Brevet FR2899336A1 — publié le 20071005

Titre de l'invention Procédé et dispositif pour l'imagerie d'un milieu viscoélastique Arrière-plan de l'invention La présente invention se rapporte au domaine général des procédés et dispositifs d'imagerie d'un milieu viscoélastique incluant au moins une méthode d'étude des mouvements existant dans le milieu viscoélastique. Plus particulièrement, elle concerne les procédés comprenant une étape d'excitation au cours de laquelle une contrainte mécanique interne est générée dans une zone dite d'excitation suivie d'une étape d'imagerie par acquisition de signaux pendant les mouvements engendrés dans le milieu viscoélastique en réponse à la contrainte mécanique interne dans une zone dite d'imagerie incluant la zone d'excitation. Dans une application particulièrement avantageuse, l'invention concerne l'imagerie des propriétés viscoélastiques des organes humains. Dans cette application médicale, l'invention permet notamment de détecter la présence d'une zone liquidienne dans un organe, tel que le sein, le foie, l'ovaire etc, et de la caractériser. Un examen échographique du sein permet, déjà, de déduire certaines des caractéristiques des lésions observées à partir d'informations sur la morphologie et la texture échographique de ces lésions. Notamment, il est possible de différencier une lésion kystique d'une masse solide, à partir des valeurs d'échogénéicité qui reflètent la spécificité acoustique du liquide. Un kyste typique apparaît sur l'image échographique comme une zone de forme géométrique régulière et anéchogène, puisque le liquide qui le remplit comprend peu de diffuseurs, tandis que l'échogénéicité des tissus postérieurs au kyste apparaît clairement rehaussée, le faisceau incident ayant été plus faiblement atténué dans le kyste que dans le tissu. Il est également possible d'estimer les risques de malignité d'une lésion solide en fonction de sa morphologie. Une image aux contours nets, et faiblement lobulée de plus grand axe parallèle à la peau a une plus forte probabilité d'être associée à une lésion bénigne. Inversement, une image 2 irrégulière, de forme étoilée par exemple, aux contours mal délimités, avec un fort ombrage postérieur a de grandes chances d'être maligne. Ces critères morphologiques peuvent malheureusement tomber en défaut car ils ne sont pas totalement fiables, notamment en ce qui concerne les petites lésions. Ce manque de spécificité a débouché sur l'émergence de nouveaux outils échographiques donnant une information fonctionnelle, quantifiable, plus corrélée aux états pathologiques. Il s'agit par exemple des techniques élastographiques qui tentent de mesurer les propriétés mécaniques des tissus dans l'objectif de caractériser plus finement et systématiquement les lésions. La rhéologie du milieu peut également être analysée afin d'en différencier la nature solide et liquide, il est en particulier connu de générer une pression de radiation dans une zone d'intérêt bien délimitée afin d'y engendrer, s'il s'agit d'un liquide, un flux de ce même liquide qui peut alors être imagé par échographie. L'image obtenue rend compte des mouvements dans la zone d'intérêt. Lorsqu'un mouvement est observé sur l'image obtenue, la présence de liquide est détectée. Un tel procédé de détection de présence d'un liquide par simple détection de mouvement conduit à une classification peu robuste des lésions, notamment dans le cas de kystes complexes, souvent échogènes et à contenu visqueux qui sont rencontrés dans environ 50 % des cas. En effet, le mouvement induit dans la zone de pression de radiation dans ce type de kyste reste très proche de la réponse mécanique d'un solide viscoélastique. La présence ou non de mouvement n'est donc pas dans ce cas un critère différentiateur. Pourtant, c'est précisément sur ce type de kyste que les critères morphologiques donnés par échographie s'avèrent le plus souvent insuffisants. En outre, les procédés connus permettent de ne tester qu'une zone particulière du milieu choisie par l'utilisateur. En effet, il s'agit d'un procédé spécifique et il n'est pratiquement pas envisageable de mettre en oeuvre le procédé connu en continu lors de l'imagerie d'un milieu. Enfin, le procédé connu permet uniquement de détecter la présence de liquide et ne permet aucune gradation dans la rhéologie des lésions. Ces lésions 3 peuvent être, entre autres, constituées d'un kyste visqueux, laiteux, calcique, hémorragique ou encore constituées de sédiments et donc présenter des propriétés rhéologiques distinctes et variées. Objet et résumé de l'invention La présente invention a donc pour but principal de pallier de tels inconvénients en proposant une technique élastographique permettant, en particulier au sein d'une même lésion, de différentier les composantes liquides et solides consistant en un procédé tel que présenté dans la partie introductive et comprenant en outre une étape de calcul d'un indice quantitatif associé aux propriétés rhéologiques du milieu viscoélastique en au moins un point situé à une profondeur donnée hors de la zone d'excitation, ledit indice quantitatif étant représentatif d'une comparaison de signaux acquis pendant les mouvements engendrés en réponse à la contrainte mécanique en au moins un point de la zone d'excitation situé à la profondeur donnée avec des signaux acquis pendant les mouvements engendrés en réponse à la contrainte mécanique en au moins le point de la zone d'imagerie situé hors de la zone d'excitation. Un tel procédé se base sur la caractérisation des mouvements relatifs des différentes zones du milieu viscoélastique, les zones étant différenciées selon la manière dont elles subissent la contrainte