FR2741521A1 - Procede d'acquisition automatique de l'angle doppler, en echographie, et agencement pour la mise en oeuvre du procede - Google Patents
Procede d'acquisition automatique de l'angle doppler, en echographie, et agencement pour la mise en oeuvre du procede Download PDFInfo
- Publication number
- FR2741521A1 FR2741521A1 FR9513962A FR9513962A FR2741521A1 FR 2741521 A1 FR2741521 A1 FR 2741521A1 FR 9513962 A FR9513962 A FR 9513962A FR 9513962 A FR9513962 A FR 9513962A FR 2741521 A1 FR2741521 A1 FR 2741521A1
- Authority
- FR
- France
- Prior art keywords
- doppler
- angle
- doppler angle
- ultrasound
- image
- 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.)
- Withdrawn
Links
Classifications
-
- 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
- G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
-
- 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
- G01S7/52053—Display arrangements
- G01S7/52057—Cathode ray tube displays
- G01S7/52073—Production of cursor lines, markers or indicia by electronic means
Landscapes
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Radar, Positioning & Navigation (AREA)
- Remote Sensing (AREA)
- Acoustics & Sound (AREA)
- Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Measuring Volume Flow (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Image Analysis (AREA)
Abstract
Il s'agit d'acquérir automatiquement l'angle Doppler optimal DAopt, typiquement égal à 60 deg. entre la direction d'un tir échographique et l'axe d'un vaisseau sanguin, dans une image échographique, à partir de la désignation préalable d'un point initial dans le vaisseau. Le procédé selon l'invention comporte les étapes suivantes: une première mesure automatique de l'angle Doppler DA1 selon une première direction de tir prédéterminée; la comparaison de DA1 à DAopt et l'obtention de DELTA theta = |DAopt - DA1|; une correction électronique automatique de la direction du tir échographique, de la valeur DELTA theta, pour le faire passer à une deuxième direction; une deuxième mesure automatique de DA2, très voisin de DAopt, pour la deuxième direction de tir. Application à l'analyse d'images obtenus par échographie ultrasonore.
Description
Description:
La présente invention concerne un procédé d'acquisition de l'angle Doppler optimal formé par la direction d'une ligne de tir échographique optimale et l'axe d'un vaisseau sanguin dans une image d'échographie ultrasonore sous forme d'une matrice bidimensionnelle de pixels en niveaux de gris, et partiellement en couleurs relativement au flux sanguin sur un écran d'affichage, à partir de la désignation préalable d'un point initial situé à proximité de l'axe de ce vaisseau. L'invention concerne aussi un agencement pour la
mise en oeuvre de ce procédé.
Pour fournir une mesure quantitative de la vitesse du sang dans les artères, un procédé d'imagerie ultrasonore des vitesses par codage de couleurs repose fondamentalement sur la connaissance de l'angle entre le faisceau ultrasonore incident et l'axe local du vaisseau. Ceci reste vrai pour tout traitement de signaux ultrasonores couramment utilisé pour produire une représentation par couleurs codées des écoulements dans tout échographe du commerce. De plus, une détermination sûre de cet angle appelé angle Doppler est nécessaire pour pouvoir extraire des données échographiques des paramètres dont la mesure est assez complexe et pour continuer ainsi de progresser dans l'étude du comportement des artères. Il est donc intéressant de pouvoir mettre en oeuvre un procédé automatique d'extraction de la valeur de l'angle Doppler à partir d'une image ultrasonore médicale, avec une
bonne précision, par exemple de l'ordre de 1 degré.
L'angle Doppler reste encore à ce jour d'un accès malaisé sur l'ensemble des appareils commercialisés: le praticien doit en déterminer la valeur d'une manière assez approximative en jugeant de l'alignement d'un petit segment de droite qu'il trace sur l'image avec l'axe du vaisseau sanguin analysé. Un tel procédé de mesure automatique de l'angle Doppler que fait la trace d'un vaisseau sanguin dans une image échographique, à partir d'un point désigné à proximité immédiate de cette trace peut comporter les étapes suivantes: a) un premier lancer de rayons isotrope depuis ledit point initial, lesdits rayons parcourant l'image d'échographie pour fournir un histogramme des niveaux de gris de points sélectionnés régulièrement répartis le long desdits rayons, b) la mise en oeuvre d'un algorithme de traitement d'image, appliqué audit histogramme pour classer les niveaux de gris desdits points sélectionnés en au moins deux classes CL1, CL2,..., deux classes adjacentes étant séparées par des seuils T1, T2,..., exprimés en niveaux de gris et l'une des classes CLi bornée par le seuil inférieur Ti_1 étant représentative des parois des vaisseaux sanguins dans ladite image, c) un deuxième lancer de rayons depuis ledit point initial, selon lequel le niveau de gris de chaque point de chaque rayon est comparé au seuil Ti_1 et chaque rayon est borné au premier point d'extrémité Pl rencontré dont le niveau de gris est égal ou supérieur à Ti_1, et qui résulte en une représentation dudit vaisseau sanguin sous forme d'une première marque locale composée de secteurs triangulaires ayant en commun ledit point de départ à l'intérieur de ladite première marque locale, d) la détermination de la pente a de l'axe d'inertie de ladite première marque locale, pour les N pixels, de coordonnées x(n) et y(n) de ladite première marque locale, par: a = -2(S)x(n) y(n) (S)x(n)x(n) - (S)y(n)y(n) + /4(S)x(n) y(n))2+ (S)x(n)x(n) -(S)y(n)y(n))2 (1) o (S) signifie: n=N n=1 e) et le calcul de l'angle Doppler par:
DA = Arc tg (a).
Comme il est possible, et même comme c'est le plus souvent le cas, une image échographique contient la trace de plusieurs vaisseaux. Il faut donc, en premier lieu, que le praticien qui veut effectuer la mesure d'angle désigne le vaisseau qui l'intéresse, par exemple au moyen de la souris d'une station de travail sur l'écran de laquelle serait affichée l'image échographique. C'est ainsi que peut être désigné ledit point initial, après quoi le procédé de mesure de l'angle Doppler s'effectue automatiquement, de façon
précise et très rapide.
Un mode de réalisation du procédé défini ci-dessus comporte l'étape de validation supplémentaire qui consiste à ne valider la valeur de l'angle Doppler DA que pour un coefficient de corrélation r des pixels de ladite première marque locale supérieur à un seuil Rm de valeur prédéterminée comprise entre 0 et 1 avec: r =N(S)x(n)y(n) - (S)x(n)(S)y(n) (2) N(S)x(n)x(n) - (S)x(n)(S)x(n) JN(S)y(n)y(n) - (S)y(n)(S)y(n) La valeur choisie pour Rm est de préférence supérieure à 0,5, ce qui apporte un critère de qualité minimal à la mesure
d'angle effectuée.
Pour le calcul de la pente a selon l'expression (1) et du coefficient r selon l'expression (2), il est particulièrement avantageux, selon un autre mode de réalisation préféré de l'invention, d'effectuer le calcul des termes qui figurent dans les expressions (1) et (2), pour chaque secteur triangulaire, formé par deux rayons dont les extrémités ont pour coordonnées xm, y(xm) et xM, y(xM) (o: xM 2 xm), à partir de la formule analytique: x1 Y1 x2 y3 sf = f f(x,y)dx dy + f f f(x,y)dx dy (3) Xo yo x1 Y2 dans laquelle on donne à la fonction f(x,y) les valeurs successives suivantes: 1; x; y; xy; xx; yy, et les bornes x0, x1, YO' Y'1, x2, Y2, y3 étant des fonctions linéaires simples des coordonnées desdits points d'extrémité des deux rayons (notamment: x0 = O, x1 = xm, x2 = xM), avec 6 jeux de valeurs possibles associés à 6 classes de secteurs
triangulaires différentes respectivement.
Pour la mise en oeuvre du procédé indiqué ci-
dessus, il est prévu d'utiliser un agencement (une station de travail spécialisée, de préférence) qui comporte: - une mémoire pour stocker des valeurs de niveaux de gris de l'image échographique sous la forme d'une matrice de valeurs de pixels, - un écran comportant l'image échographique sous la forme d'une matrice bidimensionnelle de pixels, - des moyens de pointage dudit point initial sur l'image, et - des moyens de calcul ayant accès à ladite mémoire et au pixel représentatif dudit point initial et qui sont spécialement programmés pour effectuer les algorithmes et
les calculs nécessaires à la mise en oeuvre du procédé.
Dans une image d'échographie, un vaisseau laisse une trace de sa section qui peut être orientée axialement selon n'importe quelle direction par rapport aux bords de l'écran. Par ailleurs, selon un mode opératoire habituel, le tir échographique utlisé pour le calcul de l'angle Doppler se
voit assigner une valeur prédéterminée, arbitraire elle aussi.
