Formation d’image échographique

Cette partie est dédiée à la création d’images échographiques simulées. Celles-ci seront simulées de façon à être les plus proches possible des images cliniques pour lesquels nos algorithmes ont été développés. Tous les choix de paramétrage ont donc été faits dans ce but. Dans un premier temps, la façon de simuler des images échographiques sera abordée, puis dans un second temps nous verrons les différents types de séquences simulées.

La validation théorique de notre méthode sur des données cliniques est complexe. En effet, il est impossible de demander à des médecins de suivre tous les motifs de speckle d’une séquence de façon à pouvoir évaluer les différents paramètres estimés. Nous avons donc décidé de simuler des séquences d’images échographiques avec un mouvement connu.

Pour cela, nous avons utilisé un simulateur développé au laboratoire, Simus (Shahriari et al. 2018).

4.1.2.1 Formation d’image échographique

Dans le chapitre 1, le principe physique de l’imagerie échographique a été abordé. Nous allons, dans cette partie, décrire une façon de simuler des images échographiques. Pour cela nous allons d’abord décrire les caractéristiques d’une acquisition clinique.

Les acquisitions cliniques ont plusieurs caractéristiques que nous voulons retrouver dans les simulations :

— Image focalisée à une profondeur donnée ;

— Dynamique réglable ;

— Possibilité de rejet de pixels ayant des niveaux de gris faibles.

Ces trois points conduisent à la description d’une méthode pour effectuer une focalisation le long d’une ligne, parallèle à la surface de la sonde, et à aborder les post-traitements basiques de façon à obtenir une image suffisamment proche des images cliniques. Le but n’est pas de recréer des images cliniques, mais simplement des images avec des caractéristiques similaires.

4.1.2.1.1 Création d’une image brute Nous étudierons d’abord la structure d’une sonde ultrasonore, puis une méthode permettant d’effectuer une focalisation ponctuelle.

Sonde ultrasonore La définition de la sonde utilisée est la première étape nécessaire pour simuler la propagation d’ondes ultrasonores dans le milieu, car l’architecture et la configuration de celle-ci conditionnent le champ de pression créé dans ce milieu.

Voici les différents éléments caractérisant une sonde ultrasonore

— le nombre d’éléments la constituant N : Nombre d’éléments piézoélectriques corres-pondant au nombre de sources disponibles pour l’émission et au nombre de points de mesure lors de la réception,

— la fréquence centrale de la sonde f_c : Fréquence principale de vibration des éléments piézoélectriques,

— sa bande passanteBw : Plage de fréquence où l’atténuation est supérieure à -3dB,

— son pitch p: Distance entre le centre de deux éléments adjacents,

— son kerf k : Taille de la zone aveugle entre deux éléments.

Tous ces paramètres doivent être inclus dans le simulateur de façon à simuler le fonction-nement de la sonde ayant permis la génération de notre image originale.

Formation de voie et parcours de la zone à imager Les images cliniques sont créées en utilisant une sous-ouverture de la sonde de façon à améliorer la résolution latérale.

Pour cela, il est nécessaire de créer un champ de pression focalisé en un point précis. Ceci est permis par l’émission des éléments à des temps différents. Cette façon de procéder permet de simuler le comportement d’une lentille convexe permettant la focalisation. Ceci est illustré sur la figure 4.2 sur laquelle on peut voir que les faisceaux émis sont resserrés à une profondeur donnée. Cette profondeur est définie par la convexité de la parabole utilisée pour retarder les signaux émis par les éléments centraux. À la réception, des retards sont également appliqués de façon à ce que les signaux provenant de la même profondeur soient enregistrés aux mêmes instants temporels et qu’ils soient donc cohérents. Tous les signaux reçus sont ensuite ajoutés, permettant d’obtenir le signal – que l’on appellera signal RF – pour la voie courante.