mécanique. Il propose le calcul systématique d'un indice quantitatif qui va révéler la présence ou non d'une onde mécanique propagative dans le milieu à l'extérieur de la zone d'excitation. Le procédé de la présente invention permet ainsi d'observer une zone large du milieu par exemple en donnant une cartographie de l'indice quantitatif en plusieurs points. Cet indice quantitatif est avantageusement un indice de similitude. Les signaux acquis pour le calcul de l'indice quantitatif sont préférentiellement un champ de déplacement ou un champ de mouvement ou un bruit ( speckle en anglais) ultrasonore. L'acquisition de tels champs est bien connue de l'homme du métier. Le procédé selon l'invention permet d'identifier des zones solides et liquides sur la base du critère de propagation d'une onde propagative qui est un critère physique robuste. L'invention permet alors une caractérisation rhéologique 4 sur l'ensemble de la zone d'imagerie. Avec l'invention, l'ensemble des caractérisations se réalise sans connaissance préalable de la zone d'imagerie du milieu. Selon un mode de réalisation avantageux, l'étape de comparaison des signaux acquis est une comparaison des variations temporelles et /ou d'amplitude des signaux acquis. Avantageusement, l'étape de calcul comprend un calcul de maximum d'une fonction de corrélation des signaux acquis pour les deux points considérés, l'indice quantitatif étant fonction de ce maximum. Selon une caractéristique particulière de l'invention, la contrainte mécanique interne est une vibration mécanique générée par pression de radiation ultrasonore. C'est alors la présence ou non d'une propagation d'une onde de cisaillement engendrée par cette vibration mécanique qui permet la différenciation solide/liquide. On note que la génération d'une telle onde de cisaillement est avantageuse car le procédé selon l'invention est alors réalisé en parallèle d'une rnesure de l'élasticité du milieu viscoélastique selon des procédés connus par exemple du brevet W020040210838. En outre, générer une telle onde de cisaillement offre la possibilité d'exciter mécaniquement un milieu en profondeur, et ainsi de sonder la rhéologie profonde des organes. Cela confère un autre avantage à ce type de stimulation. Dans une application avantageuse, l'étape d'excitation est couplée avec un traitement. La contrainte est alors avantageusement générée par un faisceau à visée thérapeutique, par exemple un faisceau d'ondes ultrasonores focalisées. Par ailleurs, l'excitation permettant, selon l'invention, de générer un mouvement dans le milieu peut résulter de divers mécanismes dont, notamment, un ou des mécanisme(s) biologique(s), ou encore une vibration externe basse fréquence. Selon l'invention, de tels mécanismes devront générer une contrainte mécanique interne localisée dans une zone d'excitation. Dans une caractéristique particulière de l'invention, l'étape d'imagerie comprend une sous-étape d'émission d'ondes ultrasonores dans la zone d'imagerie à une fréquence de répétition suffisante pour une mesure de la dynamique des mouvements engendrés par la contrainte mécanique interne, une sous-étape de détection et d'enregistrement, en tant que signaux acquis, des échos ultrasonores engendrés au sein du milieu, une sous-étape d'estimation de mouvement à partir des échos détectés pour au moins deux émissions d'ondes ultrasonores successives et de la fréquence d'émission d'ondes ultrasonores, 5 l'indice quantitatif étant calculé à partir de cette estimation de mouvement. De manière connue, les ondes ultrasonores générées lors de cette étape d'imagerie sont réfléchies par les diffuseurs tissulaires sur les lignes de propagation de l'onde d'excitation. Avec une telle caractéristique, il est notamment possible d'utiliser un même réseau de transducteurs pour réaliser l'excitation et l'imagerie du milieu. Dans un mode de réalisation avantageux, au moins deux indices quantitatifs dits directionnels sont calculés pour deux points situés à une même profondeur donnée hors de la zone d'excitation, un de chaque coté de la zone d'excitation, lesdits indices quantitatifs étant représentatifs de deux comparaisons de signaux acquis pendant les mouvements engendrés en réponse à la contrainte mécanique en au moins un point de la zone d'excitation situé à la profondeur donnée avec des signaux acquis pendant les mouvements engendrés en réponse à la contrainte mécanique en au moins les deux points de la zone d'imagerie situés hors de la zone d'excitation. Une telle caractéristique permet de préciser les propriétés du milieu à une profondeur donnée de chaque coté d'une zone d'excitation donnée. Il est alors en particulier possible, lorsque la zone d'excitation est localisée sur une interface entre deux zones d'échogénéicité différentes, de mettre en évidence des caractéristiques viscoélastiques différentes de part et d'autre de cette interface. Dans une mise en oeuvre particulière de l'invention, l'indice quantitatif est calculé à la frontière d'une région du milieu délimitée par échographie pour en tester le caractère figé ou non dans le milieu environnant. Une telle mise en oeuvre permet de tester le glissement éventuel d'une lésion solide au sein d'un tissu. Cet aspect figé ou roulant de la lésion a l'intérieur du tissu environnant est également un critère important de caractérisation de la lésion. 