspondant à une tache focale d’entrée autour d’un premier point (PI) et un transducteur virtuel de sortie (TVout) de position spatiale r0„t calculé à partir d’une focalisation en sortie de la matrice de réflexion expérimentale correspondant à une tache focale de sortie autour d’une deuxième point (P2), ladite réponse étant exprimée en fonction d’un point central (PC) de position spatiale r dans le milieu, ledit point central (PC) étant situé au milieu des premier et deuxième points (PI, P2) et étant l’origine d’un axe de mesure (AXm) passant par lesdits premier et deuxième point, ledit axe de mesure formant un angle b par rapport à un premier axe (X) du milieu, et le premier point (PI) étant à une coordonnée d’éloignement +Ar sur l’axe de mesure, et le deuxième point (P2) étant à une coordonnée d’éloignement -Ar sur l’axe de mesure. - a step of determining a response REP (r, Ar) of the medium between a virtual input transducer (TV in ) of spatial position r in calculated from a focusing at the input of the experimental reflection matrix corresponding to an input focal spot around a first point (PI) and a virtual output transducer (TV out ) of spatial position r 0 „ t calculated from a focus at the output of the experimental reflection matrix corresponding to a focal exit spot around a second point (P2), said response being expressed as a function of a central point (PC) of spatial position r in the middle, said central point (PC) being located in the middle of the first and second points (PI, P2) and being the origin of a measurement axis (AXm) passing through said first and second point, said measurement axis forming an angle b with respect to a first axis (X) of the middle, and the first point (PI) being at a distance coordinate + Ar on the measurement axis, and the deu xth point (P2) being at a distance coordinate -Ar on the measurement axis.
2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel à l’étape de détermination de la réponse REP(r, Ar), la focalisation en entrée de la matrice de réflexion expérimentale utilise un temps de vol à l’aller des ondes entre la base d’émission et le transducteur virtuel d’entrée, la focalisation en sortie utilise un temps de vol au retour des ondes entre le transducteur virtuel de sortie et la base de réception. 2. The method of claim 1, wherein in the step of determining the response REP (r, Ar), the focusing at the input of the experimental reflection matrix uses a time of flight on the outward journey of the waves between the base. transmission and the virtual input transducer, the output focusing uses a time of flight on the return of the waves between the virtual output transducer and the reception base.
3. Procédé selon la revendication 1 ou la revendication 2, dans lequel la réponse REP(r, Ar) du milieu est calculée par la formule suivante : dans laquelle Nin est le nombre d’éléments de la base d’émission i, 3. The method of claim 1 or claim 2, wherein the response REP (r, Ar) of the medium is calculated by the following formula: in which Ni n is the number of elements of the emission base i,
Nout est le nombre d’éléments de la base de réception u en sortie, N out is the number of elements of the reception base u at the output,
R„i(t) est la matrice de réflexion expérimentale, dont RUj(u out - ï in J x(rin r out- u out- ï i il ) ) est l’élément de la matrice de réflexion expérimentale R„i(t) enregistré par le transducteur uout consécutif à l’émission i;„ au temps t, t est un temps qui est la somme du temps de vol à l’aller tih de l’onde ultrasonore entre la base d’émission i et le premier point PI et le temps de vol au retour xout de l’onde ultrasonore entre le deuxième point P2 et la base de réception u, comme explicité par la formule suivante : R „i (t) is the experimental reflection matrix, of which R Uj ( u out - ï i n J x (r in r out - u out - ï ii l )) is the element of the experimental reflection matrix R „I (t) recorded by the transducer u out following the emission i;„ at time t, t is a time which is the sum of the flight time on the outward journey t ih of the ultrasonic wave between the base d 'emission i and the first point PI and the return time of flight x out of the ultrasonic wave between the second point P2 and the reception base u, as explained by the following formula:
T- (l'in* ^ouO ouO hn) T-in(fir hn) b ^out( out *^out) T- (l ' in * ^ ouO ouO hn) T-in (fir hn) b ^ out (out * ^ out)
4. Procédé selon l’une des revendications 1 à 3, comprenant en outre : 4. Method according to one of claims 1 to 3, further comprising:
- une étape de détermination d’un profil de réponses PR(ôr) qui est une pluralité de réponses REP(r, Ar) calculées pour une pluralité de valeurs de la coordonnée d’éloignement Ar et pour un même point central (PC), et pour un même axe de mesure (AXm), correspondant à un angle b prédéterminé, ôr étant l’éloignement du deuxième point par rapport au point central, c’est-à-dire la valeur telle que Ar = ôr.up, up étant un vecteur unitaire dans la direction de l’axe de mesure AXm défini par l’angle b. a step of determining a profile of responses PR (ôr) which is a plurality of responses REP (r, Ar) calculated for a plurality of values of the distance coordinate Ar and for the same central point (PC), and for the same measurement axis (AX m ), corresponding to a predetermined angle b, ôr being the distance of the second point from the central point, that is to say the value such that Ar = ôr.up, up being a unit vector in the direction of the measurement axis AX m defined by the angle b.
5. Procédé selon la revendication 4, comprenant en outre : 5. The method of claim 4, further comprising:
- une étape de détermination de la résolution w(r) du point central (PC) à partir d’un module du profil de réponses, dans laquelle la résolution w(r) est une largeur du pic dudit module du profil de réponses PR(ôr), centré autour de la coordonnée d’éloignement nulle (ôr = 0). a step of determining the resolution w (r) of the central point (PC) from a module of the response profile, in which the resolution w (r) is a width of the peak of said module of the response profile PR ( ôr), centered around the zero distance coordinate (ôr = 0).
6. Procédé selon la revendication 5, dans lequel la largeur du pic est estimée à une hauteur qui est une portion de la hauteur maximale dudit pic, ladite portion étant par exemple la moitié de la hauteur maximale du pic. 6. The method of claim 5, wherein the width of the peak is estimated at a height which is a portion of the maximum height of said peak, said portion being for example half the maximum height of the peak.
7. Procédé selon la revendication 4, comprenant en outre : 7. The method of claim 4, further comprising:
- une étape de détermination d’un critère de focalisation F(r) du point central (PC) à partir de la résolution w(r) et d’une résolution théorique wo(r), ladite résolution théorique wo(r) étant déterminée à partir de la base d’émission (i) en entrée et la base de réception (u) en sortie. - a step of determining a focusing criterion F (r) of the central point (PC) from the resolution w (r) and a theoretical resolution wo (r), said resolution theoretical wo (r) being determined from the transmission base (i) at the input and the reception base (u) at the output.
8. Procédé selon la revendication 7, comprenant en outre : 8. The method of claim 7, further comprising:
- une étape d’optimisation d’image dans laquelle on calcule le critère de focalisation F(r) en une pluralité de point du milieu, et on optimise au moins un paramètre de calcul de focalisation en entrée et/ou de focalisation en sortie en minimisant ou en maximisant une moyenne dudit critère de focalisation F(r) pour ladite pluralité de points. an image optimization step in which the focusing criterion F (r) is calculated at a plurality of points in the middle, and at least one parameter for calculating the input focusing and / or the output focusing is optimized. minimizing or maximizing an average of said focusing criterion F (r) for said plurality of points.
9. Procédé selon la revendication 8, dans laquelle ledit au moins un paramètre de calcul comprend la vitesse du son dans le milieu. 9. The method of claim 8, wherein said at least one calculation parameter comprises the speed of sound in the medium.
10. Procédé selon la revendication 7, dans laquelle la résolution théorique est déterminée par une technique comprise dans la liste comprise dans : 10. The method of claim 7, wherein the theoretical resolution is determined by a technique included in the list included in:
- un premier calcul analytique au point central (PC) pour une pulsation (coi) et la base d’émission (i) et la base de réception (u), dans lequel la résolution théorique est calculée par l’angle depuis lequel est vu le réseau de transducteur depuis le point central (PC), - a first analytical calculation at the central point (PC) for a pulse (coi) and the emission base (i) and the reception base (u), in which the theoretical resolution is calculated by the angle from which is seen the transducer array from the central point (PC),