Il en résulte que l'angle Doppler DA mesuré peut prendre n'importe quelle valeur comprise entre O et 90 . Or cette valeur de DA influe fortement sur la précision des valeurs de paramètres qui caractérisent le flux sanguin après application d'un facteur correctif en cos DA ou sin DA aux composantes mesurées dans la direction du tir échographique. Notamment, cette précision est très mauvaise pour des valeurs de DA voisines de 0 ou 90 et on a pu mettre en évidence une valeur de DA qui est optimale, pour ce qui est de la précision résultante, cette valeur, comprise entre 59 et 61 étant
typiquement égale à 60 : DAopt = 60 .
Lorsque la valeur obtenue pour DA s'éloigne trop de la valeur optimale précitée, il est malaisé, sinon impossible à ce jour, pour le praticien, de modifier l'angle de tir à travers la section de vaisseau sanguin qui l'intéresse afin de rapprocher cette valeur de 60 . Le but de l'invention est
de rendre cette correction automatique.
A cet effet, selon l'invention, le procédé d'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal formé par la direction d'une ligne de tir échographique optimale et l'axe d'un vaisseau sanguin dans une image d'échographie ultrasonore sous forme d'une matrice bidimensionnelle de pixels en niveaux de gris, et partiellement en couleurs relativement au flux sanguin sur un écran d'affichage, à partir de la désignation préalable d'un point initial situé à proximité de l'axe de ce vaisseau, comporte les étapes suivantes: 1) une première mesure automatique de l'angle Doppler DA1 pour une direction de tir selon une première position angulaire prédéterminée par rapport aux bords dudit écran d'affichage, 2) la comparaison dudit angle Doppler DA1 à une valeur optimale préétablie d'angle Doppler DAopt qui résulte en une valeur d'angle-différence A9 = IDAopt - DA1i, 3) une correction électronique automatique de la direction du tir échographique de la valeur A8 pour le faire passer de ladite première position à une deuxième position qui procure un angle Doppler DA2 très voisin de DAopt, 4) une deuxième mesure automatique de l'angle Doppler DA2, très voisin de DAopt, pour une direction de tir selon
ladite deuxième position.
Les première et quatrième étapes de mesure (d'extraction) automatique de l'angle Doppler peuvent, avantageusement, être effectuées conformément au procédé défini aux pages précédentes. Par ailleurs, c'est la correction électronique de l'angle Doppler qui apporte toute sa souplesse au procédé d'acquisition automatique de l'angle Doppler, du fait qu'il n'est pas nécessaire que l'orientation de la sonde échographique soit modifiée lors de la mise en oeuvre de ce procédé. L'angulation électronique est bien connue, par exemple, de la demande de brevet européen EP 0 210 624. Cette angulation est d'ailleurs possible avec tout type de sonde (linéaire, A réseau piloté en phase,
courbe...), pourvu qu'elle soit multi-éléments.
Une application intéressante du procédé d'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal DAopt selon l'invention, selon lequel l'évolution de la distribution des vitesses au cours du temps dans la tranche de vaisseau insonnifiée en mode M est représentée, sur un écran prévu à cet effet, sous la forme d'un histogramme affichant la dynamique des vitesses en fonction du temps, dit Spectre Doppler, comporte l'étape supplémentaire qui consiste à corriger automatiquement l'échelle des vitesses représentées sur ledit Spectre Doppler pour qu'elle contienne la dynamique
des vitesses observées selon l'axe dudit vaisseau sanguin.
Ledit procédé d'acquisition automatique est aussi applicable à la mesure précise de la distribution des vitesses dans ledit vaisseau sanguin le long de ladite ligne de tir échographique optimale, encore nommée: profil de vitesse instantané, et à la détermination du débit sanguin instantané, encore nommé: flux sanguin, par intégration spatiale
subséquente sur la section instantanée du vaisseau.
Encore une application du procédé d'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal DAopt consiste en la mesure précise des déplacements des parois dudit vaisseau sanguin. Pour la mise en oeuvre du procédé d'acquisition automatique selon l'invention, il est prévu d'utiliser un agencement (une station de travail spécialisée, de préférence) qui comprend: - un écran comportant l'image échographique sous forme d'une matrice bidimensionnelle de pixels, - une mémoire pour stocker les valeurs de niveaux de gris et de couleurs de l'image échographique sous la forme d'une matrice de niveaux de pixels,
- des moyens de pointage dudit pixel initial sur l'image.
La description qui suit, en regard des dessins
annexés, le tout donné à titre d'exemple non limitatif, fera
bien comprendre comment l'invention peut être réalisée.
La figure 1 est le schéma d'une station de travail
spécialement agencée pour la mise en oeuvre de l'invention.
La figure 2 représente une image échographique dans
laquelle est sélectionné un point initial.
La figure 3 illustre le premier lancer de rayons à
partir du point initial.
La figure 4 représente le deuxième lancer de rayons
qui fournit la première marque locale.
La figure 5 représente la droite de régression
déduite de la première marque locale.
La figure 6 est un organigramme qui résume le déroulement de l'ensemble du processus de mesure automatique
de l'angle Doppler.
La figure 7 représente les différentes formes
possibles de secteurs triangulaires de la marque locale.
La figure 8 montre l'écran d'affichage de l'image
échographique en mode CVI permettant d'expliciter l'invention.
Pour plus de clarté, les contrastes ont été
inversés, sur les figures 2, 3, 4, 5, 8.
Tous les systèmes d'échographie ultrasonore actuellement disponibles sur le marché accèdent à la mesure de la vitesse d'un flux sanguin par l'intermédiaire d'une seule et même technique basée sur l'effet Doppler. Des différences entre systèmes se situent au niveau de l'implantation pour laquelle deux techniques coexistent: l'approche dite "fréquentielle" du Doppler classique et celle "temporelle" développée notamment par la société Philips - voir à ce sujet
le brevet européen No. 0 225 667 (PHF 85/593).
En pratique, dans tous les cas de figure, des impulsions ultrasonores sont injectées dans le milieu à analyser - supposé contenir un vaisseau sanguin - avec une période T (Pulse Repetition Frequency-PRF), et le signal ultrasonore rétro-diffusé par le milieu pour chaque impulsion est enregistré par l'échographe (lignes RF). Chaque échantillon des lignes RF représente alors la réflectivité du milieu à une prodondeur z donnée ou, de manière équivalente, correspond à un temps de vol t donné pour l'impulsion. Il faut être conscient du fait que le signal rétro- diffusé a parcouru un aller-retour de la sonde au diffuseur: si c est la vitesse du son dans le milieu analysé, on a donc la relation:
z = ct/2.
Dans une fenêtre située à une profondeur donnée sur une ligne RF (par exemple dans un vaisseau sanguin), la tranche de signal correspond à une "signature" propre à la distribution spatiale instantanée des diffuseurs (cellules sanguines) dans le volume d'interaction (cellule de résolution) entre le milieu analysé et le faisceau ultrasonore. Cette signature est propre à une disposition particulière des diffuseurs dans la cellule de résolution car elle est le résultat d'interférences entre toutes les sources secondaires que constituent ces diffuseurs (speckle); elle
est statistiquement quasi inimitable.
Par conséquent, si le PRF est assez petit pour que les diffuseurs n'aient pas le temps de changer significativement leur disposition spatiale entre deux acquisitions de lignes RF successives, un même groupe de diffuseurs imprimera des signatures très ressemblantes d'une ligne à l'autre, et son déplacement en profondeur pourra être détecté et suivi au cours du temps. C'est lors de cette phase de suivi à une profondeur donnée que les techniques temporelles (dites CVI - Colour Velocity Imaging en anglais) et fréquentielles (ou Doppler) diffèrent: la technique Doppler repère le déplacement d'une signature en analysant l'évolution de la fréquence locale des lignes RF successives tandis que la technique CVI analyse directement le signal
temporel des lignes RF.
Le déplacement d'une signature donnée entre deux lignes successives permet de remonter à la vitesse v du groupe de diffuseurs associé par l'intermédiaire du décalage en temps dt estimé par le CVI (dt = 2vt/c) ou du déphasage estimé par la technique Doppler (df = 211f dt), o f est la fréquence ultrasonore de l'impulsion). Les deux méthodes sont donc
théoriquement équivalentes.
Si on appelle angle Doppler l'angle DA formé par l'axe du faisceau ultrasonore et la direction du flux de diffuseurs, la vitesse du groupe de diffuseurs considéré observée sur l'axe de propagation des impulsions sera la projection v cos(DA) de sa vitesse réelle v dont on obtient facilement l'expression: v = c dt / (2T cos(DA)) L'angle Doppler constitue par conséquent un paramètre fondamental pour l'estimation de la vitesse d'un flux sanguin sur un échographe ultrasonore et ce quelle que
soit la méthode employée pour cette estimation.