6 Avantageusement, un indice quantitatif secondaire associé à un point de la zone d'excitation à une profondeur donnée est calculé en fonction des variations spatiales des indices quantitatifs de points situés hors de la zone d'excitation le long d'une ligne à ladite profondeur donnée. Une telle caractéristique permet de déterminer des régions ayant des propriétés viscoélastiques différentes le long de cette ligne, par exemple pour déterminer l'étendue d'une zone de nécrose tissulaire ou d'une zone de coagulation complète induite par ultrasons focalisés de haute intensité (HIFU pour High Intensity Focused Ultrasound en anglais) dans le cadre d'un traitement d'une lésion par HIFU. Avantageusement, un indice quantitatif secondaire est calculé pour plusieurs points cie différentes profondeurs dans la zone d'excitation. Une telle caractéristique permet de déterminer les propriétés viscoélastiques du milieu en fonction de la profondeur. Cela peut, en particulier, permettre de définir les contours d'une zone contenant du liquide. Avantageusement, le calcul de l'indice quantitatif ou de l'indice quantitatif secondaire est réitéré à différents instants. Une telle caractéristique permet de suivre l'évolution des propriétés viscoélastique du milieu en fonction du temps. Cela peut, en particulier, permettre de suivre l'évolution de la taille d'une nécrose induite par HIFU ou encore par un traitement par radio fréquences en fonction du temps de traitement. Avantageusement, un indice quantitatif dit temporel est calculé en fonction des variations temporelles d'un indice quantitatif. Un tel indice temporel peut être calculé pour un simple indice quantitatif et aussi pour un indice quantitatif secondaire. Avantageusement, le procédé peut être réitéré en déplaçant la zone d'excitation pour réaliser une mesure des indices quantitatifs dans toute une zone d'intérêt du milieu viscoélastique. Avantageusement, le procédé comprend une étape de construction d'une image échographique du milieu viscoélastique, il comprend en outre une étape d'affichage d'un indice quantitatif ou d'une grandeur déduite de cet indice en valeurs de brillance ou de couleurs sur l'image échographique obtenue. 7 Dans une mise en oeuvre avantageuse, la connaissance du ou des indice(s) quantitatif(s) est utilisée pour calculer des paramètres d'un traitement et son évolution en suivant une modification du milieu, notamment la taille d'une nécrose du tissu ou une coagulation induite. Le traitement effectué est par exemple un traitement par ondes ultrasonores focalisées à haute intensité ( HIFU en anglais) ou encore un traitement par radio fréquences. Il est également possible d'utiliser le ou les indices quantitatifs pour calculer des paramètres d'autres types de traitement localisé, notamment un traitement par radiofréquence. L'invention concerne aussi un dispositif dimagerie d'un milieu viscoélastique comprenant des moyens d'excitation pour générer une contrainte mécanique interne dans une zone dite d'excitation, des moyens d'imagerie par acquisition de signaux pour imager le milieu pendant les mouvements engendrés par la contrainte mécanique dans le milieu viscoélastique en réponse à la contrainte mécanique interne dans une zone dite d'imagerie incluant la zone d'excitation. Le dispositif selon l'invention comprend en outre des moyens de calcul d'un indiice quantitatif associé aux propriétés rhéologiques du milieu viscoélastique en au moins un point situé à une profondeur donnée hors de la zone d'excitation, ledit indice quantitatif étant représentatif d'une comparaison de signaux acquis pendant les mouvements engendrés en réponse à la contrainte mécanique en au moins un point de la zone d'excitation situé à la profondeur donnée avec des signaux acquis pendant les mouvements engendrés en réponse à la contrainte mécanique en au moins le point de la zone d'imagerie situé hors de la zone d'excitation. Avantageusement, les moyens d'excitation sont un réseau de transducteurs qui peut aussi servir en tant que moyens d'imagerie. Selon une implémentation préférée, les différentes étapes du procédé sont déterminées par des instructions de programmes d'ordinateurs. En conséquence, l'invention vise aussi un programme d'ordinateur sur un support d'informations, ce programme étant susceptible d'être mis en oeuvre dans un dispositif d'imagerie et comportant des instructions adaptées à la mise en oeuvre des étapes suivantes d'excitation au cours de laquelle une contrainte mécanique interne est générée dans une zone dite d'excitation, d'imagerie du 8 milieu par acquisition de signaux pendant les mouvements engendrés par la contrainte mécanique dans le milieu viscoélastique en réponse à la contrainte mécanique interne dans une zone dite d'imagerie incluant la zone d'excitation et de calcul d'un indice quantitatif de similitude associé aux propriétés rhéologiques du milieu viscoélastique à partir d'une comparaison des signaux acquis pendant les mouvements engendrés en réponse à la contrainte mécanique en au moins un point de la zone d'excitation avec des signaux acquis pendant les mouvements engendrés en réponse à la contrainte mécanique en au moins un point de la zone d'imagerie situé hors de la zone d'excitation. Ce programme peut utiliser n'importe quel langage de programmation, et être sous la forme de code source, code objet, ou de code intermédiaire entre code source et code objet, tel que dans une forme partiellement compilée, ou dans n'importe quelle autre forme souhaitable. L'invention vise aussi un support d'informations lisible par un dispositif d'imagerie, et comportant des instructions d'un programme d'ordinateur tel que mentionné ci-dessus. Le support d'informations peut être n'importe quelle entité ou dispositif capable de stocker le programme. Par exemple, le support peut comporter un moyen de stockage, tel qu'une ROM, par exemple un CD ROM ou une ROM de circuit microélectronique, ou encore un moyen d'enregistrement magnétique, par exemple une