FR2958409A1 - METHOD AND SYSTEM FOR ULTRASONIC ULTRASONIC ULTRASONIC ULTRASOUND - Google Patents
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Description
1 Procédé et système d'échographie ultrasonore anharmonique 1 Method and system of anharmonic ultrasonic ultrasound
La présente invention concerne un procédé et un système d'exploration d'un milieu par échographie ultrasonore comportant l'émission vers ledit milieu d'au moins un signal ultrasonore par au moins un émetteur ultrasonore et la réception par au moins un récepteur ultrasonore d'au moins un signal d'écho ultrasonore anharmonique, généré lors de la propagation dudit signal ultrasonore dans ledit milieu, et dont la forme générale peut être exprimée par x(t) = xo + x, cos4(t)), où I(t) est la phase dudit signal d'écho. Elle s'applique en particulier au domaine de l'échographie médicale et à l'analyse des signaux d'échographie reçus par la sonde échographique après propagation, diffusion et réflexion de ces signaux dans le milieu exploré. L'échographie est basée sur l'utilisation d'ondes ultrasonores, qui sont des ondes de pression se propageant dans un milieu élastique. Lorsqu'une telle onde rencontre une interface entre deux milieux d'impédances acoustiques différentes, une première partie de son énergie est transmise, et une deuxième partie est réfléchie par l'interface, formant un écho de l'onde d'origine. Ainsi, en échographie, les ondes ultrasonores émises par la sonde se propagent dans les tissus, sont réfléchies par de telles interfaces, puis reçues par la sonde. Une image du tissu balayé par la sonde peut alors être reconstituée sur un écran, en affectant à chaque point de l'écran une luminosité ou un niveau de gris dépendant de l'amplitude de l'écho reçu en provenance d'une zone correspondante du tissu. Le problème général rencontré en échographie ultrasonore consiste le plus souvent à obtenir une image aussi exacte que possible du milieu analysé, et d'une résolution suffisante pour visualiser les détails de ce milieu. The present invention relates to a method and a system for ultrasound ultrasound ultrasound scanning comprising transmitting to said medium at least one ultrasonic signal by at least one ultrasound emitter and receiving by at least one ultrasound receiver of at least one anharmonic ultrasound echo signal generated during the propagation of said ultrasonic signal in said medium, and whose general shape can be expressed by x (t) = xo + x, cos4 (t)), where I (t ) is the phase of said echo signal. It applies in particular to the field of medical ultrasound and the analysis of ultrasound signals received by the ultrasound probe after propagation, diffusion and reflection of these signals in the medium explored. Ultrasound is based on the use of ultrasound waves, which are pressure waves propagating in an elastic medium. When such a wave meets an interface between two different acoustic impedance media, a first part of its energy is transmitted, and a second part is reflected by the interface, forming an echo of the original wave. Thus, in ultrasound, the ultrasonic waves emitted by the probe propagate in the tissues, are reflected by such interfaces, and then received by the probe. An image of the tissue scanned by the probe can then be reconstituted on a screen, by assigning at each point of the screen a brightness or a gray level depending on the amplitude of the echo received from a corresponding area of the screen. tissue. The general problem encountered in ultrasonic ultrasound is most often to obtain an image as accurate as possible of the medium analyzed, and a resolution sufficient to visualize the details of this medium.
La résolution des images obtenues par échographie est d'autant plus fine que la fréquence des ondes réfléchie est élevée. Cependant, l'absorption des ultrasons par les tissus augmente également avec la fréquence des ondes, de telle sorte que l'échographie à haute fréquence est généralement limitée à l'exploration d'organes superficiels. Ainsi, la fréquence des ondes ultrasonores émises dans les tissus est généralement inférieure à 5 MHz, la résolution des images étant ainsi au maximum de l'ordre de quelques microns. Afin d'obtenir des images de meilleure résolution tout en limitant l'absorption des ondes par les tissus, il est connu de recourir à la technique d'échographie harmonique, qui exploite les propriétés non-linéaires de la propagation des ondes ultrasonores. En effet, les tissus biologiques sont des matériaux non-linéaires, qui, lorsqu'ils transmettent une onde ultrasonore, déforment cette onde au cours de sa propagation dans les tissus. Ainsi, une onde ultrasonore émise par la sonde à une fréquence f peut être reçue, après propagation, diffusion et réflexion dans les tissus, sous la forme d'un signal anharmonique, c'est-à-dire non-linéaire, qui peut être décomposé en un signal fondamental, de fréquence f, et plusieurs harmoniques, de fréquences multiples de la fréquence f. The resolution of the images obtained by ultrasound is even thinner as the frequency of the reflected waves is high. However, ultrasound absorption by tissues also increases with wave frequency, so that high frequency ultrasound is usually limited to surface organ exploration. Thus, the frequency of the ultrasonic waves emitted in the tissues is generally less than 5 MHz, the resolution of the images thus being at most of the order of a few microns. In order to obtain images of better resolution while limiting the absorption of waves by the tissues, it is known to use the harmonic ultrasound technique, which exploits the non-linear properties of the propagation of ultrasonic waves. Indeed, biological tissues are non-linear materials, which, when they transmit an ultrasonic wave, deform this wave during its propagation in tissues. Thus, an ultrasonic wave emitted by the probe at a frequency f can be received, after propagation, diffusion and reflection in the tissues, in the form of an anharmonic signal, that is to say non-linear, which can be decomposed into a fundamental signal, of frequency f, and several harmonics, of multiple frequencies of the frequency f.