Il existe à ce jour quatre grands types d'applications (ici référencées A, B, C, D par la suite) permettant de coder ou d'utiliser l'information de vitesse de flux sanguin d'une manière médicalement exploitable: A - la représentation de l'information de vitesse sous la forme d'une image, ou cartographie de vitesse couleur, B - la représentation au cours du temps de l'évolution de la dynamique des vitesses, ou histogramme de distribution des vitesses (Spectre Doppler), C - la détermination du débit sanguin (CVI-Q de Philips), D - l'extraction de paramètres artériels liés à l'étude de la
dilatation des vaisseaux au cours du cycle cardiaque.
Les trois premières de ces techniques s'avèrent être des fonctionnalités liées à la mesure de l'angle Doppler par
l'intermédiaire de la dépendance de la vitesse à ce paramètre.
Les expressions de base pour l'estimation de la vitesse d'un groupe de diffuseurs à partir d'un décalage temporel dt (CVI) ou d'un décalage de phase df (Doppler) permettent de s'en convaincre: CVI: v = c dt / (2T cos(DA)) Doppler: v = c df / (4H fT cos(DA)) La technique D quant à elle, fait intervenir une dépendance en sin(DA). Principe de la cartographie de vitesse couleur (application A): Un échographe affiche par défaut une image de réflectivité en niveaux de gris constituée d'une juxtaposition de lignes RF - dont on a pris l'enveloppe - enregistrées côte à côte afin de recouvrir la zone d'intérêt (mode B). Ces lignes sont sans rapport avec les lignes utilisées pour l'estimation de la vitesse. On établit une cartographie de la distribution des vitesses en superposant à cette image de réflectivité une image dynamique (au cours du cycle cardiaque) dont l'échelle de couleur correspond à l'échelle des vitesses instantanées observée selon une règle de correspondance donnée (intensité de couleur proportionnelle à la vitesse, couleur
fonction du signe de la vitesse,...).
En pratique, des impulsions supplémentaires (dites "couleurs") sont émises par la sonde lors du balayage d'imagerie classique et le traitement décrit ci-dessus leur est appliqué afin de détecter des déplacements dans la région
d'intérêt de l'image (supposée contenir un vaisseau sanguin).
On estime le paramètre dt (ou df) en tout emplacement des lignes RF "couleurs" correspondant à un pixel de la région d'intérêt et l'on attribue une couleur à ce pixel sur l'image dynamique par simple application de la règle de correspondance
vitesse-couleur (ou, de manière équivalente, dt-couleur ou df-
couleur). Principe de l'histogramme de répartition des vitesses (application B): Une image échographique (niveaux de gris ou couleur) correspond à l'émission d'impulsions spatialement décalées les unes par rapport aux autres afin de balayer la zone d'intérêt du milieu. Une alternative consiste à injecter les impulsions successives au même emplacement du milieu afin de pouvoir observer l'évolution des lignes RF au cours du temps (mode M). Si des tirs "couleur" sont mêlés à cette émission, et traités de la même manière que précédemment pour estimer le paramètre dt (ou df) aux emplacements du flux sanguin, il est possible d'observer l'évolution de la distribution des vitesses au cours du temps dans la tranche de
vaisseau insonnifiée.
La représentation de cette évolution prend la forme d'un histogramme affichant la dynamique des vitesses en
fonction du temps (soit dt ou df en fonction du temps).
L'histogramme en question, qui correspond à un véritable spectre lorsqu'il provient de l'analyse fréquentielle, porte le nom de Spectre Doppler. Le principe de sa construction est très simple: on considère les extrémités de la dynamique du paramètre observé sur les lignes couleurs correspondant à l'instant t devant être représenté, et l'on obtient la fourchette dt min < dt < dt max. On en déduit, connaissant la valeur de l'angle Doppler DA, la dynamique suivante des vitesses à représenter pour cet instant t: c dt min / (2T cos(DA)) < v < c dt max / (2T cos(DA)) On représente alors cette dynamique de vitesses en traçant un trait vertical à l'abscisse t de l'histogramme, borné en ordonnée par les valeurs des vitesses extrêmes observées. La station de travail représentée à la figure 1 comporte de façon connue un microprocesseur 1, relié par un bus de données bidirectionnel 2 et un bus d'adresses 3 à une mémoire 4 et comporte deux périphériques qui sont un moniteur , pour l'affichage sur un écran 6 des données contenues en 4 et une souris 7 qui permet le repérage et le traçage de points sur l'écran 6. Une image échographique 8, dont les données sont contenues en 4 sous forme de pixels représentatifs de niveaux de gris et de niveaux de couleurs, étant affichée sur l'écran 6, un problème que rencontre de façon classique un médecin est de déterminer l'orientation de traces telles que 9 laissées par certains vaisseaux sanguins dans l'image dont la direction de tir échographique est représentée par le vecteur 10. Pour cela, la façon habituelle d'opérer consiste à superposer, au moyen de la souris, sur la trace choisie, un petit segment de droite orienté approximativement selon le plus grand diamètre estimé de cette trace. L'angle recherché, dit angle Doppler, facilement calculable à partir du processeur 1, est alors l'angle que fait ce petit segment de droite (non représenté) avec la verticale, qui s'identifie sur la figure 1, avec la direction du tir échographique (vecteur
). Cette méthode est longue, fastidieuse et peu précise.
Pour y remédier, le microprocesseur 1 est agencé pour calculer, avec rapiditité et précision l'angle Doppler précité à partir de la désignation d'un seul point, dit point initial à l'intérieur d'une trace de vaissseau sanguin choisie par le praticien (le médecin, l'opérateur). A cet effet, un processeur spécialisé 101, qui comporte le processeur 1 est muni en outre de moyens de calcul 102 nécessaires à la mise en oeuvre du procédé de mesure automatique de l'angle Doppler DA et de l'invention, comme décrit ci-dessous en plusieurs parties qui retracent successivement le principe du procédé, ses détails d'exécution et une annexe précisant certains
calculs détaillés.
De façon générale, le procédé de mesure automatique de DA comporte 2 étapes: une segmentation de la trace locale 9 du vaisseau sur l'image 8 et la détermination de l'axe d'inertie de l'agglomérat de points résultant, appelé marque
locale.
Une image échographique peut comporter les traces de plusieurs vaisseaux qui peuvent être intéressants pour un médecin, et il est donc nécessaire que l'opérateur désigne le vaisseau qui l'intéresse sur l'image, avant qu'aucun traitement ne puisse intervenir, avec la souris du système, comme représenté à la figure 2 o est sélectionné le point initial Pi à l'intérieur de la trace locale 9 d'un vaisseau sanguin. Ensuite, afin de caractériser un alignement sur la forme du vaisseau choisi, on commence d'abord par extraire sa
marque locale du niveau de gris environnant dans l'image.
Cette segmentation du vaisseau revient à détecter les parois du vaisseau autour du point initial indiqué par l'opérateur
(le praticien, le médecin).
L'opérateur doit effectuer le pointage dans une partie sombre unie du vaisseau, et il est aussi nécessaire d'avoir à disposition une valeur de seuil, notée Ti-1, séparant les niveaux de réflectivité de la paroi 11, des niveaux de réflectivité du sang (trace 9), ce qui laisse à l'opérateur une certaine marge pour le garantir contre de petites parties de tissu peu visibles qui pourraient se
trouver à l'intérieur du vaisseau.
Pour déterminer une telle valeur de seuil, on utilise de préférence un algorithme classique dit ISODATA décrit dans l'ouvrage: "Traitement numérique des images", par MURAT KUNT,
COLLECTION TECHNIQUE ET SCIENTIFIQUE DES TELECOMMUNICATIONS
PRESSES POLYTECHNIQUES ET UNIVERSITAIRES ROMANES.
Cet algorithme est basé sur un histogramme des niveaux de gris des pixels comportant au moins 2 classes. De préférence on choisit un histogramme comportant 3 classes: CL1 = VAISSEAU (faible réflectivité), CL2 = INTERMEDIAIRE et CL3 = PAROI (forte réflectivité). On utilise la valeur de seuil T2 située entre la classe INTERMEDIAIRE et la classe PAROI pour réaliser
la détection certaine de paroi dont on a besoin.
Les seuils permettent de déterminer si le point de départ appartient bien à la classe VAISSEAU, ce qui peut pousser l'opérateur à recommencer son pointage si l'emplacement initial est erroné, ce qui constitue une
validation a posteriori du point initial.
