3.7 Une synthèse
4.1.1 Les techniques à régime d’émission ultrasonore continue
Le régime d’émission ultrasonore continue est le régime utilisé jusqu’ici dans notre imagerie. Les techniques basées sur ce régime d’émission supposent une différenciation du champ acoustique par sa phase ou par son amplitude. Parmi elles, deux techniques d’approches très différentes sont présentées ici. La première s’appuie sur les non-linéarités du marquage acousto-optique. La seconde repose quant à elle sur un balayage fréquentiel de la phase acoustique, autrement dit une vobulation, également appelée technique de « chirp ». Bien entendu, l’utilisation du régime d’émission continue reste de manière générale incompatible avec les normes acoustiques biomédicales. Mais il est tout de même utile de s’intéresser à ces techniques, vu qu’elles sont toutes deux po- tentiellement compatibles avec notre montage d’holographie photoréfractive.
Utilisation de la réponse non-linéaire Cette première technique est sû-
rement la plus simple présentée, parce qu’elle ne nécessite aucune modification expérimentale. Selb et al.[68, 69] l’ont développé pour la détection synchrone multiplexée, mais elle est à priori applicable à notre holographie photoréfrac- tive. Elle s’appuie sur les non linéarités de l’interaction acousto-optique, qui correspondent vraisemblablement aux harmoniques d’ordres supérieures de la modulation acousto-optique. Ces non-linéarités sont privilégiées dans la zone autour du point focal où la pression acoustique est la plus importante. La zone imagée reste cependant étendue. La résolution peut être accrue en augmentant la puissance ultrasonore émise, ou même en utilisant des harmoniques d’ordre plus élevé, mais la zone résolue présentera toujours une géométrie mal défi- nie et peu contrôlable. De plus, l’utilisation d’harmoniques d’ordres supérieurs implique une baisse significative du signal. Du fait de ces limitations, nous n’avons pas retenu cette technique de résolution axiale.
La technique de chirp Un peu à la manière du gradient de champ ma-
gnétique qui engendre un gradient des fréquences de relaxation en imagerie par résonance magnétique, Wang et al. [70] ont proposé de vobuler la fréquence d’émission ultrasonore, tout en vobulant la fréquence de modulation de ré- férence de leur photomultiplicateur. Par cette technique, la bande passante élevée du photomultiplicateur permet d’imager en plein champ la colonne ul- trasonore, en faisant correspondre le domaine fréquentiel au domaine spatial. La mise en oeuvre de cette technique se limite par contre à l’étendue optique
donne qu’un niveau de signal très faible pour l’imagerie de milieux diffusants. Pour lever cette limitation, Forget et al. [71] ont allié l’étendue optique d’une détection multiplexée au caractère plein champ de la première. Mais pour la caméra, la faible vitesse de montée de la vobulation et le temps d’intégra- tion correspondant est tout à fait incompatible avec une imagerie de milieux décorrélants.
4.1.2
Les techniques à régime d’émission ultrasonore
impulsionnelle
Les techniques en régime d’émission continue exposées ci-dessus sont in- trinsèquement limitées par les normes acoustiques biomédicales. De toutes les façons, il faut utiliser un régime acoustique qui n’est pas continu ; comme le ré- gime d’émission ultrasonore impulsionnelle déjà utilisé par différentes équipes de recherche. Les techniques d’impulsions supposent un train d’onde ultraso- nore millimétrique et la présence d’au plus une impulsion dans la zone illumi- née. Le premier point impose à la porteuse utilisée un train long de quelques longueurs d’onde. Le deuxième point impose un rapport cyclique maximal égal au rapport entre la résolution spatiale souhaitée et la taille de l’échantillon. Il est typiquement de quelques pour cents pour une fréquence de répétition de quelques dizaines de kilohertz ( 5% pour un échantillon de 5cm avec une résolution de 2.5mm et avec une répétition de 30kHz). Parmi les différentes méthodes existantes, les deux méthodes qui suivent sont de conception très différentes. La première s’appuie sur un fenêtrage temporel pour figer la pro- pagation acoustique sur la bande passante étroite d’un montage caméra, et je l’appelle à ce titre la technique « stroboscopique ». La deuxième utilise une détection dont la bande passante élevée permet de résoudre directement en continu un déplacement millimétrique de l’onde ultrasonore, et que j’appelle à ce titre la technique « temps réel ».