- un deuxième calcul analytique au point central (PC) pour une plage de pulsation (Dw) et la base d’émission (i) et la base de réception (u), dans lequel la résolution théorique est un calcul intégral sur ladite plage de pulsation de l’angle depuis lequel est vu le réseau de transducteur depuis le point central (PC) pondéré par le spectre fréquentiel de signaux de la matrice de réflexion expérimentale R„i(t), et - a second analytical calculation at the central point (PC) for a pulse range (Dw) and the emission base (i) and the reception base (u), in which the theoretical resolution is an integral calculation over said range of pulsation of the angle from which the transducer array is viewed from the central point (PC) weighted by the frequency spectrum of signals from the experimental reflection matrix R „i (t), and
- un troisième calcul de simulation de propagation des ondes, premièrement entre le premier point du milieu correspondant à un transducteur virtuel d’entrée (TVin) et la base d’émission (i), et deuxièmement entre le deuxième point du milieu correspondant à un transducteur virtuel de sortie (TVout) et la base de réception (u), ladite simulation utilisant la réponse REP(r, Ar) et un modèle de propagation des ondes dans le milieu. - a third wave propagation simulation calculation, firstly between the first point in the middle corresponding to a virtual input transducer (TV in ) and the emission base (i), and secondly between the second point in the middle corresponding to a virtual output transducer (TV out ) and the reception base (u), said simulation using the response REP (r, Ar) and a model of wave propagation in the medium.
11. Procédé selon l’une des revendications 1 à 3, comprenant en outre : 11. Method according to one of claims 1 to 3, further comprising:
- une étape de détermination d’un taux de symétrie a(r) qui est le coefficient de corrélation moyen entre deux réponses réciproques, ladite moyenne étant effectuée pour des valeurs de coordonnées d’éloignement de module supérieures à une résolution prédéterminée wa(r) et/ou étant effectuée pour une plage de valeurs d’angle b ou pour une valeur d’angle prédéterminé Pd, une première réponse REPI (r, Ar) du milieu entre un transducteur virtuel d’entrée (TVin) de position spatiale rin calculé à partir d’une focalisation en entrée de la matrice de réflexion expérimentale correspondant à une tache focale d’entrée autour d’un premier point (PI) et un transducteur virtuel de sortie (TVout) de position spatiale r0„t calculé à partir d’une focalisation en sortie de la matrice de réflexion expérimentale correspondant une tache focale de sortie autour d’un deuxième point (P2), et une deuxième réponse REP2(r, -Ar) du milieu entre un transducteur virtuel d’entré (TVin) de position spatiale ri„ calculé à partir d’une focalisation en entrée de la matrice de réflexion expérimentale correspondant à une tache focale d’entrée autour du deuxième point (P2) et un transducteur virtuel de sortie (TVout) de position spatiale r0„t calculé à partir d’une focalisation en sortie de la matrice de réflexion expérimentale correspondant à une tache focale de sortie autour du premier point (PI). - a step of determining a symmetry rate a (r) which is the average correlation coefficient between two reciprocal responses, said average being performed for modulus distance coordinate values greater than a predetermined resolution wa (r) and / or being performed for a range of angle values b or for a predetermined angle value P d , a first response REPI (r, Ar) of the medium between an input virtual transducer (TV in ) of spatial position r in calculated from an input focus of the experimental reflection matrix corresponding to an input focal spot around a first point (PI) and a virtual output transducer (TV out ) of spatial position r 0 „ t calculated from a focusing at the output of the experimental reflection matrix corresponding to a focal output spot around a second point (P2), and a second response REP2 (r, -Ar) of the medium between a virtual input transducer (TVi n ) of spatial position ri „calculated from a focus at the input of the reflection matrix experimental corresponding to an input focal spot around the second point (P2) and a virtual output transducer (TV out ) of spatial position r 0 „ t calculated from a focusing at the output of the experimental reflection matrix corresponding to an output focal spot has around the first point (PI).
12. Procédé selon la revendication 11 , dans lequel le taux de symétrie est calculé par la formule suivante : a(r) = ou par la formule suivante : dans lesquelles 12. The method of claim 11, wherein the degree of symmetry is calculated by the following formula: a (r) = or by the following formula: in which
Re[.] est l’opérateur mathématique de partie réelle, Re [.] Is the real part mathematical operator,
|.| est l’opérateur mathématique de module, |. | is the mathematical module operator,