Afin d'opérer le plus rapidement possible, on utilise un histogramme partiel qui met à profit une méthode de lancer de rayons (ray tracing method en anglais): Depuis le point initial choisi Pi, un certain nombre prédéterminé de rayons radiaux distribués angulairement de façon isotrope sont tracés sur l'image, jusqu'à en atteindre le bord, et seuls les pixels rencontrés le long des rayons participent à l'établissement de l'histogramme. Ce lancer de
rayons est représenté à la figure 3.
De préférence, ce premier lancer de rayons est effectué dans une sous image cadrée par le praticien, la grandeur de cette sous image, assez réduite, de préférence, étant choisie telle que toute la dynamique des niveaux de gris que contient l'image entière y soit représentée. Lorsque l'algorithme ISODATA a fourni la valeur de seuil requise (Ti_-), la même méthode de lancer de rayons que ci-dessus est utilisée pour trouver le premier pixel Pl appartenant à une paroi le long de chaque rayon (on est bien assuré de commencer à l'intérieur du vaisseau, dû à l'intervention préalable de l'opérateur): la progression le long de chaque rayon s'arrête dès que la valeur de niveau de gris du pixel courant dépasse la valeur de seuil Ti_1 (la réflectivité de la paroi dépasse celle du sang). S'il arrive qu'un bord de l'image interrompe la marque du vaisseau, la fin estimée du vaisseau dans cette direction ne constituera pas une vraie paroi, mais il demeure que les pixels compris entre deux rayons angulairement adjacents vont constituer une fraction de la marque locale du vaisseau. Cette dernière étape fournit un échantillonnage de segments formant les limites du vaisseau dans l'image, et en joignant les extrémités de chaque paire de rayons successifs, on obtient une représentation du vaisseau composée de secteurs triangulaires 12 comme
représenté à la figure 4.
Ces secteurs sont caractérisés par les coordonnées de leurs sommets extérieurs Plj, Plj+1, le troisième point étant l'origine commune Pi. Pour chaque secteur, six formules analytiques appliquées aux coordonnées de ses deux sommets extérieurs fournissent l'information locale nécessaire qui va permettre finalement de détermimner l'axe d'inertie de la
marque locale du vaisseau.
La valeur d'angle Doppler DA, figure 5, se déduit alors directement de la pente a de l'axe d'inertie 13, la direction de l'axe d'émission (ou de tir) ultrasonore étant par ailleurs connue (vecteur 10), et finalement, un coefficient de corrélation r, qui peut être calculé parallèlement, donne une indication de la pertinence du
résultat obtenu.
L'organigramme de la figure 6 résume le déroulement
de l'ensemble du processus.
A la première étape, en 15, les coordonnées du point (ou pixel) initial Pi sont stockées dans la mémoire 4 (voir figure 1). En 16, est effectué le premier lancer de rayons, à partir
du point initial, dans l'image ou la sous image d'échographie. En 17 est déterminé le seuil Ti_1 à partir de l'histogramme des points
sélectionnés. En 18, un deuxième lancer de rayons, associé au seuil Ti_-, permet de construire la première marque locale, constituée de secteurs triangulaires 12 assemblés. En 19 sont effectués les calculs et les accumulations pour les secteurs. En 20, les résultats obtenus à l'étape précédente sont utilisés pour l'étape de détermination de l'axe d'inertie (calcul de a et de r, éventuellement), et finalement, le
résultat, soit l'angle DA, est obtenu à l'étape 21.
Un exemple d'exécution du procédé décrit ci-dessus peut être
comme suit.
On notera en premier lieu que le procédé considéré requiert le même pas d'échantillonnage sur les axes horizontal et vertical; il doit donc être appliqué à des images ayant préalablement subi un traitement de conversion de balayage numérique (Digital Scan Conversion ou DSC en anglais). Comme le DSC est une nécessité préalable pour le traitement, ces images peuvent être acquises à partir de n'importe quelle sorte de réseaux de transducteurs. En fait, l'image dont on part ici est l'image de réflectivité en niveaux de gris habituelle affichée sur l'écran du système (de la station de
travail).
TRACE DE RAYONS ET OBTENTION DE L'HISTOGRAMME
En premier lieu, l'opérateur fait un pointage sur
l'image en désignant un emplacement dans le vaisseau.
L'opération de lancer (de traçage) de rayons consiste alors à ajouter (par une programmation simple à la portée de l'homme de l'art), de façon récursive, des paires de décalages en x et en y (chaque paire caractérisant un rayon) aux coordonnées de cet emplacement jusqu'à atteindre le bord de l'image, respectivement de la sous image. Pour chaque position intermédiaire, un pixel de l'image est adressé le long d'un
rayon linéaire (voir la figure 3).
Naturellement, plus il y a de rayons et meilleur est l'échantillonnage des abords du vaisseau. En pratique, il s'est avéré parfois que prendre moins de 32 rayons pouvait être insuffisant, alors que le choix de 32 rayons a toujours donné de bons résultats avec les données obtenues expérimentalement. Il est donc suggéré d'utiliser, de
préférence, 32 rayons.
Si le nombre de niveaux de gris dans l'image est référencé NGL, cette étape du traitement fournit un ensemble de NGL entiers dont chaque valeur indexée par q (q = O, 1,... NGL) a été incrémentée de 1 pour chaque pixel de
valeur indexée par q le long du tracé des rayons.
ALGORITHME DE COALESCENCE ISODATA
Cet algorithme vise à déterminer des valeurs de seuil pour classifier les pixels de l'image segmentés selon nc groupements qui aient une signification physique pour ce qui
est du contenu de l'image.
En l'occurrence, on choisit de sélectionner 3 (nc = 3) classes (VAISSEAU, INTERMEDIAIRE, PAROI) dont le comportement (la réflectivité) est bien connu(e), et on a besoin de la valeur de seuil T2 entre les classes INTERMEDIAIRE et PAROI. Cet algorithme de groupement réalise une segmentation globale de l'image du fait de déterminer des valeurs de seuil déduites de l'histogramme de niveaux de gris de l'image, qui ne dépend donc pas (du moins au premier ordre) de l'emplacement de l'objet à segmenter. Cet algorithme ne nécessite qu'un choix initial de la valeur de niveau de gris moyenne pour chaque classe, et une remise à jour itérative de ces valeurs se termine par la fourniture de valeurs de seuil
entre classes.
Première étape d'initialisation: Soit h(j) la densité de probabilité de la valeur de
niveau de gris j dans l'image originale.
Soit [min, max] le plus petit intervalle de valeur de
niveau de gris englobant les valeurs de h(j) non nulles.
Soit mi, iE{1,..., nc} la valeur moyenne initiale pour toutes les classes. Cette estimation initiale peut être faite en divisant l'axe des niveaux de gris en nc intervalles équidistants et en calculant la valeur moyenne arithmétique sur chaque intervalle comme si la densité de probabilité était
uniforme entre min et max.
Deuxième étape: Les (nc-1) valeurs de seuil Ti sont estimées en utilisant la relation (o [x] représente la partie entière de x): Ti = [(mi+mi+.)/2], iE{1,..., nc-1} Tous les pixels dont les valeurs de niveaux de gris sont comprises dans l'intervalle: Ai = [Ti_-, Ti]' iE{1,.... nc}, sont maintenant assignés à la classe i (avec To = min-1 et
Tnc = max).
Troisième étape: Les valeurs moyennes des classes sont remises à jour en utilisant la relation suivante (o [x] représente la partie entière de x): [ S j h(j) mi =, i {1 ..., nc} [ h(j) fEAi Quatrième et dernière étape, d'itération: Si au moins l'une des mi valeurs a été modifiée à la troisième étape, revenir à la deuxième étape et faire ainsi une boucle jusqu'à la convergence de l'algorithme; sinon, les valeurs de seuil finales sont obtenues. Cette étape du traitement fournit une valeur de seuil entière Ti_1 séparant
le sang des parois artérielles à travers l'image.
DETECTION DE PAROI ET REPRESENTATION DU VAISSEAU EN SECTEURS
Une fois obtenue la valeur de seuil recherchée, Ti_1, le même processus de tracé de rayons est repris, comme déjà décrit ci-dessus, pour détecter l'endroit o commence la paroi du vaisseau, sur chaque rayon exploré, en comparant simplement les valeurs des pixels le long d'un rayon avec la valeur de seuil. Les coordonnées du dernier pixel qui marque la présence de la paroi, sur chaque rayon, est stockée en
mémoire (mémoire 4 de la figure 1).
On a maintenant obtenu un échantillonnage des limites de la paroi du vaisseau dans l'image, et en joignant chaque paire d'extrémités de rayons qui se succèdent angulairement, on obtient une représentation du vaisseau composée de secteurs radiaux triangulaires constituant une
marque locale (voir figure 4).