L'échographie harmonique consiste ainsi à émettre dans les tissus un signal ultrasonore à une fréquence fondamentale f, et à recueillir le signal réfléchi à une fréquence harmonique, généralement l'harmonique double, de fréquence 2f, le signal fondamental étant éliminé soit par un filtrage, soit par une technique d'inversion de phase des impulsions. Cette technique permet d'obtenir des images de meilleure résolution, tout en limitant l'absorption de l'onde par les tissus, puisque les signaux harmoniques apparaissent lors de la propagation de l'onde, et ne traversent pas les tissus deux fois, de la sonde vers l'interface de réflexion puis de cette interface vers la sonde. L'échographie harmonique permet également d'augmenter le contraste entre les organes à visualiser et la graisse. Harmonic ultrasound thus consists in emitting in the tissues an ultrasonic signal at a fundamental frequency f, and in collecting the signal reflected at a harmonic frequency, generally the double harmonic, of frequency 2f, the fundamental signal being eliminated either by a filtering either by a technique of phase inversion of the pulses. This technique makes it possible to obtain images of better resolution, while limiting the absorption of the wave by the tissues, since the harmonic signals appear during the propagation of the wave, and do not cross the tissue twice. the probe to the reflection interface and this interface to the probe. Harmonic ultrasound also makes it possible to increase the contrast between the organs to be visualized and the fat.
Cet effet non-linéaire est généralement accentué par l'utilisation d'agents de contrastes ultrasonores, qui comportent des microbulles de gaz encapsulées, de diamètre de l'ordre de quelques microns, injectés par voie intraveineuse. Ces agents de contraste se comportent comme des oscillateurs non-linéaires et amplifient ainsi la déformation de l'onde et la génération d'harmoniques. This non-linear effect is generally accentuated by the use of ultrasonic contrast agents, which comprise microbubbles of encapsulated gas, of diameter of the order of a few microns, injected intravenously. These contrast agents behave like nonlinear oscillators and thus amplify wave distortion and harmonic generation.
Cependant, l'échographie harmonique n'exploite que partiellement le signal réfléchi par les tissus, puisque seule l'harmonique double est analysée. De plus, cette harmonique double n'est caractérisée que par sa seule amplitude. Ainsi, la non-linéarité, ou anharmonicité, du signal réfléchi par les tissus n'est mesurée qu'au moyen de cette amplitude, qui n'est pas facilement interprétable en terme de non-linéarité. However, harmonic ultrasound only partially exploits the signal reflected by tissues, since only the double harmonic is analyzed. Moreover, this double harmonic is characterized only by its amplitude. Thus, the non-linearity, or anharmonicity, of the signal reflected by the tissues is measured only by means of this amplitude, which is not easily interpretable in terms of non-linearity.
Par ailleurs, il est connu de décomposer un signal périodique de fréquence f, harmonique ou non-harmonique, au moyen des séries de Fourier, introduites en 1822 par Joseph Fourier. Cette technique consiste à décomposer le signal en une somme infinie de fonctions sinusoïdales de fréquences multiples de f. Tout signal périodique x(t) de période T=1/f peut ainsi être exprimé comme une somme de fonctions sinusoïdales, du type : ;2,r- t x(t)= 1cn(x)e n=~ Les coefficients cn, appelés coefficients de Fourier, qui sont définis par la formule : T 2 en (x) = T J x(t)e i2~cT t T 2 (1) (2) constituent un codage du signal x(t). A partir de cette analyse, la donnée des coefficients en permet de synthétiser le signal x(t). Moreover, it is known to decompose a periodic signal of frequency f, harmonic or non-harmonic, by means of the Fourier series, introduced in 1822 by Joseph Fourier. This technique consists in breaking down the signal into an infinite sum of sinusoidal functions with multiple frequencies of f. Any periodic signal x (t) of period T = 1 / f can thus be expressed as a sum of sinusoidal functions, of the type:; 2, r- tx (t) = 1cn (x) in = ~ The coefficients cn, called Fourier coefficients, which are defined by the formula: T 2 in (x) = TJ x (t) e i2 ~ cT t T 2 (1) (2) constitute a coding of the signal x (t). From this analysis, the data of the coefficients makes it possible to synthesize the signal x (t).
Afin d'augmenter la compacité de ce codage, il convient de limiter le nombre de coefficients cn, à priori infini, et de ne conserver que les premiers termes de l'expression (1). Ces termes doivent cependant être en nombre suffisant pour que le signal synthétisé à partir du codage soit aussi proche que possible du signal x(t) d'origine. In order to increase the compactness of this coding, it is advisable to limit the number of coefficients cn, a priori infinite, and to keep only the first terms of expression (1). These terms must, however, be sufficient to make the synthesized signal from the coding as close as possible to the original signal x (t).
La décomposition en séries de Fourier est universelle, en ce qu'elle permet de décomposer tout type de signal périodique. Cependant, lorsque le signal analysé n'est pas harmonique ou quasi harmonique, la décomposition de Fourier nécessite de conserver un grand nombre de coefficients, coefficients auxquels il est difficile de donner un sens physique. The decomposition in Fourier series is universal, in that it makes it possible to decompose any type of periodic signal. However, when the analyzed signal is not harmonic or quasi-harmonic, the Fourier decomposition requires keeping a large number of coefficients, coefficients which are difficult to give a physical meaning.