disquette (floppy disc) ou un disque dur. D'autre part, le support d'informations peut être un support transmissible tel qu'un signal électrique ou optique, qui peut être acheminé via un câble électrique ou optique, par radio ou par d'autres moyens. Le programme selon l'invention peut être en particulier téléchargé sur un réseau de type Internet. Alternativement, le support d'informations peut être un circuit intégré dans lequel le programme est incorporé, le circuit étant adapté pour exécuter ou pour être utilisé dans l'exécution du procédé en question. Brève description des dessins D'autres caractéristiques et avantages de la présente invention ressortiront de la description faite ci-dessous, en référence aux dessins annexés30 9 qui en illustrent un exemple de réalisation dépourvu de tout caractère limitatif. Sur les figures : - la figure 1 est une représentation schématique de l'utilisation d'un dispositif selon l'invention ; - la figure 2 est une représentation schématique d'un dispositif selon l'invention ; - la figure 3 illustre une mise en oeuvre particulière de l'invention dans un milieu viscoélastique. - les figures 4a et 4b sont des représentations schématiques de la mise en oeuvre d'un procédé d'imagerie selon l'invention dans le cas d'une zone incluant un liquide et dans le cas d'une zone entièrement solide ; - la figure 5 est un diagramme du coefficient de corrélation obtenu pour les deux cas illustrés sur la figure 4 ; - la figure 6 est un exemple d'affichage d'un indice quantitatif selon l'invention. Description détaillée d'un mode de réalisation La figure 1 est une représentation schématique d'un dispositif d'imagerie 1 d'un milieu viscoélastique 2 selon l'invention. Dans une application avantageuse, le milieu 2 est un tissu biologique, par exemple un organe ou une partie d'organe humain tel que le sein. Le dispositif 1 est relié à au moins une sonde ultrasonore 3. Une telle sonde 3 peut être un mono-élément ou un réseau de transducteurs unidimensionnel ou bidimensionnel. Lors de l'utilisation du dispositif selon l'invention pour observer le milieu 2, la sonde 3 est mise en contact avec le milieu 2. Le dispositif 1 comprend des moyens électroniques pour commander l'émission d'ondes de compression, par exemple ultrasonores, par la sonde 3. Le milieu viscoélastique 2 est diffusant vis-à-vis de telles ondes de compression. En particulier, des ondes ultrasonores de compression pourront s'y propager permettant ainsi la réalisation d'une image échographique. Avantageusement, le dispositif 1 est relié à un module d'affichage 4 permettant l'affichage d'informations extraites des données d'imagerie. 10 La figure 2 représente plus précisément le dispositif 1 et la sonde 3. Dans l'exemple proposé sur cette figure, la sonde 3 est un réseau de transducteurs unidimensionnel linéaire de N éléments [Tl, T2, ..., TN], N étant par exemple égal à 12.8. Le dispositif 1 inclut un certain nombre de voies V, préférentiellement N voies [V1, V2, ..., VN], donc ici 128 voies, capables de commander indépendamment les éléments transducteurs [Ti, T2, ..., TN] de la sonde 3. Un module logiciel 5 permet de commander les voies électroniques [V1, V2, ., VN] afin de réaliser des séquences d'excitation et d'imagerie ainsi que d'alterner ces séquences. Un module mémoire 6 permet d'enregistrer les signaux ultrasonores rétrodiffusés reçus lors des séquences d'imagerie. Selon l'invention, pour observer la rhéologie du milieu 2, le dispositif 1 est programmé de manière à réaliser les différentes étapes du procédé selon l'invention. La première étape du procédé consiste en une excitation mécanique générant une contrainte mécanique interne au sein du milieu 2. Des signaux d'excitation sont donc envoyés vers les éléments transducteurs par les voies électroniques elles-mêmes commandées par le module logiciel 5...DTD: La contrainte mécanique interne est avantageusement générée par des émissions successives d'une ou plusieurs ondes ultrasonores de compression, focalisées ou non, à l'aide de l'ensemble d'éléments transducteurs [Ti, T2, ..., TN] indépendants ou à l'aide d'un seul élément transducteur. L'étape d'excitation peut par exemple être réalisée en focalisant successivement à une ou plusieurs profondeurs un faisceau acoustique d'énergie suffisante pour exciter les tissus. Avantageusement, le dispositif 1 est tel qu'il est possible d'augmenter l'énergie de ces ondes soit en augmentant l'amplitude du champ de pression, soit en rallongeant la longueur du train d'onde émis. Dans les applications visées, la longueur du train d'onde est avantageusement comprise entre 1 et 10000 ps. La fréquence des ondes ultrasonores d'excitation est avantageusement comprise entre 0.1 et 50 Mhz. Par ailleurs, il est possible d'utiliser un codage temporel des signaux d'excitation pour améliorer leur pénétration. 