Soit nr le nombre de rayons. Cette étape du traitement fournit deux ensembles de nr nombres entiers, dont les valeurs indexées par s correspondent aux coordonnées du
dernier point du rayon indexé par s, soit Pls.
CARACTERISATION DE LA REPRESENTATION EN SECTEURS
Le véritable but de tout le traitement se résume à la fourniture des deux paramètres suivants: - la détermination de la pente a de l'axe d'inertie de la première marque locale, pour les N pixels, de coordonnées x(n) et y(n) de ladite première marque locale, par: a = -2(S) x(n)y(n) (S)x(n)x(n) - (S)y(n)y(n) + 14(S)x(n)y(n))2+ ((S)x(n)x(n) - (S)y(n)y(n))2 o (S) signifie: n=N n=1 et nE {1,..., N} - le coefficient de corrélation r, dont la valeur absolue sera d'autant plus proche de 1 que la représentation en secteurs est proche d'un agglomérat de points présentant un alignement régulier le long d'un certain axe (O | r 1): n=N n=N n=N N E x(n)y(n) E x(n) E y(n) n=1 n=1 n=1 r= I n=N n=N n=N N n=N n=N N E x(n)x(n) - E x(n) E x(n) N y(n)y(n) - y(n) y(n) n=1 n=1 n=1 n= n= n=1 En variante, la pente a peut être celle de la droite de régression déduite de la méthode classique des moindres carrés, qui fournit la tangente de l'angle Doppler DA (DA = Arctg a): n=N n=N n=N N E x(n) y(n) - E x(n) E y(n) n=1 n=1 n=1 a = n=N n=N n=N N E x(n) x(n) - E x(n) E x(n) n=1 n=1 n=1 Les deux valeurs obtenues pour a selon qu'on utilise l'une ou l'autre méthode (axe d'inertie ou droite de
régression) sont, nécessairement, très voisines.
Une autre variante peut aussi être envisagée pour l'étape de validation supplémentaire de la valeur de l'angle
Doppler DA mesurée automatiquement par le procédé précité.
Cette étape de validation supplémentaire consiste par exemple à ne valider l'angle Doppler DA que lorsque la symétrie de ladite marque locale autour de sa droite de régression (respectivement de son axe d'inertie) est jugée suffisante, cette symétrie étant déduite du calcul du moment centré
d'ordre 3.
D'un point de vue pratique, l'établissement de ces deux valeurs, a et r, requiert la mesure et l'accumulation sur l'ensemble de la marque locale de 6 quantités différentes (6 termes) mettant à contribution les coordonnées de chaque pixel qu'elle contient: n=N n=N N (nombre total de pixels), sx = E x(n), sy = E y(n) n=l n=l n=N n=N n=N
sxy = 3 x(n)y(n), sy2 = y(n)y(n), sx2 = E x(n)x(n).
n=l n=l n=l On trouve ici la justification de la décomposition en secteurs triangulaires de la marque locale du vaisseau: en effet, les valeurs des paramètres décrits ci-dessus caractérisant tous les points compris dans un secteur donné peuvent être déduites des coordonnées des deux sommets extérieurs de ce secteur, uniquement. Ceci signifie que la caractérisation d'un secteur est réalisée en appliquant 6 formules analytiques à 4 valeurs
entières comme expliqué plus loin.
Soient [xm, y(xm)] et [xM, y(xM)] les coordonnées des deux sommets extérieurs (Pli, Pli+l), avec xM 2 xm, le secteur considéré ayant été placé, par symétrie(s) dans le premier quadrant trigonométrique, du haut et de droite, (du fait de multiplier les coordonnées négatives par -1 jusqu'à obtenir x > O et y > O). On obtient 6 types de secteurs possibles différents, dans cette configuration limitée au premier quadrant, en dépendance des valeurs et de l'ordonnancement relatif des coordonnées des sommets extérieurs, comme représenté à la figure 7 (voir notamment la
ligne 76 de la figure 7).
Sur cette figure on distingue 7 classes de secteurs, représentant toutes les formes de secteurs possibles, ces classes étant rangées sur 7 lignes référencées, du haut vers le bas: 71, 72, 73, 74, 75, 76, 77, les lignes 71, 72 et 73 représentant chacune 2 formes de secteurs appartenant chaque fois à la même classe. Ces classes sont caractérisées comme suit: 71: y(xm) = y(xM) 72: xm = xM 73:xm = O 74: y(xM) = O : y(xm) = O 76: y(xm) > y(xM) x xm/xM
77: y(xm) < y(xM) x xm/xM.
Les classes des lignes 76 et 77, qui sont caractérisées par des inégalités de sens contraires relatives à la même expression peuvent être considérées d'un point de vue
mathématique comme appartenant à la même classe.
Les formules analytiques précitées, utilisées pour les calculs sont: x=xm y=alx x=xM y=a3x+b3 sf = f | f(x,y)dx dy + f f f(x,y)dx dy x=0 y=a0x x=xm y=a2x+b2 avec: f(x, y) =1 pour faire le décompte des pixels et obtenir N f(x,y) =x pour obtenir sx f(x,y) =y pour obtenir sy f(x,y) =xy pour obtenir sxy f(x,y) =xx pour obtenir sx2 f(x,y) =yy pour obtenir sy2 Les bornes d'intégration, naturellement, dépendent de la forme du secteur, comme indiqué en Annexe 1 (qui se réfère aux classes de la figure 7), mais les expressions finales à calculer pour réaliser les sommations pour chaque type de secteur sont très simples et ne nécessitent pas beaucoup de catculs, comme indiqué en Annexe 2 (qui se réfère aux classes
de la figure 7).
Lorsque chaque secteur de la représentation du vaisseau a été traité, la régression proprement dite peut être effectuée.
REGRESSION LINEAIRE ET ESTIMATION DE LA VALIDITE DU RESULTAT
L'angle Doppler DA et le critère de confiance r sont directement obtenus à partir des 6 valeurs fournies à la fin de l'étape précédente après traitement de tous les secteurs: N sxy - sx sy a- N sx2 - sx sx et: DA = Arctg(a) D'autre part: r =N sxy - sx sy r- N sx2 -sx sx FN sy2 -sy sy Cette valeur r est un paramètre de contrôle qui peut être utilisé pour fournir un critère de confiance pour la mesure: si sa valeur est plus grande que, par exemple, 0,5, le résultat peut être considéré comme fiable; sinon, c'est qu'il y a eu un problème qui a empêché le système de fournir un résultat valide (marque locale de forme circulaire notamment, due à un mauvais positionnement du plan de coupe) et
l'opérateur devra faire une autre tentative après correction.
Le procédé de base décrit ci-dessus peut être affiné du fait de le mettre en oeuvre en des endroits successifs à l'intérieur du vaisseau, moyennant des
recentrages automatiques.
Dès lors qu'une première représentation en secteurs du vaisseau a été réalisée, il est aisé de calculer les coordonnées de son centre de gravité G (par exemple en prenant la moyenne des abscisses et des ordonnées des pixels de la première marque locale et, chosissant ce point G comme nouveau
point initial, de reprendre la totalité du procédé décrit ci-
dessus afin de déterminer une deuxième marque locale optimisée et un angle Doppler optimisé. Ce perfectionnement du procédé permet d'offrir une marge plus grande, dans le choix du point initial, pour l'opérateur qui peut ainsi bénéficier d'un centrage automatique à l'intérieur du vaisseau (par exemple, il devient ainsi possible de pointer, avec la souris de la station de travail près d'une paroi, sans être pénalisé), et il en résulte une meilleure fiabilité des résultats (déviation
standard inférieure à 1 ).
On notera que cette première répétition de tout le procédé peut être réitérée, par exemple un nombre de fois prédéterminé pouvant aller jusqu'à 20, ou bien jusqu'à ce qu'une convergence sur un point particulier soit obtenue. Ce dernier point correspond au centre de gravité de toute la trace du vaisseau dans l'image échographique et pas seulement à celui de la première marque locale déduite du choix du premier point initial par l'opérateur. Il ne s'agit alors plus d'une mesure locale, mais de la fourniture du meilleur endroit sur toute la trace du vaisseau, pour en extraire la valeur de l'angle Doppler. Sur l'écran 25 de la figure 8, l'image échographique apparait dans un rectangle 26. Cette image se compose pour l'essentiel d'une image de réflectivité en niveaux de gris (les zones hachurées représentent les niveaux les plus clairs sur la figure, notamment les parois 27 d'une artère). Cette image est constituée d'une juxtaposition de lignes RF -dont on a pris l'enveloppe- enregistrées côte à côte afin de recouvrir la zone d'intérêt (mode B). Une échelle des niveaux de gris est indiquée en 28, au bas de la figure, du niveau le plus sombre, 29, jusqu'au niveau le plus clair, 31. On établit une cartographie de la distribution des vitesse du sang (dans l'artère visible au centre de l'image), en superposant à cette image de réflectivité une image dynamique (au cours du cycle cardiaque), en fausses couleurs, dont l'échelle de couleurs correspond à l'échelle des vitesses instantanées observée selon une rèlge de correspondance donnée (intensité de couleur proportionnelle à la vitesse, couleur fonction du signe de la vitesse). Sur la figure, l'échelle des couleurs, 32, comporte le zéro en son milieu et représente par exemple les vitesses négatives à la partie basse en bleu, du foncé vers le clair en partant du zéro et les vitesses positives en rouge à la partie haute, le rouge virant au jaune
pour les vitesses positives les plus élevées.