Le but de l'invention est donc de permettre une mesure plus précise et plus pertinente de l'anharmonicité du signal non-linéaire généré lors de la propagation d'une onde ultrasonore, en permettant l'analyse et la représentation de ce signal au moyen d'un petit nombre de paramètres, par rapport au nombre de paramètres nécessaires au codage par série de Fourier, lesdits paramètres étant porteurs d'un sens physique et constituant une signature simple et explicite de la dynamique et de la structure interne du milieu qui produit ce signal. The object of the invention is therefore to allow a more precise and more relevant measurement of the anharmonicity of the non-linear signal generated during the propagation of an ultrasonic wave, by allowing the analysis and representation of this signal by means of of a small number of parameters, relative to the number of parameters necessary for the Fourier series coding, said parameters carrying a physical meaning and constituting a simple and explicit signature of the dynamics and the internal structure of the medium which produces this signal.
A cet effet, l'invention a pour objet un procédé d'exploration d'un milieu par échographie ultrasonore du type précité, caractérisé en ce que ledit procédé comporte l'émission vers ledit milieu d'au moins un signal ultrasonore par au moins un émetteur ultrasonore et la réception par au moins un récepteur ultrasonore d'au moins un signal d'écho ultrasonore anharmonique, généré lors de la propagation dudit signal ultrasonore dans ledit milieu, et dont la forme générale peut être exprimée par x(t) = xo + x, cos4(t)), où I(t) est la phase dudit signal d'écho, caractérisé en ce qu'il comporte en outre les étapes suivantes : For this purpose, the subject of the invention is a method for scanning a medium by ultrasonic ultrasound of the aforementioned type, characterized in that said method comprises transmitting to said medium at least one ultrasonic signal by at least one ultrasonic transmitter and reception by at least one ultrasonic receiver of at least one anharmonic ultrasound echo signal generated during the propagation of said ultrasound signal in said medium, and whose general form can be expressed by x (t) = xo + x, cos4 (t)), where I (t) is the phase of said echo signal, characterized in that it further comprises the following steps:
- analyse dudit signal d'écho, comportant les étapes de détermination d'une analyzing said echo signal, comprising the steps of determining a
expression d'une équation de phase F((13) = , et de détermination d'une expression de la phase I(t) en fonction de paramètres mesurant l'anharmonicité dudit signal d'écho et sa morphologie, à partir des fonctions pcosn et psinn définies par : k pcosä(t,r)= Ecos(kt)kn et psinä(t,r)= Esin(kt) rk , k=1 k=1 expression of a phase equation F ((13) =, and determination of an expression of the phase I (t) as a function of parameters measuring the anharmonicity of said echo signal and its morphology, from the functions pcosn and psinn defined by: k pcosä (t, r) = Ecos (kt) kn and psinä (t, r) = Esin (kt) rk, k = 1 k = 1
- génération d'au moins une image permettant de visualiser la valeur d'au moins un desdits paramètres dudit signal d'écho ou une combinaison de ces paramètres en fonction de sa provenance dans ledit milieu. dt 1ùr2 dans laquelle r, variant dans [0,1], est un paramètre mesurant l'anharmonicité dudit signal d'écho ; - l'onde x(t) est exprimée au moyen de deux paramètres r et c Do, sous la forme : x(t) = xo + a1 h sin(t, r)+ b1 hcos(t, r) où a1 = x1 cos»o) et b1 = ùx1 sin(cDo ), les fonctions hsin et hcos étant définies par : hcos : (t, r) (1 + r2)cos(t)+ 2r et hsin : (t, r) (1û r2)sin(t) 1 + r2 û 2rcos(t) 1 + r2 û 2rcos(t) - l'équation de phase est exprimée sous la forme : generating at least one image making it possible to display the value of at least one of said parameters of said echo signal or a combination of these parameters as a function of its source in said medium. wherein r, varying in [0,1], is a parameter measuring the anharmonicity of said echo signal; the wave x (t) is expressed by means of two parameters r and c C, in the form: x (t) = xo + a1 h sin (t, r) + b1 hcos (t, r) where a1 = x1 cos "o) and b1 = ùx1 sin (cDo), the functions hsin and hcos being defined by: hcos: (t, r) (1 + r2) cos (t) + 2r and hsin: (t, r) ( R2) sin (t) 1 + r2 û 2rcos (t) 1 + r2 û 2rcos (t) - the phase equation is expressed as:
F(d)) = P(~) , Q(iv) dans laquelle P(cD) et Q(cl)) sont des polynômes trigonométriques ; - l'expression de la phase t(t) est déterminée sous la forme : n t( )= +Eakpsin»ùpk,rk)ùbkpcos»ùPk,rk) k=1 dans laquelle les fonctions psin1 et pcos1 sont définis par : pcos1(t,r)=Ecos(kt)-k et psin1(t,r)=Esin(kt)-k , k=1 k k=1 k - l'émission vers ledit milieu d'au moins un signal ultrasonore comporte la focalisation dudit signal ultrasonore sur une zone cible dudit milieu. Ainsi réalisé, le procédé selon l'invention permet d'analyser l'ensemble de l'onde non-linéaire reçue par la sonde, et de caractériser cette onde au moyen d'un petit nombre de paramètres, par rapport aux procédés de décomposition selon l'état de la technique. De plus, ces paramètres ont un sens physique, ce qui permet de comparer plusieurs ondes en comparant directement les paramètres issus de leur analyse. Selon un autre aspect, l'invention a également pour objet un système d'exploration d'un milieu par échographie ultrasonore comportant au moins un émetteur ultrasonore 4 Le procédé selon l'invention comporte également les caractéristiques suivantes, prises séparément ou en combinaison : - l'équation de phase est exprimée