La technique « stroboscopique » La technique stroboscopique a été
mise en oeuvre par Atlan et al.[72, 73] sur un montage d’holographie numé- rique, dont la bande passante ne permettait pas de suivre directement la pro- pagation de l’impulsion ultrasonore dans le milieu. Cette technique consiste à émettre une impulsion ultrasonore, puis une impulsion lumineuse avec un retard donné. Ce retard correspond au temps de propagation acoustique du transducteur piézo-électrique (PZT) jusqu’à la zone imagée, et permet de construire une imagerie point par point.
L’inconvénient de cette technique est la faiblesse du rapport cyclique qui implique une perte de temps conséquente. L’avantage qu’elle pourrait tout de même présenter est la possibilité d’augmenter la puissance lumineuse instan- tanée sur la durée de l’impulsion, tout en restant dans les normes optiques biomédicales. Nous verrons par la suite comment nous pensons tirer partie de cela.
La technique « temps réel » La technique que j’appelle « temps réel », proposée par Murray et al.[74], s’appuie sur une technique d’holographie photo- réfractive associée à des impulsions ultrasonores de train d’onde millimétrique. Le montage expérimental correspondant est présenté sur la figure 4.1. Ce qui la différencie de notre imagerie est le montage interférentiel qui est homodyne , et la détection à base de photodiode à avalanche qui présente une bande pas- sante beaucoup plus étendue, typiquement de quelques Mégahertz. Le cristal photoréfractif utilisé est un crisatl de BSO sous fort champ alternatif, donnant un temps de réponse de 150ms. Le caractère homodyne permet à l’effet photo- réfractif de se bâtir sur l’interférogramme entre le bras référent et les photons non marqués ; et l’étendue de la bande passante permet de suivre l’évolution du signal acousto-optique sur une échelle de temps correspondant à une pro- pagation millimétrique de l’impulsion ultrasonore, à savoir la microseconde. En effet, le signal acousto-optique s’écrit comme l’interférence entre le champ des photons marqués EN M transmis à travers le cristal, et le champ diffracté par holographie photoréfractive ED,N M qui lui est spatialement adapté, i.e.
EN M· E∗D,N M. Le champ diffracté ED,N M ∼ hEN MiτP R varie de manière lente, sur le temps de réponse de l’holographie photoréfractive τP R. Le temps de propagation de l’impulsion dans le milieu étant bien inférieur au temps de réponse de l’holographie τP R, le champ diffracté ED,N M est invariant dans le temps. Au contraire, le champ transmis EN M évolue en temps réel. Le signal acousto-optique EN M· hEN Mi∗τP R suit donc les variations temporelles de EN M. Ainsi, avec une détection de bande passante étendue, le signal acousto-optique engendré par la propagation de l’impulsion ultrasonore dans le milieu diffusant donne accès à l’imagerie de l’absorption optique locale le long de la colonne acoustique. La résolution obtenue correspond à la longueur du train d’onde acoustique.
schéma tiré de “Detection of ultrasound-modulated photons in diffuse media using the photorefractive effect” , Murray et al. , Opt.Lett., 2004
ultrasonore en une seule passe, même si le niveau de signal obtenu oblige d’ef- fectuer plusieurs tirs pour augmenter le rapport signal/bruit. Un autre avan- tage est qu’elle permet facilement de rentrer dans les normes acoustiques bio- médicales du fait de sa puissance acoustique moyennée réduite. L’inconvénient est par contre l’utilisation d’une photodiode à avalanche, qui constitue pour- tant le meilleur compromis entre la taille et la bande passante souhaitées, et le bruit électronique admissible. Le bruit d’amplification de cette dernière im- plique en fait un bruit du courant photo-électrique amplifié supérieur au bruit poissonnien correspondant. Une telle détection limite donc intrinsèquement le rapport signal/bruit potentiel de l’expérimentation. Elle suppose également une chaîne d’acquisition de bande passante supérieure ou égale au mégahertz.