La partie colorée, dans l'image 26 se situe à l'intersection d'une sous fenêtre en trait interrompu 33 avec l'intérieur d'un vaisseau sanguin, soit la zone 34. Des options choisies pour la représentation de l'image échographique sont indiquées dans des cadres à droite de la figure, notamment: GRE pour: image de niveaux de gris, COL pour: image dynamique en couleurs superposées, CUR pour: représentation du segment (13, respectivement 13') indiquant la direction du flux sanguin (au point Pil, respectivement Pi2), STE pour: mode d'angulation électronique automatique de la direction de tir échographique, DAopt pour possibilité de choix d'un angle Doppler (DAopt =
' en l'occurrence).
Pour l'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal selon l'invention, le déroulement des opérations est le suivant: - Tout d'abord, l'opérateur sélectionne un point initial dans
la zone 34, soit Pil.
- La pente a du segment 13 est calculée automatiquement selon le procédé décrit plus haut et le segment 13 s'imprime sur l'image, le point Pil se trouvant à l'intersection du
segment 13 avec la direction de tir échographique 35.
- La valeur de l'angle Doppler DA1 est éventuellement affichée
sur l'écran 25 (de façon non représentée).
- Le processeur 101 (figure 1) calcule: IDA1 - DAoptI = AO et modifie électroniquement et de façon automatique la direction de tir de la valeur AG pour la faire passer de la position 35 à la position 35' pour laquelle l'angle Doppler
DA2 est très voisin de DAopt.
- Après vérification par l'opérateur que le tir 35' se situe bien dans la zone d'intérêt du vaisseau, l'opérateur sélectionne un nouveau point initial Pi2 et déclenche à
nouveau la mesure automatique de l'angle Doppler DA2.
En variante, la mise en oeuvre du procédé selon l'invention peut être rendue entièrement automatique en prenant, pour le point Pi2, le point d'intersection des droites 13 et 35', dont les coordonnées sont calculées par le
microprocesseur spécialisé 101.
Encore une autre variante consiste à choisir le centre de rotation, qui transforme la droite 35 en la droite 35', au point Pil, ce qui apporte l'avantage de conserver exactement la même zone de vaisseau sanguin sous interrogation échographique. La précision accrue que la présente invention apporte à la mesure de la vitesse du sang dans les vaisseaux est précieuse pour de multiples applications en échographie vasculaire dont les principales sont: la correction automatique de l'échelle des vitesses en mode dit CVI (Colour Velocity Imaging, en anglais), soit l'échelle 32 de la figure 8, ou encore l'échelle des vitesses sur un spectre Doppler pour qu'elle contienne la dynamique des vitesses observées
selon l'axe du vaisseau sanguin.
Une autre application intéressante de l'invention est la mesure précise de la distribution des vitesses dans un vaisseau sanguin le long de ladite ligne de tir échographique optimale, encore nommée: profil de vitesse instantané, et la détermination du débit sanguin instantané, encore nommé: flux sanguin, par intégration spatiale subséquente sur la section
instantanée du vaisseau.
Par correction multiplicative par: sin DA, il est encore possible, grâce à l'invention, d'accéder à la mesure précise des déplacements des parois du vaisseau sanguin, ces déplacements s'effectuant selon une direction en substance
perpendiculaire à celle des globules sanguins.
ANNEXE 1: Bornes d'intégration pour chaque configuration de
secteur triangulaire.
ligne 1: a0 = y(xm)/xM y(xm) = y(xM) a1 = y(xm)/xm a2 = y(xm)/xM b2 = a3 = 0 b3 = y(xm) ligne 2: a0 = MIN[y(xm), y(xM)] / xm xM = xm a1 = MAX[y(xm), y(xM)] / xm a2 = b2 = a3 = b3 = 0 ligne 3: a = a1 = b2 = 0 xm = 0 a2 = y(xM)/xM a3 = [y(xM)-y(xm)] / xM b3 = y(xm) ligne 4: a0 = a2 = b2 = 0 y(xM) = O a1 = y(xm)/xm a3 = -y(xm) / xM-xm b3 = y(xm)-a3 x xm ligne 5: a0 = b3 = 0 y(xm) = O a1 = y(xM)/xM a2 = y(xM)/(xM-xm) b2 = -a2 x xm a3 = y(xM)/xM lignes 6 et 7: a0 = y(xm)/xm ou y(xM)/xM y(xm) a1 = y(xM)/xM ou y(xm)/xm <ou> a2 = [y(xM)-y(xm)]/(xM-xm) ou y(xM)/xM y(xM)Xxm / xM b2 = y(xm)-a2 x xm ou 0 a3 = y(xM)/xM ou [y(xM)-y(xm)]/(xM-xm) b3 = 0 ou y(xm)-a3 x xm ANNEXE 2: Expressions à calculer (dans ce tableau, s += x signifie ajouter x à s) ligne 1: sn += y(xm) x (xM - xm)/2 y(xm) = y(xM) sx += y(xm) X (xM - xm) x (xM + xm)/6 sy += y(xm)2 x (xM - xm)/3 sxy += y(xm)2 x (xM - xm) x (xM + xm)/8 sx2 += y(xm) X (xM3 - xm3)/12 _____ _ sy2 += y(xm)3 x (xM - xm)/4 ligne 2: YMAX = MAX[y(xm), y(xM)] xM = xm YMIN = MIN[y(xm), y(xM)] sn +=xm x (YMAX - YMIN)/2 sx += xm x (YMAX - YMIN)/3 sy += xm2 x (YMAX - YMIN) x (YMAX + YMIN)/6 sxy += xm x (YMAX - YMIN) x (YMAX + YMIN)/8 sx2 += xm3 x (YMAX - YMIN)f4 sy2 += xm x (YMAX3 - YMIN)/12 ligne 3: sn += xM x y(xm)/2 xm = 0 sx += xM2 x y(xm)/6 sy += xM x y(xm) x [y(xM) + y(xm)]/6 sxy += xM2 y(xm) x [2 x y(xM) + y(xm)]/24 sx2 += xM3 x y(xm)/12 sy2 += xM x yxm) 2 x [y(xM) + y(xM) x y(xm) + y(xm)2]/12 ligne 4: sn + = xM x y(xm)/2 y(xM) = 0 sx += xM x y(xm)2x (xM + xm)/6 sy += xM x y(xm) /6 sxy += xM x y(xm) x (x + 2 x xm)/24 2 sx2 += xM x y(xm) x (xM + xM x xm + xm)/12 sy2 += xM x y(xm)3/12 ligne 5: sn += xm x y(xM)/2 y(xm) = 0 sx += xm x y(xM) x (xM + xm)/6 sy += xm x y(xM)2/6 sxy += xm xy(xM) x (2xxM + xm)/24 sx2 += xm x y(xM) x (xM2 + xM x xm + xm2)/12 sy2 += xm X y(xM)3/12 lignes 6 et 7: sn += [xm x y(xM) - xM x y(xm)]/2 y(xm)< sx += (xM + xm) x [xm x y(xM) - xM x y(xm)]/6 y(xM) x xm/xM sy += [y(xM) + y(xm)] x [xm x y(xM) - xM x y(xm)]/6 si sxy += [xm xy(xM) - xM x y(xm)] y(xm)> x [2 x xM x y(xM) + xm X y(xM) y(xM) x xm/xM + xM x y(xm) + 2 x xm x y(xm)]/24 multiplier sx2 += [xm X y(xM) - xM x y(m)] chaque x (xM + xMx xm + xm)/12 expression sy2 += [xm x y(<M) - xM X y(xm)] 2 par -1. x [y(xM) + y(xM) x (xm) + y(xm)]/12
Claims (11)
1. Procédé d'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal formé par la direction d'une ligne de tir échographique optimale et l'axe d'un vaisseau sanguin dans une image d'échographie ultrasonore sous forme d'une matrice bidimensionnelle de pixels en niveaux de gris, et partiellement en couleurs relativement au flux sanguin sur un écran d'affichage, à partir de la désignation préalable d'un point initial situé à proximité de l'axe de ce vaisseau, comportant les étapes suivantes: 1) une première mesure automatique de l'angle Doppler DA1 pour une direction de tir selon une première position angulaire prédéterminée par rapport aux bords dudit écran d'affichage, 2) la comparaison dudit angle Doppler DA1 à une valeur optimale préétablie d'angle Doppler DAopt qui résulte en une valeur d'angle-différence A8 = IDAopt - DAlI, 3) une correction électronique automatique de la direction du tir échographique de la valeur AO pour le faire passer de ladite première position à une deuxième position qui procure un angle Doppler DA2 très voisin de DAopt, 4) une deuxième mesure automatique de l'angle Doppler DA2, très voisin de DAopt, pour une direction de tir selon
ladite deuxième position.
2. Procédé d'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal selon la revendication 1, pour lequel DAopt a
une valeur préétablie comprise entre 59 et 61 degrés.
3. Procédé d'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal selon la revendication 1 ou 2 selon lequel les étapes 1) et 4) de mesure automatique de l'angle Doppler DA comportent les sous-étapes suivantes: a) un premier lancer de rayons isotrope depuis ledit point initial, lesdits rayons parcourant l'image d'échographie ou une sous image pour fournir un histogramme des niveaux de gris de points sélectionnés régulièrement répartis le long desdits rayons, b) la mise en oeuvre d'un algorithme de traitement d'image, appliqué audit histogramme pour classer les niveaux de gris desdits points sélectionnés en au moins deux classes CL1, CL2,..., deux classes adjacentes étant séparées par des seuils T1, T2,..., exprimés en niveaux de gris et l'une des classes CLi bornée par le seuil inférieur Ti_1 étant représentative des parois des vaisseaux sanguins dans ladite image, c) un deuxième lancer de rayons depuis ledit point initial, selon lequel le niveau de gris de chaque point de chaque rayon est comparé au seuil Ti_1 et chaque rayon est borné au premier point d'extrémité P1 rencontré dont le niveau de gris est égal ou supérieur à Ti_1, et qui résulte en une représentation dudit vaisseau sanguin sous forme d'une première marque locale composée de secteurs triangulaires ayant en commun ledit point de départ à l'intérieur de ladite première marque locale, d) la détermination de la pente a de l'axe d'inertie de ladite première marque locale, pour les N pixels, de coordonnées x(n) et y(n) de ladite première marque locale, par: a = -2(S) x(n) y(n) (S)x(n)x(n) - (S)y(n)y(n) + 14((S)x(n)y(n))2 + kS)x(n)x(n) - (S)y(n)y(n))2 o (S) signifie: n=N n=1 e) et le calcul de l'angle Doppler par:
DA = Arc tg (a).
4. Procédé d'acquisition automatique de l'angle
Doppler optimal selon l'une des revendications 1 à 3
comportant l'étape de validation supplémentaire qui consiste à ne valider la valeur de l'angle Doppler DA que pour un coefficient de corrélation r des pixels de ladite première marque locale supérieur à un seuil Rm de valeur prédéterminée comprise entre 0 et 1 avec: r =N(S)x(n)y(n) (S)x(n)(S)y(n) r=- yN(S)x(n)x(n) - (S)x(n)(S)x(n) FN(S)y(n)y(n) (S)y(n)(S)y(n) o (S) signifie: n=N E n=l
5. Procédé d'acquisition automatique de l'angle
Doppler optimal selon l'une des revendications 1 à 4
caractérisé en ce que les termes qui servent au calcul de la pente a de l'axe d'inertie et du coefficient de corrélation r sont calculés pour chaque secteur triangulaire formé par deux rayons dont les extrémités ont pour coordonnées xm, y(xm) et xM, y(xM) à partir de la formule analytique suivante: x=xm y=alx x=xM y=a3x+b3 sf = f f f(x,y)dx dy + f f f(x,y)dx dy x=0 y=aOx x=xm y=a2x+b2 dans laquelle on donne à la fonction f(x,y) les valeurs successives suivantes: 1; x; xy; xx; yy, et aux coefficients aO, a1, a2, b2, a3, b3 des jeux de valeurs qui ne dépendent que des coordonnées desdits points d'extrémité des deux rayons, avec 6 jeux de valeurs possibles associés à 6
classses de secteurs triangulaires différentes respectivement.
6. Procédé d'acquisition automatique de l'angle
Doppler optimal selon l'une des revendications 3 à 5,
caractérisé en ce qu'il comporte, pour l'étape 1) et/ou 4) une étape supplémentaire de positionnement qui consiste à déterminer par calcul le centre de gravité G de ladite première marque locale puis à sélectionner ledit centre de gravité G comme nouveau point initial optimisé pour une détermination optimisée de l'angle Doppler lors de ladite étape 1), respectivement 4) de mesure automatique de l'angle
Doppler DA.
7. Application du procédé d'acquisition automatique de
l'angle Doppler optimal DAOpt selon l'une des revendications 1
à 6 selon lequel l'évolution de la distribution des vitesses au cours du temps dans la tranche de vaisseau insonnifiée en mode M est représentée, sur un écran prévu à cet effet, sous la forme d'un histogramme affichant la dynamique des vitesses en fonction du temps, dit Spectre Doppler, comportant l'étape supplémentaire qui consiste à corriger automatiquement l'échelle des vitesses représentées sur ledit Spectre Doppler pour qu'elle contienne la dynamique des vitesses observées
selon l'axe dudit vaisseau sanguin.
8. Application du procédé d'acquisition automatique de
l'angle Doppler optimal DAopt selon l'une des revendications 1
à 6 à la mesure précise de la distribution des vitesses dans ledit vaisseau sanguin le long de ladite ligne de tir échographique optimale, encore nommée: profil de vitesse instantané et à la détermination du débit sanguin instantané, encore nommé: flux sanguin, par intégration spatiale
subséquente sur la section instantanée du vaisseau.
9. Application du procédé d'acquisition automatique de
l'angle Doppler optimal DAopt selon l'une des revendications 1
à 6 à la mesure précise des déplacements des parois dudit
vaisseau sanguin.
10. Agencement pour l'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal formé par la direction d'une ligne de tir échographique optimale et l'axe d'un vaisseau sanguin dans une image d'échographie ultrasonore sous forme d'une image en niveaux de gris, et partiellement en couleurs, relativement au flux sanguin, à partir de la désignation préalable d'un pixel initial situé à proximité de l'axe de ce vaisseau, cet agencement comportant: - un écran comportant l'image échographique sous forme d'une matrice bidimensionnelle de pixels, - une mémoire pour stocker les valeurs de niveaux de gris et de couleurs de l'image échographique sous la forme d'une matrice de niveaux de pixels, - des moyens de pointage dudit pixel initial sur l'image, - des moyens de calcul, ayant accès à ladite mémoire et audit pixel initial, les moyens de calcul étant agencés pour effectuer: 1) une première mesure automatique del'angle Doppler DA1 pour une direction de tir selon une première position angulaire prédéterminée par rapport aux bords dudit écran d'affichage, 2) la comparaison dudit angle Doppler DA1 à une valeur optimale préétablie d'angle Doppler DAopt qui résulte en une valeur d'angle-différence AO = IDAopt - DAlI, 3) une correction électronique automatique de la direction du tir échographique de la valeur AO pour le faire passer de ladite première position à une deuxième position qui procure un angle Doppler DA2 très voisin de DAopt, 4) une deuxième mesure automatique de l'angle Doppler DA2, très voisin de DAopt, pour une direction de tir selon
ladite deuxième position.
11. Agencement pour l'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal selon la revendication 10 selon lequel lesdits moyens de calcul sont agencés pour mesurer automatiquement l'angle Doppler par: a) un premier lancer de rayons isotrope depuis ledit point initial, lesdits rayons parcourant toute l'image d'échographie pour fournir un histogramme des niveaux de gris de points sélectionnés régulièrement répartis le long desdits rayons, b) la mise en oeuvre d'un algorithme de traitement d'image, appliqué audit histogramme pour classer les niveaux de gris desdits points sélectionnés en au moins deux classes CL1, CL2,...., deux classes adjacentes étant séparées par des seuils T1, T2,..., exprimés en niveaux de gris et l'une des classes CLi bornée par le seuil inférieur Ti1 étant représentative des parois des vaisseaux sanguins dans ladite image, c) un deuxième lancer de rayons depuis ledit pixel initial, selon lequel le niveau de gris de chaque point de chaque rayon est comparé au seuil Ti_1 et chaque rayon est borné au premier point d'extrémité Pi rencontré dont le niveau de gris est égal ou supérieur à Ti-1, et qui résulte en une représentation dudit vaisseau sanguin sous forme d'une première marque locale composée de secteurs triangulaires ayant en commun ledit point de départ à l'intérieur de ladite première marque locale, d) la détermination de la pente a de l'axe d'inertie de ladite première marque locale, pour les N pixels, de coordonnées x(n) et y(n) de ladite première marque locale, par: a =-2(S)x(n) y(n) (S)x(n)x(n) - (S)y(n)y(n) + 14(S)x(n) y(n))2 + ((S)x(n)x(n) - (S)y(n)y(n))2 o: n=N (s) E n=l e) et le calcul de l'angle Doppler par:
DA = Arc tg (a).