11 La figure 3 illustre le mécanisme de l'invention dans un milieu 2. Sur cette figure, une pluralité d'ondes focalisées en des points Ai situés à des profondeurs différentes est émise. Une zone dite d'excitation A, regroupant les points Ai de focalisation des ondes, est ainsi insonifiée. Les ondes utilisées sont d'une énergie suffisante pour faire déplacer les tissus, principalement selon la direction z, ceci de manière à générer une onde de cisaillement. Par exemple, on utilise un train d'onde d'une longueur pouvant aller de 1 à 10000 ps avec un nombre de faisceaux utilisés variant entre 1 et 50 et une cadence de répétition de ces différentes séquences d'excitation oscillant entre 10 et 20000 Hz. La zone insonifiée A est alors excitée par pression de radiation ultrasonore. Les ondes de compression peuvent aussi être focalisées en au moins deux endroits différents, simultanément ou alternativement. La zone d'excitation A est quoi qu'il en soit la concaténation de l'ensemble des points insonifiés. On remarque aussi que l'utilisation d'ondes non ou peu focalisées peut s'avérer intéressant pour couvrir une zone d'excitation large et étalée. La deuxième étape du procédé selon l'invention est une étape d'imagerie au cours de laquelle une succession de tirs d'ondes ultrasonores est émise pour réaliser un éclairage acoustique d'une zone B du milieu 2, dite d'imagerie, englobant la zone d'excitation A. Préférentiellement, on utilisera le même réseau de transducteurs [Tl, T2, ..., TN] que pour l'étape d'excitation, éventuellement à des fréquences ou tensions d'excitation différentes de ceux correspondants à la séquence d'excitation. L'utilisation d'un second réseau de transducteurs ou encore d'autres éléments inclus dans le premier réseau, ou encore d'un transducteur mono- élément est également toujours envisageable de manière alternative. Cela permet notamment de procéder à l'étape d'imagerie en parallèle avec l'étape d'excitation. La cadence des tirs de l'étape d'imagerie doit être assez rapide pour observer la propagation d'une onde de cisaillement ou un flux. Cela correspond en général à des cadences de tirs comprises entre 0.1 et 20000 Hz. L'éclairage acoustique du milieu 2 au cours de l'étape d'imagerie peut se faire à l'aide d'ondes ultrasonores focalisées ou non. 12 Lors de cette étape d'imagerie, des particules réfléchissantes présentes dans la zone B du milieu 2 réfléchissent les ondes ultrasonores. Ces réflexions donnent lieu à des échos ultrasonores. Les signaux rétrodiffusés correspondant à ces échos ultrasonores sont alors ensuite détectés par le réseau de transducteurs [Ti, T2, ..., TN] et enregistrés dans le module mémoire 6. Il est alors possible d'observer les effets des mouvements sur une image échographique. Plus particulièrement, à partir des échos ultrasonores acquis, une estimation des mouvements dans le milieu permet de quantifier la réponse mécanique du milieu viscoélastique à la contrainte interne d'excitation. Pour réaliser cette estimation de mouvement, les signaux rétrodiffusés correspondants à un même ensemble de diffuseurs ou particules réfléchissantes sont comparés entre eux pour estimer un déplacement de cet ensemble de diffuseurs relatifs à une position initiale ou précédente. Le déplacement estimé peut être axial ou vectoriel. Dans le cas où le déplacement est estimé par rapport à un des tirs précédents à partir des délais de temps d'arrivée aux éléments transducteurs [Ti, T2, ., TN] et de la vitesse de propagation des ultrasons supposée constante et connue, une vitesse de déplacement est obtenue. Différentes méthodes classiques d'estimation de mouvement connues de l'homme du métier peuvent ici être mises en oeuvre. Par exemple, il est possible d'utiliser une maximisation des fonctions d'intercorrélation, une méthode de type fréquentiel telle qu'une estimation des décalages de phase ou encore une méthode Doppler d'estimation de vitesse. Des approches vectorielles sont également envisageables comme le Doppler vectoriel ou l'utilisation du flux optique. Ces méthodes d'estimation sont mises en oeuvre au sein du module logiciel 5 qui réalise un traitement des données stockées dans le module de mémoire 6. Par exemple, le module logiciel 5 est tel qu'une formation de voies est réalisée afin de calculer une succession d'images échographiques de la zone d'imagerie B puis de calculer une estimation de mouvement à partir de ces images selon des algorithmes unidimensionnels ou vectoriels connus de l'homme du métier. 13 Le champ de mouvement calculé au cours de l'estimation de mouvement induit par la contrainte mécanique interne d'excitation peut être un champ de déplacement absolu ou un champ de déplacement relatif, c'est-à-dire de vitesse...DTD: Avantageusement, pour estimer un déplacement, il peut être judicieux de réaliser une étape préliminaire d'imagerie du milieu 2 précédant l'étape d'excitation. Une telle étape consiste en l'émission d'au moins une onde ultrasonore de compression et la réception des échos réfléchis pour constituer un ensemble d'échos de référence. L'étape suivante du procédé selon l'invention est une étape de calcul d'un indice quantitatif permettant l'analyse de la rhéologie du milieu. Il s'agit d'estimer une cohérence des champs de déplacement résultant de l'excitation entre au moins un point de la zone d'excitation A et un point de la zone d'imagerie B extérieur à la zone A. La figure 3 illustre une mise en oeuvre d'un tel calcul dans une zone d'observation B d'un milieu viscoélastique 2. Pour quantifier localement un comportement mécanique autour du point A0 appartenant à la zone d'excitation A, les estimations de mouvement en ce point A0 et en au moinsun point B01 de la zone d'imagerie et situé hors de la zone d'excitation A sont utilisées selon l'invention. Il est en particulier utile de quantifier les variations temporelles des mouvements. Le point B01 est préférentiellement placé à faible distance du point A0, par exemple 0.5 mm latéralement, notamment pour déterminer la nature fluide ou solide de la zone A0. Pratiquement, on désigne par le terme point , une petite zone physique du milieu 2 qui entoure un point géométrique du milieu 2. La taille de ces zones physiques peut être variable pour satisfaire des compromis de robustesses d'estimation et de temps de traitement. On pourra résumer le déplacement en ces zones par une moyenne arithmétique sur les pixels contenus dans ces zones physiques par exemple. Lorsque plusieurs pixels ou plusieurs unités pour