sous la forme : dcl) 1+r2+2rcos(4) apte à émettre vers ledit milieu au moins un signal ultrasonore, au moins un récepteur ultrasonore, apte à recevoir au moins un signal d'écho ultrasonore anharmonique, généré lors de la propagation dudit signal ultrasonore dans ledit milieu, et dont la forme générale peut être exprimée par x(t) = xo + x, cos(d)(t)), où t(t) est la phase dudit signal d'écho, caractérisé en ce qu'il comporte en outre : F (d)) = P (-), Q (iv) in which P (cD) and Q (cl)) are trigonometric polynomials; the expression of the phase t (t) is determined in the form: nt () = + Eakpsin "ùpk, rk) ùbkpcos" ùPk, rk) k = 1 in which the functions psin1 and pcos1 are defined by: pcos1 ( t, r) = Ecos (kt) -k and psin1 (t, r) = Esin (kt) -k, k = 1kk = 1k - the transmission to said medium of at least one ultrasonic signal comprises focusing said ultrasonic signal on a target area of said medium. Thus realized, the method according to the invention makes it possible to analyze the whole of the nonlinear wave received by the probe, and to characterize this wave by means of a small number of parameters, with respect to decomposition methods according to the state of the art. In addition, these parameters have a physical meaning, which makes it possible to compare several waves by directly comparing the parameters resulting from their analysis. According to another aspect, the subject of the invention is also a system for scanning an ultrasound ultrasound medium comprising at least one ultrasound emitter 4. The method according to the invention also comprises the following characteristics, taken separately or in combination: the phase equation is expressed in the form: dcl) 1 + r2 + 2rcos (4) able to emit at least one ultrasonic signal, at least one ultrasonic receiver, capable of receiving at least one ultrasonic echo signal to said medium; anharmonic generated during the propagation of said ultrasonic signal in said medium, and whose general form can be expressed by x (t) = xo + x, cos (d) (t)), where t (t) is the phase of said echo signal, characterized in that it further comprises:
- des moyens pour analyser ledit signal d'écho, comportant des moyens pour déterminer une expression d'une équation de phase F(.:13)= d , et des moyens pour déterminer une expression de la phase t(t) en fonction de paramètres mesurant l'anharmonicité dudit signal d'écho et sa morphologie, à partir des fonctions pcosn et psinn définies par : k pcosä(t, r) = Ecos(kt) kn et psinä(t, r) = E sin(kt) rk , k=1 k=1 means for analyzing said echo signal, comprising means for determining an expression of a phase equation F (.: 13) = d, and means for determining an expression of the phase t (t) as a function of parameters measuring the anharmonicity of said echo signal and its morphology, from the functions pcosn and psinn defined by: k pcosä (t, r) = Ecos (kt) kn and psinä (t, r) = E sin (kt) rk, k = 1 k = 1
- des moyens pour générer au moins une image permettant de visualiser la valeur d'au moins un desdits paramètres ou toute combinaison de ces paramètres dudit signal d'écho en fonction de sa provenance dans ledit milieu. - il comporte des moyens pour exprimer l'onde x(t) au moyen de deux paramètres r et cDo, sous la forme : x(t) = xo + a, h sin(t, r)+ b, hcos(t, r) où a, = x, cos4o) et b, = ùx, sin(d3o ), les fonctions hsin et hcos étant définies par : hcos : (t, r) (1 + r2)cos(t)+ 2r et hsin : (t, r) (1ù r2 )sin(t) 1 + r2 ù 2rcos(t) 1 + r2 ù 2rcos(t) - il comporte des moyens pour exprimer l'équation de phase sous la forme : F(d)) = P(~) , Q(iv) Le système selon l'invention comporte également les caractéristiques suivantes, prises séparément ou en combinaison : - il comporte des moyens pour exprimer l'équation de phase sous la forme : cet:. 1+r2 +2rcos((D ) dt 1ùr2 20 dans laquelle r, variant dans [0,1], est un paramètre mesurant l'anharmonicité dudit signal d'écho ; 25 30 means for generating at least one image making it possible to display the value of at least one of said parameters or any combination of these parameters of said echo signal as a function of its source in said medium. it comprises means for expressing the wave x (t) by means of two parameters r and cDo, in the form: x (t) = xo + a, h sin (t, r) + b, hcos (t, r) where a, = x, cos4o) and b, = ùx, sin (d3o), the functions hsin and hcos being defined by: hcos: (t, r) (1 + r2) cos (t) + 2r and hsin : (t, r) (1 r2) sin (t) 1 + r2 ù 2rcos (t) 1 + r2 ù 2rcos (t) - it comprises means for expressing the phase equation in the form: F (d) The system according to the invention also comprises the following characteristics, taken separately or in combination: it comprises means for expressing the phase equation in the form: ce :. Wherein r, varying in [0,1], is a parameter measuring the anharmonicity of said echo signal;
6 dans laquelle P(cD) et Q(t) sont des polynômes trigonométriques ; - il comporte des moyens pour exprimer la phase t(t) sous la forme : n t( )= cl) +Eakpsin1(cl) ûpk,rk)ûbkpcoslûPk,rk) k=1 dans laquelle les fonctions psin1 et pcos1 sont définis par : pcos1(t,r)=Ecos(kt)-k et psin1(t,r)=Esin(kt)-k , k=1 k k=1 k Where P (cD) and Q (t) are trigonometric polynomials; it comprises means for expressing the phase t (t) in the form: nt () = cl) + Eakpsin1 (cl) ûpk, rk) ûbkpcoslûPk, rk) k = 1 in which the functions psin1 and pcos1 are defined by: pcos1 (t, r) = Ecos (kt) -k and psin1 (t, r) = Esin (kt) -k, k = 1 kk = 1k
- il comporte des moyens pour focaliser ledit signal ultrasonore émis sur une zone cible dudit milieu. it comprises means for focusing said ultrasound signal emitted on a target zone of said medium.