< > est l’opérateur mathématique de moyenne, et * est l’opérateur de conjugaison des nombres complexes. <> is the mathematical average operator, and * is the conjugation operator for complex numbers.
13. Procédé selon la revendication 11, comprenant en outre : 13. The method of claim 11, further comprising:
- une étape de détermination d’un premier indicateur de diffusion multiple (r) qui est calculé par : a(r) e(r) = - a step of determining a first multiple diffusion indicator (r) which is calculated by: a (r) e (r) =
1 — a(r) a(r) étant le taux de symétrie défini au point central (PC) du milieu. 1 - a (r) a (r) being the rate of symmetry defined at the central point (PC) of the middle.
14. Procédé selon la revendication 11, comprenant en outre : - une étape de détermination d’une intensité afocale I0ff(r) qui est la moyenne d’un module au carré des réponses REP(r, DG), la moyenne étant effectuée pour des valeurs d’éloignement de module supérieures à une résolution prédéterminée Wd(r) et/ou étant effectuée pour une plage de valeurs d’angle b ou pour une valeur d’angle prédéterminé b0|, par exemple calculé par la formule suivante : 14. The method of claim 11, further comprising: a step of determining an afocal intensity I 0ff (r) which is the average of a squared modulus of the responses REP (r, DG), the average being carried out for values of modulus distance greater than a resolution predetermined W d (r) and / or being performed for a range of angle values b or for a predetermined angle value b 0 | , for example calculated by the following formula:
- une étape de détermination d’une intensité de diffusion multiple IM(r) qui est le produit entre le taux de symétrie a(r) et l’intensité afocale I ,n{r), c’est-à-dire : - a step of determining a multiple scattering intensity I M (r) which is the product between the rate of symmetry a (r) and the afocal intensity I, n {r), that is to say:
IM(r) = a(r) · Ioff(r) I M (r) = a (r) I off (r)
- une étape de détermination d’une intensité de bruit I\(r) étant le produit entre un moins le taux de symétrie a(r) et l’intensité afocale I„n{r), c’est-à-dire : de telle sorte que l’on ait la relation suivante : loffO) = IMO) + IN(r) - a step of determining a noise intensity I \ (r) being the product between one minus the symmetry rate a (r) and the afocal intensity I „n {r), that is to say: so that we have the following relation: loffO) = IMO) + I N (r)
15. Procédé selon la revendication 14, dans lequel le premier indicateur de diffusion multiple (r) est calculé par un ratio entre l’intensité de diffusion multiple I\i(r) et l’intensité de bruit I\(r), c’est-à-dire : 15. The method of claim 14, wherein the first multiple scattering indicator (r) is calculated by a ratio between the multiple scattering intensity I \ i (r) and the noise intensity I \ (r), c 'that is to say:
16. Procédé selon la revendication 14, comprenant en outre : 16. The method of claim 14, further comprising:
- une étape de détermination d’une intensité confocale Ion(r) qui est la valeur d’un module au carré de la réponse REP(r, |DG| = 0) pour une valeur de coordonnée d’éloignement nulle (|DG| = 0), c’est-à-dire pour un point du milieu pour lequel le premier point (PI), le deuxième point (P2) et le point central (PC) sont confondus, - a step of determining a confocal intensity I on (r) which is the value of a squared modulus of the response REP (r, | DG | = 0) for a zero distance coordinate value (| DG | = 0), i.e. for a point in the middle for which the first point (PI), the second point (P2) and the central point (PC) are the same,
- une étape de détermination d’une intensité de diffusion simple ¾(r) calculé à partir de l’équation suivante : - a step of determining a simple diffusion intensity ¾ (r) calculated from the following equation:
Ion(r) = Is(r) + 2IM(r) + lN(r) I on (r) = I s (r) + 2I M (r) + l N (r)
17. Procédé selon les revendications 14 et 16, comprenant en outre : - une étape de détermination d’un deuxième indicateur de diffusion multiple y(r) qui est calculé par : 17. The method of claims 14 and 16, further comprising: - a step of determining a second multiple diffusion indicator y (r) which is calculated by:
18. Procédé selon l’une quelconque des revendications 1 à 17, comprenant en outre : 18. A method according to any one of claims 1 to 17, further comprising:
- une étape de détermination d’une image d’un paramètre de caractérisation locale du milieu, ledit paramètre de caractérisation locale étant déterminé à partir de la réponse REP(r, Ar). - a step of determining an image of a local characterization parameter of the medium, said local characterization parameter being determined from the response REP (r, Ar).