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR9513962A FR2741521A1 (fr) | 1995-11-23 | 1995-11-23 | Procede d'acquisition automatique de l'angle doppler, en echographie, et agencement pour la mise en oeuvre du procede |
| EP96203235A EP0775920B1 (fr) | 1995-11-23 | 1996-11-19 | Méthode pour l'adjustement de l'angle doppler en échographie |
| DE69620547T DE69620547T2 (de) | 1995-11-23 | 1996-11-19 | Echographie-Verfahren zur Anpassen des Doppler-Winkels. |
| JP8312470A JPH09182752A (ja) | 1995-11-23 | 1996-11-22 | 超音波検査法でのドップラー角の調整方法及び装置 |
| US08/754,361 US5941826A (en) | 1995-11-23 | 1996-11-22 | Method for adjustment of the Doppler angle in echography, and arrangement for carrying out the method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR9513962A FR2741521A1 (fr) | 1995-11-23 | 1995-11-23 | Procede d'acquisition automatique de l'angle doppler, en echographie, et agencement pour la mise en oeuvre du procede |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| FR2741521A1 true FR2741521A1 (fr) | 1997-05-30 |
Family
ID=9484872
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| FR9513962A Withdrawn FR2741521A1 (fr) | 1995-11-23 | 1995-11-23 | Procede d'acquisition automatique de l'angle doppler, en echographie, et agencement pour la mise en oeuvre du procede |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5941826A (fr) |
| EP (1) | EP0775920B1 (fr) |
| JP (1) | JPH09182752A (fr) |
| DE (1) | DE69620547T2 (fr) |
| FR (1) | FR2741521A1 (fr) |
Families Citing this family (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6048314A (en) * | 1998-09-18 | 2000-04-11 | Hewlett-Packard Company | Automated measurement and analysis of patient anatomy based on image recognition |
| US6068598A (en) * | 1998-12-01 | 2000-05-30 | General Electric Company | Method and apparatus for automatic Doppler angle estimation in ultrasound imaging |
| US6464641B1 (en) * | 1998-12-01 | 2002-10-15 | Ge Medical Systems Global Technology Company Llc | Method and apparatus for automatic vessel tracking in ultrasound imaging |
| JP4837206B2 (ja) * | 2001-09-21 | 2011-12-14 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 超音波撮像方法および超音波診断装置 |
| JP2006520619A (ja) * | 2003-02-13 | 2006-09-14 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 超音波カラーフロードプラ情報から合成されるフロースペクトログラム |
| US7066888B2 (en) * | 2003-10-29 | 2006-06-27 | Allez Physionix Ltd | Method and apparatus for determining an ultrasound fluid flow centerline |
| US20100056922A1 (en) * | 2008-09-02 | 2010-03-04 | Thierry Florent | Method and diagnostic ultrasound apparatus for determining the condition of a person's artery or arteries |
| US20110103655A1 (en) * | 2009-11-03 | 2011-05-05 | Young Warren G | Fundus information processing apparatus and fundus information processing method |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0033977A2 (fr) * | 1980-02-12 | 1981-08-19 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Appareil pour la mesure de l'écoulement sanguin à ultrasons |
| WO1991011146A1 (fr) * | 1990-01-25 | 1991-08-08 | Commonwealth Scientific And Industrial Research Organisation | Procede et dispositif a ultrasons pour determiner l'emplacement et la dimension d'un vaisseau sanguin |
| US5038788A (en) * | 1989-04-05 | 1991-08-13 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Ultrasonic Doppler diagnosis apparatus |
Family Cites Families (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4644795A (en) | 1985-07-29 | 1987-02-24 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | High resolution multiline ultrasonic beamformer |
| US4803990A (en) | 1985-12-03 | 1989-02-14 | U.S. Philips Corporation | Examining moving objects by ultrasound echograpy |
| US5454372A (en) * | 1994-06-17 | 1995-10-03 | Siemens Medical Systems, Inc. | Angle independent doppler in ultrasound imaging |
| JP3833282B2 (ja) * | 1994-06-24 | 2006-10-11 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| US5453576A (en) * | 1994-10-24 | 1995-09-26 | Transonic Systems Inc. | Cardiovascular measurements by sound velocity dilution |
-
1995
- 1995-11-23 FR FR9513962A patent/FR2741521A1/fr not_active Withdrawn
-
1996
- 1996-11-19 DE DE69620547T patent/DE69620547T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1996-11-19 EP EP96203235A patent/EP0775920B1/fr not_active Expired - Lifetime
- 1996-11-22 US US08/754,361 patent/US5941826A/en not_active Expired - Fee Related
- 1996-11-22 JP JP8312470A patent/JPH09182752A/ja not_active Withdrawn
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0033977A2 (fr) * | 1980-02-12 | 1981-08-19 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Appareil pour la mesure de l'écoulement sanguin à ultrasons |
| US5038788A (en) * | 1989-04-05 | 1991-08-13 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Ultrasonic Doppler diagnosis apparatus |
| WO1991011146A1 (fr) * | 1990-01-25 | 1991-08-08 | Commonwealth Scientific And Industrial Research Organisation | Procede et dispositif a ultrasons pour determiner l'emplacement et la dimension d'un vaisseau sanguin |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0775920A1 (fr) | 1997-05-28 |
| DE69620547T2 (de) | 2002-10-24 |
| EP0775920B1 (fr) | 2002-04-10 |
| DE69620547D1 (de) | 2002-05-16 |
| US5941826A (en) | 1999-08-24 |
| JPH09182752A (ja) | 1997-07-15 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| EP0840252B1 (fr) | Procédé de traitement d'image numérique pour l'extraction automatique d'objets en forme de rubans | |
| US11215700B2 (en) | Method and system for real-time motion artifact handling and noise removal for ToF sensor images | |
| US10234561B2 (en) | Specular reflection removal in time-of-flight camera apparatus | |
| US7352892B2 (en) | System and method for shape reconstruction from optical images | |
| EP2333481B1 (fr) | Système optronique et procédé d'élaboration d'images en trois dimensions dédiés à l'identification | |
| EP1756771B1 (fr) | Appariement fin d'images stereoscopiques et instrument dedie avec un faible coefficient stereoscopique | |
| EP2724203B1 (fr) | Génération de données de carte | |
| EP3271869B1 (fr) | Procédé de traitement d'un signal asynchrone | |
| FR2984000A1 (fr) | Systeme et procede d'imagerie ultrasonore | |
| EP1958158B1 (fr) | Procédé pour détecter des traînées dans des images numériques | |
| FR2842931A1 (fr) | Amelioration d'un procede pour afficher des variations temporelles dans des images superposees dans l'espace. | |
| CN108139711B (zh) | 数字全息显微术重构中的自动参考 | |
| FR2885717A1 (fr) | Procede d'estimation de correction d'une image et dispositif d'angiographie le mettant en oeuvre | |
| US9584790B2 (en) | Edge preserving depth filtering | |
| FR2904716A1 (fr) | Appareil et procede d'elimination de bruit de ligne | |
| EP0945830A1 (fr) | Procédé de traitement d'images incluant des étapes de segmentation d'une image multidimentionnelle et appareil d'imagerie médicale utilisant ce procédé | |
| EP0077585A1 (fr) | Appareil d'exploration de milieux par échographie ultrasonore | |
| FR2913791A1 (fr) | Appareil et procede d'elimination de bruits lies a des caracteres | |
| FR2741521A1 (fr) | Procede d'acquisition automatique de l'angle doppler, en echographie, et agencement pour la mise en oeuvre du procede | |
| EP0927953A1 (fr) | Procédé de traitement d'une image multidimensionelle bruitée et appareil d'imagerie médicale mettant en oeuvre ce procédé | |
| FR2646922A1 (fr) | Procede et appareil de reconnaissance de cible | |
| WO2016097168A1 (fr) | Procede de discrimination et d'identification par imagerie 3d d'objets d'une scene | |
| FR2792749A1 (fr) | Procede de localisation et de representation tridimensionnelle d'elements d'interet d'un organe | |
| FR2857484A1 (fr) | Scoring automatique en radiologie numerique, en particulier en mammographie | |
| FR3069150B1 (fr) | Procede de caracterisation d'un os a l'aide d'ondes ultrasonores |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| ST | Notification of lapse |