L'invention sera mieux comprise au regard d'un exemple de réalisation de l'invention qui va maintenant être décrit en faisant référence aux figures annexées parmi lesquelles : la figure 1 est un schéma représentant un système d'échographie ultrasonore selon un mode de réalisation de l'invention ; et - la figure 2 est un schéma synoptique illustrant le procédé d'échographie ultrasonore selon un mode de réalisation de l'invention. Le système 1 d'échographie ultrasonore représenté sur la figure 1 comprend une sonde échographique 3, reliée à une unité 5 de commande et d'analyse, elle-même reliée à un écran 6. The invention will be better understood with reference to an exemplary embodiment of the invention which will now be described with reference to the appended figures in which: FIG. 1 is a diagram showing an ultrasonic ultrasound system according to an embodiment of the invention; and FIG. 2 is a block diagram illustrating the ultrasonic ultrasound method according to one embodiment of the invention. The ultrasonic ultrasound system 1 shown in FIG. 1 comprises an ultrasound probe 3, connected to a control and analysis unit 5, itself connected to a screen 6.
La sonde échographique 3 comporte une pluralité de transducteurs piézoélectriques, et elle est apte à émettre et à recevoir des signaux ultrasonores. L'unité 5 de commande et d'analyse est apte à commander l'émission par la sonde échographique de signaux ultrasonores, à analyser les signaux ultrasonores reçus par la sonde, à générer à partir de ces signaux des images représentatives des tissus biologiques 7 analysés, et à transmettre ces images à I `écran 6. La figure 2 est un schéma synoptique illustrant le procédé d'échographie ultrasonore selon un mode de réalisation de l'invention. Lors d'une étape 10, l'unité 5 de commande et d'analyse commande l'émission par la sonde 3 d'un signal ultrasonore périodique linéaire, à une fréquence f, et pendant une durée de l'ordre 1 à 2 millisecondes, vers les tissus 7 à analyser, éventuellement dans lesquels ont préalablement été injectés des agents de contraste ultrasonore. Cette étape d'émission comprend une étape de focalisation du signal sur une zone de taille restreinte du milieu analysé, située par exemple à une interface entre deux milieux d'impédances acoustiques différentes. Avantageusement, cette focalisation est réalisée au moyen d'une technique de focalisation électronique, ou d'une technique de focalisation par renversement temporel. Lors d'une étape 14, le signal ultrasonore se propage dans les tissus 7, et des échos sont engendrés par réflexion sur la zone cible et par diffusion du signal par les tissus, en direction de la sonde 3. Lors de la propagation du signal, celui-ci subit des déformations, de la part des tissus biologiques et des microbulles de l'agent de contraste, de telle sorte que le signal que la sonde reçoit est un signal anharmonique, c'est-à-dire non-linéaire. The ultrasound probe 3 comprises a plurality of piezoelectric transducers and is capable of transmitting and receiving ultrasonic signals. The control and analysis unit 5 is able to control the emission by the ultrasound probe of ultrasonic signals, to analyze the ultrasonic signals received by the probe, to generate from these signals representative images of the biological tissues 7 analyzed. and FIG. 2 is a block diagram illustrating the ultrasonic ultrasound method according to one embodiment of the invention. During a step 10, the control and analysis unit 5 controls the emission by the probe 3 of a linear periodic ultrasound signal, at a frequency f, and for a duration of the order of 1 to 2 milliseconds to the tissues 7 to be analyzed, optionally in which ultrasonic contrast agents have been injected beforehand. This transmitting step comprises a step of focusing the signal on a restricted area of the analyzed medium, located for example at an interface between two different acoustic impedance media. Advantageously, this focusing is carried out by means of an electronic focusing technique, or a time reversal focusing technique. During a step 14, the ultrasound signal propagates in the tissues 7, and echoes are generated by reflection on the target zone and by diffusion of the signal by the tissues, towards the probe 3. During the propagation of the signal the latter undergoes deformations on the part of the biological tissues and the microbubbles of the contrast agent, so that the signal that the probe receives is an anharmonic, ie non-linear, signal.