19. Procédé selon la revendication 18, dans lequel le paramètre de caractérisation locale est choisi dans une liste comprenant la résolution w(r), le critère de focalisation F(r), le taux de symétrie a(r), le premier indicateur de diffusion multiple (r), le deuxième indicateur de diffusion multiple y(r), l’intensité afocale I0ff(r), l’intensité confocale Ion(r), l’intensité de diffusion multiple IM(r), l’intensité de diffusion simple Is(r), l’intensité de bruit I\(r). 19. The method of claim 18, wherein the local characterization parameter is chosen from a list comprising the resolution w (r), the focusing criterion F (r), the rate of symmetry a (r), the first indicator of multiple scattering (r), the second multiple scattering indicator y (r), afocal intensity I 0ff (r), confocal intensity I on (r), multiple scattering intensity I M (r), l 'simple scattering intensity Is (r), the noise intensity I \ (r).
20. Système (40) de caractérisation ultrasonore non invasive d’un milieu hétérogène (20) comprenant : 20. System (40) for non-invasive ultrasonic characterization of a heterogeneous medium (20) comprising:
-un premier réseau (10) de transducteurs adaptés pour générer une série d’ondes ultrasonores incidentes dans une zone du milieu hétérogène, ladite série d’ondes ultrasonores incidentes constituant une base d’émission (i), et pour enregistrer en fonction du temps les ondes ultrasonores rétrodiffusées par ladite zone ; et -a first array (10) of transducers suitable for generating a series of incident ultrasonic waves in a region of the heterogeneous medium, said series of incident ultrasonic waves constituting an emission base (i), and for recording as a function of time the ultrasonic waves backscattered by said zone; and
- une unité de calcul (42) couplée au premier réseau de transducteurs et adaptée pour : - a computing unit (42) coupled to the first network of transducers and suitable for:
- enregistrer d’une matrice de réflexion expérimentale R„i(t) définie entre la base d’émission (i) en entrée et une base de réception (u) en sortie ; - record an experimental reflection matrix R „i (t) defined between the emission base (i) at the input and a reception base (u) at the output;
- déterminer une réponse REP(r, Ar) du milieu entre un transducteur virtuel d’entrée (TVm) de position spatiale h,, calculé à partir d’une focalisation en entrée de la matrice de réflexion expérimentale correspondant à une tache focale d’entrée autour d’un premier point (PI) et un transducteur virtuel de sortie (TVout) de position spatiale rout calculé à partir d’une focalisation en sortie de la matrice de réflexion expérimentale correspondant à une tache focale de sortie autour d’une deuxième point (P2), ladite réponse étant exprimée en fonction d’un point central (PC) de position spatiale r dans le milieu, ledit point central (PC) étant situé au milieu des premier et deuxième points (PI, P2) et étant l’origine d’un axe de mesure (AXm) passant par lesdits premier et deuxième point, ledit axe de mesure formant un angle b par rapport à un premier axe (X) du milieu, et le premier point (PI) étant à une coordonnée d’éloignement +DG sur l’axe de mesure, et le deuxième point (P2) étant à une coordonnée d’éloignement -Ar sur l’axe de mesure. - determine a response REP (r, Ar) of the medium between a virtual input transducer (TV m ) of spatial position h ,, calculated from an input focusing of the experimental reflection matrix corresponding to a focal spot d 'input around a first point (PI) and a virtual output transducer (TV out ) of spatial position r out calculated from a focus at the output of the experimental reflection matrix corresponding to a focal output spot around d 'a second point (P2), said response being expressed as a function of a central point (PC) of spatial position r in the middle, said central point (PC) being located in the middle of the first and second points (PI, P2) and being the origin of a measurement axis (AX m ) passing through said first and second point, said measurement axis forming an angle b with respect to a first axis (X) of the middle, and the first point (PI) being at one distance coordinate + DG on the measurement axis, and the second point (P2) being at a separation coordinate -Ar on the measurement axis.
EP20820244.0A 2019-08-02 2020-07-31 Method and system for non-invasively characterising a heterogeneous medium using ultrasound Pending EP4007914A1 (en)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
FR1908904A FR3099580A1 (en) 2019-08-02 2019-08-02 PROCESS AND SYSTEM FOR NON-INVASIVE ULTRASOUND CHARACTERIZATION OF A HETEROGENEOUS ENVIRONMENT
PCT/FR2020/051416 WO2021023933A1 (en) 2019-08-02 2020-07-31 Method and system for non-invasively characterising a heterogeneous medium using ultrasound