La voie créée est ensuite décalée spatialement de façon à parcourir toute la largeur de la zone imagée. Il est utile de noter qu’au bord de la sonde, les voies ne peuvent pas être créées de façon adéquate, car tous les éléments pour la focalisation n’existent pas. Ainsi, la focalisation est moins efficace sur les bords de l’image. De plus, la taille de la sous-ouverture utilisée dans les acquisitions cliniques n’est pas une information couramment disponible. Il faudra donc, dans la partie expérimentale, choisir une ouverture permettant de retrouver des résultats proches des séquences cliniques.

1 5 18 N

Retards à l'émission

Zones de focalisation

Profondeur

Figure 4.2 – Schéma de formation de voie : les éléments piézoélectriques formant la sonde sont numérotés de 1 à N, la partie de gauche correspond à la ligne 5, la partie de droite correspond à la ligne 18, les paraboles correspondent aux lois de retard, les carrés sont les zones de focalisation créées

Des signaux RF aux signaux IQ Les signaux RF correspondent à une représenta-tion des différents échos réfléchis par les diffuseurs du milieu. Cependant, ces signaux sont dépendants de la fréquence de l’onde ayant servi à insonifier le milieu. En effet, l’amplitude des signaux RF correspond à la modulation en amplitude d’une porteuse de fréquence f0

par le signal d’intérêt correspondant aux caractéristiques du milieu imagé. Or, seul ce signal nous intéresse. Il est donc nécessaire de démoduler les signaux RF pour récupérer celui-ci.

Pour cela, une démodulation IQ a été utilisée : celle-ci est basée sur la décomposition du signal RF en un signal complexe démodulé. Le module de ce signal complexe correspond à l’enveloppe du signal RF et donc au signal d’intérêt. Ceci est visible sur la figure 4.3.

Cette opération est réversible. De plus, la fréquence maximale du signal ayant grande-ment diminué, il est possible de le rééchantilloner avec une fréquence plus faible de façon à économiser de l’espace de stockage. Pour ces raisons, tous les signaux de simulation seront stockés sous forme de IQ.

2 2.1 2.2 2.3 2.4 2.5 2.6 2.7 2.8 2.9 3

temps en seconde 10^-5

10

frequences en Hertz 10⁷

0

6 10⁶ Spectre du signal RF

2 2.1 2.2 2.3 2.4 2.5 2.6 2.7 2.8 2.9 3

temps en seconde 10^-5

10

Frequences en Hertz 10⁷

0 0.5 1 1.5 2

2.5 10⁷ Spectre du signal IQ

Figure 4.3 – Passage d’un signal RF au signal IQ. La première colonne correspond au module des signaux temporels, la seconde colonne correspond aux spectres correspondants.

Impact sur la réponse impulsionnelle La figure 4.4 présente les résultats d’un ensemble de simulations avec un milieu où des diffuseurs ponctuels sont répartis à intervalle régulier dans la profondeur. L’image 4.4a présente une image obtenue sans focalisation.

L’image 4.4b présente le même milieu imagé avec la même sonde, mais cette fois avec une focalisation en émission ; l’image 4.4c avec une focalisation en émission et en réception. Le centre de la zone focale est positionné à 2 cm de profondeur.

Ces trois images permettent d’observer la variation de la réponse impulsionnelle du sys-tème en fonction de la profondeur et du type de focalisation.

La meilleure réponse impulsionnelle est obtenue dans le cas où l’on a une focalisation en émission et en réception. En effet, lorsque l’on est dans la zone de focalisation, les images des diffuseurs ponctuels ressemblent le plus à des points, ou dit autrement, on obtient une meilleure résolution latérale dans la zone de focalisation. Ainsi, le speckle sera plus fin dans la zone de focalisation.

À la suite de ces traitements permettant la formation de l’image ultrasonore, l’image obtenue reste assez éloignée des images produites par les échographes médicaux. La section suivante va décrire la méthode que nous avons adoptée pour simuler des images ultrasonores réalistes.

-0.02 -0.015 -0.01 -0.005 0 0.005 0.01 0.015 0.02 Figure 4.4 – Impact de la focalisation sur la réponse impulsionnelle du système échogra-phique