La sonde reçoit donc en 16, après un délai td suivant l'émission 10, ce signal anharmonique, et produit un signal électrique anharmonique x(t), envoyé vers l'unité 5 de commande et d'analyse. Puis, lors d'une étape 18, l'unité 5 analyse le signal périodique anharmonique x(t) reçu, de manière à en extraire des paramètres caractéristiques de la zone cible. The probe therefore receives at 16, after a delay td following the emission 10, this anharmonic signal, and produces an anharmonic electrical signal x (t), sent to the control and analysis unit 5. Then, during a step 18, the unit 5 analyzes the received anharmonic periodic signal x (t), so as to extract parameters characteristic of the target zone.
Tout signal périodique simple, c'est-à-dire possédant un maximum et un minimum par période, peut être décrit sous la forme suivante : x(t) = xo + x, cos(d)(t)) (3) dans laquelle toute la dépendance temporelle est contenue dans la fonction de phase cl). Or, dans un signal périodique anharmonique, la principale contribution à l'anharmonicité provient de la brisure de symétrie de la dynamique de phase. Ainsi, toute l'information dynamique pertinente est exprimée par la dynamique de phase. Lors de l'analyse du signal x(t), il convient donc d'étudier cette phase 4)(t), et en particulier la dynamique de phase exprimée par la fonction F, dérivée de la fonction cl) par rapport au temps t : Ainsi, la morphologie du signal est complètement déterminée par la connaissance 25 de F. L'étape d'analyse 18 du procédé selon l'invention consiste donc à décrire cette fonction F au moyen d'un très petit nombre de paramètres. On entendra par petit nombre de paramètres un nombre de paramètres réduit par rapport au nombre de paramètres nécessaire à la décomposition de la même fonction, au moyen des séries de Fourier, 30 avec un niveau de précision équivalent. Cette étape d'analyse 18 comprend ainsi une première étape consistant à exprimer la phase cl), et en particulier la fonction F, dérivée de cl) par rapport au temps. dt (4) Dans le cas le plus simple, et pour un signal de période 27t, la dynamique de phase peut être écrite sous la forme : F(dcl) - = 1 + r2 + 2rcos(4) dt -r 2 appelée équation de phase. La fonction F présente dans ce cas une symétrie de réflexion par rapport à l'axe 43=0. Cette expression de la dynamique de phase ne contient qu'un seul paramètre, r, qui varie dans l'intervalle [0,1]. La limite r=0 correspond à un signal harmonique, la limite r=1 à un signal infiniment anharmonique. Le signal x(t), qui peut être écrit sous la forme : x(t) = xo + x, cos(d)(t, r)ù ) (8) où cl)o est une origine de phase, est décomposé et réécrit sous une forme faisant intervenir les paramètres r et cl)o : x(t) = xo + alh sin(t, r)+ b,hcos(t, r) (9) avec a, = x, cos4o) et b, = ùx, sin(d3o ), et dans laquelle on a défini les fonctions hcos et hsin suivantes : hcos (t, r) (1 + r2 )cos(t)+ 2r (10) : 1 + r2 ù 2rcos(t) hsin (t, r) (1ù r2)sin(t) (11) : 1+ r2 ù 2rcos(t) Ainsi, la décomposition du signal x(t) fait intervenir seulement deux paramètres, r et 4 . r, appelé paramètre d'anharmonicité, mesure le degré d'anharmonicité du signal, la limite r=0 correspond à un signal harmonique, la limite r=1 à un signal infiniment anharmonique. Par ailleurs, le paramètre cDo, qui définit la composition du signal dans les deux fonctions hcos et hsin, est un paramètre de morphologie, qui correspond à l'angle de symétrie de réflexion de la dynamique de phase. Any simple periodic signal, that is to say having a maximum and a minimum per period, can be described in the following form: x (t) = xo + x, cos (d) (t)) (3) in which all the temporal dependence is contained in the phase function c1). Now, in an anharmonic periodic signal, the main contribution to anharmonicity comes from the symmetry breaking of the phase dynamics. Thus, all relevant dynamic information is expressed by phase dynamics. When analyzing the signal x (t), it is therefore necessary to study this phase 4) (t), and in particular the phase dynamics expressed by the function F, derived from the function c1) with respect to the time t Thus, the morphology of the signal is completely determined by the knowledge of F. The analysis step 18 of the method according to the invention thus consists in describing this function F by means of a very small number of parameters. A small number of parameters will be understood to mean a reduced number of parameters relative to the number of parameters necessary for the decomposition of the same function, by means of the Fourier series, with an equivalent level of precision. This analysis step 18 thus comprises a first step of expressing the phase c1), and in particular the function F, derived from c1) with respect to time. dt (4) In the simplest case, and for a signal of period 27t, the phase dynamics can be written in the form: F (dcl) - = 1 + r2 + 2rcos (4) dt -r 2 called equation phase. The function F has in this case a reflection symmetry with respect to the axis 43 = 0. This expression of phase dynamics contains only one parameter, r, which varies in the interval [0,1]. The limit r = 0 corresponds to a harmonic signal, the limit r = 1 to an infinitely anharmonic signal. The signal x (t), which can be written in the form: x (t) = xo + x, cos (d) (t, r) ù) (8) where cl) o is a phase origin, is decomposed and rewritten in a form involving the parameters r and cl) o: x (t) = xo + alh sin (t, r) + b, hcos (t, r) (9) with a, = x, cos4o) and b, = ùx, sin (d3o), and in which the following functions hcos and hsin have been defined: hcos (t, r) (1 + r2) cos (t) + 2r (10): 1 + r2 ù 2rcos ( t) hsin (t, r) (1 r2) sin (t) (11): 1+ r2 ù 2rcos (t) Thus, the decomposition of the signal x (t) involves only two parameters, r and 4. r, called anharmonicity parameter, measures the degree of anharmonicity of the signal, the limit r = 0 corresponds to a harmonic signal, the limit r = 1 to an infinitely anharmonic signal. Moreover, the parameter cDo, which defines the composition of the signal in the two functions hcos and hsin, is a morphology parameter, which corresponds to the reflection symmetry angle of the phase dynamics.