Publications (1)

Publication Number Publication Date
EP4007914A1 true EP4007914A1 (en) 2022-06-08

Family

ID=68807030

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EP20820244.0A Pending EP4007914A1 (en) 2019-08-02 2020-07-31 Method and system for non-invasively characterising a heterogeneous medium using ultrasound

Country Status (8)

Country Link
US (1) US20240032889A1 (en)
EP (1) EP4007914A1 (en)
JP (1) JP7515563B2 (en)
KR (1) KR20220038678A (en)
CN (1) CN114144118B9 (en)
AU (1) AU2020324570A1 (en)
FR (1) FR3099580A1 (en)
WO (1) WO2021023933A1 (en)

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0256481B1 (en) * 1986-08-20 1994-01-12 Siemens Aktiengesellschaft Method and equipment for adaptive focussing in a medical ultrasonic imaging apparatus
US5551433A (en) * 1994-08-05 1996-09-03 Acuson Corporation Method and apparatus for a geometric aberration transform in an adaptive focusing ultrasound beamformer system
FR2815717B1 (en) * 2000-10-20 2003-01-10 Centre Nat Rech Scient NON-INVASIVE METHOD AND DEVICE FOR FOCUSING ACOUSTIC WAVES
WO2003017843A1 (en) * 2001-08-24 2003-03-06 The Brigham And Women's Hospital, Inc. Ultrasound therapy
US9117439B2 (en) * 2008-03-13 2015-08-25 Supersonic Imagine Method and apparatus for ultrasound synthetic imagining
FR2932339B1 (en) 2008-06-09 2012-11-23 Centre Nat Rech Scient WAVE PROPAGATION SURVEY METHOD AND DEVICE
DE102009025463A1 (en) * 2009-06-12 2011-03-10 Technische Universität Dresden Assembly for determining sonic speeds and distances in e.g. fluid media, using ultrasound of ultrasonic imaging system, has evaluation unit determining variable sonic speed by determining parameters of point reflector at various locations
ITGE20090070A1 (en) * 2009-08-31 2011-03-01 Esaote Spa METHOD AND DEVICE FOR DETECTION AND VISUALIZATION OF HEMODYNAMIC INFORMATION IN PARTICULAR OF THE EMATIC FLOW IN THE VEINS, VIA ULTRASONI
JP6000196B2 (en) 2012-09-27 2016-09-28 富士フイルム株式会社 Ultrasonic diagnostic apparatus, sound speed determination method and program
CN103969651A (en) * 2014-04-24 2014-08-06 中国科学院声学研究所 Self-adaptive acoustic imaging method
JP6724797B2 (en) 2017-01-13 2020-07-15 コニカミノルタ株式会社 Ultrasonic diagnostic device and control method thereof

Also Published As

Publication number Publication date
WO2021023933A1 (en) 2021-02-11
CN114144118A (en) 2022-03-04
CN114144118B (en) 2024-07-12
CN114144118B9 (en) 2024-08-09
JP2022542005A (en) 2022-09-29
KR20220038678A (en) 2022-03-29
US20240032889A1 (en) 2024-02-01
JP7515563B2 (en) 2024-07-12
AU2020324570A1 (en) 2022-01-27
FR3099580A1 (en) 2021-02-05

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP3824280B1 (en) Methods and systems for non-invasively characterising a heterogeneous medium using ultrasound
EP3967239B1 (en) Method and system for ultrasonic characterisation of a medium
EP3967241B1 (en) Method and system for ultrasonic characterisation of a medium
EP3967240B1 (en) Method and system for ultrasonic characterisation of a medium
EP2342582B1 (en) Method and device for probing by wave propagation
EP3968015A1 (en) Method and system for ultrasonic characterisation of a medium
WO2022058675A1 (en) Method and system for ultrasonic characterising of a medium
EP4007914A1 (en) Method and system for non-invasively characterising a heterogeneous medium using ultrasound
WO2023170299A1 (en) Method and device for locally estimating the speed of sound in a region of interest of a medium
FR2855271A1 (en) Voluminous structure e.g. echograph, exploring process, involves detecting sign of signals that are detected from field memories, and detecting useful zone of decoding curve in which signals are of same sign

Legal Events

Date Code Title Description
STAA Information on the status of an ep patent application or granted ep patent

Free format text: STATUS: UNKNOWN

STAA Information on the status of an ep patent application or granted ep patent

Free format text: STATUS: THE INTERNATIONAL PUBLICATION HAS BEEN MADE

PUAI Public reference made under article 153(3) epc to a published international application that has entered the european phase

Free format text: ORIGINAL CODE: 0009012

STAA Information on the status of an ep patent application or granted ep patent

Free format text: STATUS: REQUEST FOR EXAMINATION WAS MADE

17P Request for examination filed

Effective date: 20211222

AK Designated contracting states

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): AL AT BE BG CH CY CZ DE DK EE ES FI FR GB GR HR HU IE IS IT LI LT LU LV MC MK MT NL NO PL PT RO RS SE SI SK SM TR

REG Reference to a national code

Ref country code: HK

Ref legal event code: DE

Ref document number: 40068184

Country of ref document: HK

DAV Request for validation of the european patent (deleted)
DAX Request for extension of the european patent (deleted)
STAA Information on the status of an ep patent application or granted ep patent

Free format text: STATUS: EXAMINATION IS IN PROGRESS

17Q First examination report despatched

Effective date: 20240503