lesquelles est calculé un déplacement correspondent à une même zone physique du milieu entourant un point, l'indice quantitatif calculé, par exemple à partir d'un coefficient de 14 corrélation, le sera comme une moyenne d'indices quantitatifs calculés pour chaque couple de pixels ou d'unités dans les zones A et B, par exemple la moyenne des coefficients de corrélation calculés pour chaque couple de pixels des zones A et B. Selon l'invention, les variations temporelles des déplacements ou, de manière similaire, les variations temporelles de vitesses, observées dans les différentes zones entourant les points AO et BO1 sont comparées et un indice quantitatif associé à la nature viscoélastique du milieu 2 en est déduit. Préférentiellement, cet indice quantitatif caractérise la cohérence spatiale des champs de déplacement au niveau des deux points. On entend par cohérence spatiale, la similitude existant ou non entre des champs de déplacement acquis en des points différents. Cette cohérence concerne l'amplitude des signaux acquis et/ou les variations temporelles de ces signaux. L'indice quantitatif peut en particulier être qualifié d'indice de similitude. Afin de quantifier la similitude en amplitude et la similitude des variations temporelles, il peut s'agir notamment d'un coefficient de corrélation maximum entre le signal de déplacement en AO et le signal de déplacement en B01. Les figures 4a et 4b illustrent la mise en oeuvre du procédé dans un milieu 2 comprenant une poche liquide 8, respectivement quand le point AO de la zone d'excitation est situé dans la poche liquide 8 et, quand le point A0 de la zone d'excitation est situé hors de cette poche liquide 8. L'indice quantitatif est un coefficient de corrélation maximum calculé selon la formule suivante : max (Js(xs , t + At)s(x + x,t)dt) C01(x) = = fs(x,,t)s(x,,t)dt)x (Js(x, + x,t)s(xs + x,t)dt) où t balaye un intervalle de temps, s est le champ étudié qui peut notamment être un champ de vitesse, de déplacement, voire un champ d'intensité de speckle ultrasonore, x est l'abscisse du point B01, situé à la même profondeur que le point A0, et xs est l'abscisse du point A0. Un tel coefficient est représentatif d'une comparaison entre les variations temporelles des signaux acquis pour les points AO et BO1 pendant les mouvements du milieu. Un tel coefficient maximum de corrélation peut être calculé entre des champs de déplacement ou de vitesse résultant d'une moyenne temporelle de champs de déplacement ou de vitesse aux points AO et B01. D'autres types d'indices quantitatifs sont calculables pour quantifier la similitude entre le signal de déplacement en AO et en BOL Il peut s'agir en particulier de différentes distances comme une norme-p, la norme euclidienne (p=2), des critères entropiques comme la divergence de Kullback, etc., entre signaux normalisés en amplitude ou bruts ou entre signaux décalés ou non ou encore d'un calcul de maximum de la fonction d'intercorrélation. Avantageusement, comme illustré sur la figure 3, plusieurs points BOj, j=1 à m, situés à la même profondeur que le point AO et plus ou moins éloignés du point AO sont observés. De nouveau, les variations temporelles des déplacements ou, de manière similaire, les variations temporelles de vitesses, observées dans les différentes zones entourant les points AO et B0j sont comparées spatialement et un indice quantitatif associé à la nature viscoélastique du milieu 2 est déduit pour chaque point BOj. Ainsi, plusieurs points à distances croissantes de AO sont analysés après une même excitation. Avantageusement, comme illustré sur la figure 4, au moins deux indices quantitatifs dits directionnels C01 et C0j' sont calculés, un de chaque coté de la zone d'excitation pour deux points BO1 et B0j', situés chacun d'un coté de la zone d'excitation. L'invention permet alors en particulier de détecter et de caractériser des interfaces puisqu'une interface entre deux milieux de caractéristiques viscoélastiques différentes peut être caractérisée en analysant les réponses mécaniques dans et de part et d'autre de la zone d'excitation A. En effet, une grande différence de valeur entre les deux indices quantitatifs directionnels de part et d'autre d'une même zone d'excitation sera représentative de la présence d'une interface c'est à dire d'un changement brusque des propriétés mécaniques au voisinage de la zone d'excitation A. La figure 5 représente les valeurs des indices quantitatifs directionnels constitués par un coefficient de corrélation maximum tel que présenté ci-avant et obtenues lors d'imageries réalisées selon les figures 4a et 4b pour une pluralité de points B0j et BOj' d'abscisses x allant jusqu'à 20 mm des deux cotés de la 16 zone d'excitation A. Pour la figure 4a, la courbe obtenue montre une décorrélation du champ étudié hors de la zone d'excitation A à laquelle appartient le point A0. Une telle allure de courbe correspond à la présence de liquide au point A0. En revanche, sur la figure 4b, la courbe obtenue montre un maximum de corrélation légèrement décroissant pour des abscisses x des points B0j et B0j' croissantes. Il peut être intéressant de déterminer le point B0j pour lequel un indice quantitatif est maximum. On peut alors associer au point A0 un tel indice, qui est, par exemple, un maximum de coefficient de corrélation maximum entre le signal de déplacement en A0 et les signaux de déplacement en les points BOj={B01...BOM}. En particulier, la variation de l'indice quantitatif avec la distance AOBOj peut aussi alors avantageusement donner lieu au calcul d'un indice quantitatif secondaire pour caractériser la rhéologie du milieu viscoélastique 2. Cet indice quantitatif