Dans le cas général, c'est-à-dire pour un signal périodique quelconque, l'équation de phase peut s'écrire sous la forme : F(`1,) - Pn (`:) (6) Qm (d') dans laquelle Pn et Qm sont des polynômes trigonométriques de degrés respectifs n et m. La forme générale d'un polynôme trigonométrique de degré n est : (5) n Pn((3)= ao +Enak cos(k(l))+bk sin(k(l)) In the general case, that is to say for any periodic signal, the phase equation can be written in the form: F (`1,) - Pn (` :) (6) Qm (d ) in which Pn and Qm are trigonometric polynomials of respective degrees n and m. The general form of a trigonometric polynomial of degree n is: (5) n Pn ((3) = ao + Enak cos (k (l)) + bk sin (k (l))
k=1 L'analyse du signal x(t) consiste alors à déterminer une expression de cl) faisant intervenir un petit nombre de paramètres, ce qui permet de déterminer une expression du signal x(t) en fonction de ces paramètres. Avantageusement, l'équation de phase (6) peut être réécrite sous la forme : 1 dt 0,7,4) (12) F(^:13) el) Pn ((D) La factorisation du polynôme Pn(t) permet de transformer F( iv) en une somme de termes simples, ce qui permet de réécrire l'équation de phase sous la forme : dt ù a + ak cos(cl) ù pk )+ bk sin(cl) + pk) L (13) c o s ( c l ) dcl) dans laquelle les paramètres rk, compris entre 0 et 1, mesurent l'anharmonicité du signal x(t), et les paramètres pkcaractérisent sa morphologie. La période T du signal peut être déterminée en intégrant cette équation par rapport à4,entre 0et2n: =2z de r a T= f =22r ao+L k k F(~) k 1ù rk A partir de ce résultat, et des contraintes selon lesquelles la période est égale à 27t et le signal est harmonique lorsque les coefficients rk sont tous nuls, l'équation de phase peut être exprimée ainsi : (7) (14) dt =1+EDk(cl)ùpk) dl) k=1 n (15) où la fonction Dk est définie par : rk(akcos(c)+bksin(c))ùak) Dk cl) (1 + rk ù 2rk cos()) k = 1 The analysis of the signal x (t) then consists in determining an expression of cl) involving a small number of parameters, which makes it possible to determine an expression of the signal x (t) as a function of these parameters. Advantageously, the phase equation (6) can be rewritten in the form: 1 dt 0,7,4) (12) F (^: 13) el) Pn ((D) The factorization of the polynomial Pn (t) allows to transform F (iv) into a sum of simple terms, which allows to rewrite the phase equation in the form: dt ù a + ak cos (cl) ù pk) + bk sin (cl) + pk) L ( 13) cos (cl) dcl) in which the parameters rk, between 0 and 1, measure the anharmonicity of the signal x (t), and the parameters pkcharacterize its morphology. The period T of the signal can be determined by integrating this equation with respect to 4, between 0 and 2n: = 2z of ra T = f = 22r ao + L kk F (~) k 1 rk From this result, and the constraints according to which the period is equal to 27t and the signal is harmonic when the coefficients rk are all zero, the phase equation can be expressed as: (7) (14) dt = 1 + EDk (cl) ùpk) dl) k = 1 n (15) where the function Dk is defined by: rk (akcos (c) + bksin (c)) ùak) Dk cl) (1 + rk ù 2rk cos ())
et vérifie : f Dk(cl-))dcl-) =0 ,13=0 La définition des fonctions des fonctions polycos et polysin, notées pcosn et psinn, qui s'expriment par : k pcosn (t, r) = E cos(kt) - n k=1 k (16) (17) (18) k psinn(t,r)= Esin(kt) kn and check: f Dk (cl -)) dcl-) = 0, 13 = 0 The definition of the functions of the polycos and polysin functions, denoted pcosn and psinn, which are expressed by: k pcosn (t, r) = E cos (kt) - nk = 1k (16) (17) (18) k psinn (t, r) = Esin (kt) kn
k=1 et possèdent entre autres les propriétés suivantes : coso (t, r) = r(cos(t) ù r) p 1 + 1-2 ù 2r cos(t) psino (t, r) = r sin(t) 1 + r2 ù 2rcos(t) pcosl(t, r) = ù 2 In(1 + r2 ù 2r cos(t)) psinl(t, r) = tan-1 r sin(t) ~1ù rcos(t), permet de réécrire l'équation de phase sous la forme : dt =1+Eakpcos0(Dù pk,rk)+bkpsin0(Dùpk,rk) (24) k = 1 and have among others the following properties: coso (t, r) = r (cos (t) ù r) p 1 + 1-2 ù 2r cos (t) psino (t, r) = r sin (t ) 1 + r2 ù 2rcos (t) pcosl (t, r) = ù 2 In (1 + r2 ù 2r cos (t)) psin1 (t, r) = tan-1 r sin (t) ~ 1 rcos (t) ), allows to rewrite the phase equation in the form: dt = 1 + Eakpcos0 (Dm pk, rk) + bkpsin0 (Dpkk, rk) (24)
k=1 La résolution de cette équation permet d'accéder à une expression analytique de t(1), qui s'exprime par : n t( )= cl) +Enakpsinlùpk,rk)ùbkpcosl(cl) ù pk,rk) (25) k = 1 The resolution of this equation gives access to an analytic expression of t (1), which is expressed by: nt () = cl) + Enakpsinlipk, rk) ùbkpcosl (cl) ù pk, rk) (25) )
k=1 Le temps t est donc exprimé en fonction de la phase cl), et de manière duale la phase cl) est exprimée en fonction du temps t, à l'aide de paramètres indépendants clairement définis, qui mesurent l'anharmonicité (paramètres r ou rk), et la morphologie (paramètres 4 ou Pk). Ainsi, lors de l'étape 18 d'analyse, le processeur code le signal x(t) au moyen d'un petit nombre de paramètres. Selon un mode de réalisation, le signal anharmonique x(t) est décrit de manière quasi-exacte par une période, une amplitude, une harmonicité r et une morphologie c Do. Selon un autre mode de réalisation, le signal anharmonique x(t) est décrit de manière encore plus précise par deux couples de paramètres (ri, p1) et (r2, P2), complétés de leurs poids respectifs. k = 1 The time t is thus expressed as a function of the phase cl), and in a dual way the phase cl) is expressed as a function of the time t, using clearly defined independent parameters, which measure the anharmonicity (parameters r or rk), and morphology (parameters 4 or Pk). Thus, during the analysis step 18, the processor codes the signal x (t) by means of a small number of parameters. According to one embodiment, the anharmonic signal x (t) is described almost exactly by a period, an amplitude, a harmonicity r and a morphology c Do. According to another embodiment, the anharmonic signal x (t) is described even more precisely by two pairs of parameters (ri, p1) and (r2, P2), supplemented by their respective weights.
La zone cible, d'où provient le signal réfléchi x(t), est donc caractérisée par un nombre restreint de paramètres, notamment par le délai td, caractéristique de la profondeur de la zone cible dans les tissus, et par les paramètres d'harmonicité et de morphologie, qui permettent de caractériser l'interface de réflexion. L'étape 10 d'émission d'une onde ultrasonore est réitérée, en modifiant la zone cible de convergence de cette onde, avec une fréquence de l'ordre de plusieurs milliers d'émissions par seconde. Ainsi, à l'issue de nouvelles étapes 14, 16 et 18, chacune des (19) (20) (21) (22) (23) zones cibles du tissu analysé est caractérisée par ces paramètres d'harmonicité et de morphologie. Le processeur génère alors dans une étape 20 plusieurs images, représentant chacune une cartographie du tissu analysé pour un paramètre donné, et ces images sont affichées par l'écran 6. Par exemple, selon un mode de réalisation, une première image représente, en niveau de gris, la valeur du paramètre r, comprise entre 0 et 1, en chacune des zones analysées, une telle image permettant de visualiser le comportement non-linéaire des tissus analysés, et une deuxième image représente la valeur du paramètre cDo, représentatif de la morphologie de la réponse de ces tissus. The target zone, from which the reflected signal x (t) originates, is therefore characterized by a limited number of parameters, in particular by the delay td, characteristic of the depth of the target zone in the tissues, and by the parameters of harmonicity and morphology, which characterize the reflection interface. The step 10 of emitting an ultrasonic wave is repeated, by modifying the convergence target zone of this wave, with a frequency of the order of several thousand emissions per second. Thus, at the end of new steps 14, 16 and 18, each of the (19) (20) (21) (22) (23) target zones of the analyzed tissue is characterized by these parameters of harmonicity and morphology. The processor then generates in a step 20 several images, each representing a map of the analyzed fabric for a given parameter, and these images are displayed by the screen 6. For example, according to one embodiment, a first image represents, in level of gray, the value of the parameter r, between 0 and 1, in each of the analyzed zones, such an image making it possible to visualize the non-linear behavior of the analyzed tissues, and a second image represents the value of the parameter cDo, representative of the morphology of the response of these tissues.
Le procédé selon l'invention permet ainsi d'analyser l'ensemble des signaux d'échographie, et d'extraire de ces signaux un nombre restreint de paramètres, permettant une représentation compacte et pertinente des tissus analysés. Il devra toutefois être compris que l'exemple de réalisation présenté ci-dessus n'est pas limitatif. Notamment, les signaux ultrasonores peuvent être émis par la sonde sans focalisation. Bien entendu, d'autres modes de réalisation encore peuvent être envisagés. The method according to the invention thus makes it possible to analyze all the ultrasound signals, and to extract from these signals a limited number of parameters, allowing a compact and relevant representation of the analyzed tissues. It will however be understood that the embodiment shown above is not limiting. In particular, the ultrasonic signals can be emitted by the probe without focusing. Of course, other embodiments may be envisaged.
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