secondaire décrit la décroissance de l'indice quantitatif avec la distance par rapport à A0. Un tel indice quantitatif secondaire, associé au point A0, est avantageusement calculé à partir des variations spatiales des indices quantitatifs précédemment calculés sur la ligne de même profondeur que le point A0. Par exemple, il est possible d'estimer le gradient de l'indice quantitatif à la profondeur du point A0, de calculer la distance correspondant à une chute de l'indice quantitatif de n%, par exemple 90%, de calculer la concavité de l'indice quantitatif ou une autre propriété liée aux dérivées secondes spatiales de l'indice quantitatif, etc. chacune de ces grandeurs pouvant constituer un indice quantitatif secondaire lié à une profondeur donnée de la zone d'excitation A. Un tel calcul peut ensuite être réitéré plusieurs fois de manière à calculer un indice quantitatif secondaire en plusieurs points de profondeurs différentes et de manière à calculer une carte de cet indice quantitatif secondaire dans la zone d'excitation A. En parallèle une carte de l'indice quantitatif dans la zone d'imagerie B peut aussi être dressée. Comme illustré sur la figure 3, la zone d'excitation A est alors subdivisée en P+1 points Ai={AO...AP} selon la direction z. Pour chaque point Ai de mesure, un ensemble de M points Bij avec j?1 est défini dans la zone d'imagerie B au moins d'un coté de la zone d'excitation A. Un coefficient de corrélation maximum Cij entre au moins un champ temporel de déplacement ou de vitesse du point Ai et au moins un champ temporel de déplacement ou de vitesse du point Bij est calculé pour tout i _0 à partir d'indices quantitatifs de similitude calculés pour les points Bij. L'indice quantitatif secondaire calculé en Ai est par exemple défini comme la valeur maximum de la dérivée des coefficients de corrélation Cij par rapport à j. Les coefficients Cij peuvent être également calculés entre des champs de déplacement ou de vitesse résultant d'une moyenne temporelle de champs de déplacement ou de vitesse de plusieurs points des zones A et B impliquées. Le calcul des indices quantitatifs secondaires est réitéré pour chaque i, i Il est aussi possible, dans le même esprit, d'utiliser les variations spatiales en fonction de la profondeur d'un indice quantitatif secondaire tel que calculé précédemment. De nouveau, un calcul à plusieurs niveaux est alors réalisé. Un tel indice quantitatif secondaire peut donner notamment une indication sur l'étendue en profondeur d'une lésion en permettant en particulier de tester la présence d'une interface en profondeur. La connaissance des indices quantitatifs présentés ci-dessus permet de réaliser une analyse du comportement du milieu 2 dans et hors de la zone d'excitation A et permet de déduire des comportements viscoélastiques bien particuliers. En effet, une nette distinction entre un comportement liquidien et solide est possible en se basant sur le fait que le mouvement induit dans un fluide est un flux qui reste confiné dans la zone d'excitation A mécanique et éventuellement dans son voisinage très proche. Dans un solide, en revanche, l'excitation crée une onde de cisaillement propagative, qui étend spatialement la réponse mécanique largement hors de la source. Selon les calculs des indices quantitatifs donnés en exemple, une grande valeur des indices quantitatifs de similitude sera représentative d'une forte 19 corrélation entre champs dans et hors de la source indiquant la présence d'une onde de cisaillement propagative caractéristique d'un solide viscoélastique. Inversement des valeurs faibles des indices quantitatifs de similitude seront plus représentatives d'un liquide visqueux. Ainsi, un coefficient de corrélation proche de 1 obtenu quelle que que soit la position du point Bij signifiera qu'une onde élastique se propage avec peu d'atténuation et que le milieu est solide. Dans un solide plus visqueux, l'atténuation résultera en une décroissance progressive du coefficient de corrélation avec la distance AiBij. Dans un fluide, à l'opposé, le coefficient de corrélation chutera très rapidement avec la distance AiBij. Cela est du au fait que l'excitation en Ai et les flux liquides en Bij sont cle natures très différentes. Ainsi, en calculant un indice quantitatif en plusieurs couples de points [Ai ; Bij], il est possible de détecter des variations spatiales des indices quantitatifs caractéristiques d'un changement brusque ou non de propriétés viscoélastiques dans les deux dimensions du milieu imagé. Par exemple, dans l'application particulière de la détection de lésions mammaires, une lésion bien limitée c'est à dire aux contours nettement définis, souvent bénigne, présentera des variations ;spatiales d'indice quantitatif fortement différentes de celles des lésions infiltrantes malignes aux délimitations beaucoup moins nettes. Une telle détermination des caractéristiques mécaniques des interfaces entre tissus sains et lésions permet leur caractérisation. La détermination selon l'invention d'un indice quantitatif peut également servir pour quantifier la viscosité d'un fluide, le mouvement du fluide s'étalant dans la direction transverse à la source et s'atténuant dans la direction axiale d'autant plus que le fluide est visqueux. Dans le cas d'un solide viscoélastique, les variations spatiales de la réponse mécanique temporelle quantifiée par des indices quantitatifs calculés pour différents couples de points Ai et Bij du milieu à une onde de cisaillement propagative sont d'autant plus grandes que la viscosité est grande et que l'élasticité est faible. Comme l'indice quantitatif donne une estimation de cohérence spatiale entre deux points dans un champ de cisaillement, il est un indicateur pertinent 20 du temps de relaxation du milieu ainsi qu'un estimateur de la qualité de la mesure d'élasticité. Ainsi, en s'appuyant sur le critère de qualité que peut représenter l'indice quantitatif, une estimation quantitative d'élasticité peut être ou non parallèlement réalisée, par exemple selon le procédé décrit dans le brevet WO20040210838. L'ensemble du procédé selon l'invention peut être avantageusement réitéré continûment lors de l'imagerie d'un milieu de manière à rafraîchir périodiquement: la(es) carte(s) d'indice(s) quantitatif(s) calculée(s). En particulier, il est possible d'utiliser un calcul des indices quantitatifs à des instants discrets pour suivre, par exemple, l'évolution d'une zone nécrosée lors d'un traitement du milieu 2 par HIFU. Un tel suivi des indices quantitatifs peut être utilisé pour faire un contrôle automatisé du procédé de traitement du milieu. Avantageusement, une image d'un indice quantitatif dans la zone d'imagerie, ou d'une grandeur associé à celui-ci, est affichée. Il est possible d'utiliser pour cela un code de couleur adapté. Un tel affichage peut être réalisé en superposition sur l'image échographique standard, ou de manière juxtaposée. Cet affichage peut être gradué, auquel cas il permet par exemple d'évaluer une viscosité, ou binaire, auquel cas il permet de distinguer les régions liquides des régions solides. Ainsi, par exemple, une valeur de l'indice quantitatif pourra être associée à une valeur de couleur de pixel, et une carte de l'indice quantitatif de similitude de la zone D pourra être créée et affichée sur le module d'affichage 4. REVENDICATIONS 1. Procédé d'imagerie d'un milieu viscoélastique [2] comprenant les étapes suivantes : - excitation au cours de laquelle une contrainte mécanique interne est générée dans une zone dite d'excitation [A] ; - imagerie par acquisition de signaux pendant des mouvements engendrés par la contrainte mécanique dans le milieu viscoélastique [2] en réponse à la contrainte mécanique interne dans une zone dite d'imagerie [B] incluant la zone d'excitation [A] ; caractérisé en qu'il comprend en outre une étape de calcul d'un indice quantitatif [Cij] associé aux propriétés rhéologiques du milieu viscoélastique [2] en au moins un point [Bij] de la zone d'imagerie [B] situé à une profondeur donnée hors de la zone d'excitation [A], ledit indice quantitatif étant représentatif d'une comparaison de signaux acquis pendant les mouvements engendrés en réponse à la contrainte mécanique en au moins un point [Ai] de la zone d'excitation [A] situé à la profondeur donnée avec des signaux acquis pendant les mouvements engendrés en réponse à la contrainte mécanique en au moins le point [Bij] de la zone d'imagerie [B] situé hors de la zone d'excitation [A]. 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape de comparaison des signaux est une comparaison des variations temporelles et/ou d'amplitude des signaux. 3. Procédé selon l'une des revendications 1 et 2, caractérisé en ce que l'étape de calcul comprend un calcul de maximum d'une fonction de corrélation des signaux acquis pour les deux points considérés [Ai,Bij], l'indice quantitatif [Ci]] étant fonction de ce maximum. 4. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que la contrainte mécanique interne est une vibration mécanique générée par pression de radiation ultrasonore. 5. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que l'étape d'imagerie comprend une sous-étape d'émission d'ondes ultrasonores dans lazone d'imagerie à une fréquence de répétition suffisante pour une mesure de la dynamique des mouvements engendrés par la contrainte mécanique interne, une sous-étape de détection et d'enregistrement, en tant que signaux acquis, des échos ultrasonores engendrés au sein du milieu [2], une sous-étape d'estimation de mouvement à partir des échos détectés pour au moins deux émissions d'ondes ultrasonores successives et de la fréquence d'émission d'ondes ultrasonores, l'indice quantitatif [Cij] étant calculé à partir de cette estimation de mouvement. 6. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'au moins deux indices quantitatifs de similitude [Cij,Cij'] dits directionnels sont calculés pour deux points [Bij,Bij'] situés à une même profondeur donnée hors de la zone d'excitation [A], un de chaque coté de la zone d'excitation [A], lesdits indices quantitatifs [Cij,Cij'] étant représentatifs de deux comparaisons de signaux acquis pendant les mouvements engendrés en réponse à la contrainte mécanique en au moins un point de la zone d'excitation [Ai] situé à la profondeur donnée avec des signaux acquis pendant les mouvements engendrés en réponse à la contrainte mécanique en au moins les deux points [Bij,Bij'] de la zone d'imagerie situés hors de la zone d'excitation [A]. 7. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que l'indice quantitatif [Cij] est calculé à la frontière d'une région du milieu délimitée par échographie pour en tester le caractère figé ou non dans le milieu environnant. 8. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'un indice quantitatif secondaire associé à un point de la zone d'excitation à une profondeur donnée est calculé en fonction des variations spatiales des indices quantitatifs [Cij] de points situés hors de la zone d'excitation [A] le long d'une ligne à ladite profondeur donnée. 9. Procédé selon la revendication 8, caractérisé en ce qu'un indice quantitatif secondaire est calculé pour plusieurs points [Ai] de différentes profondeurs dans la zone d'excitation [A]. 10. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que le calcul de l'indice quantitatif ou de l'indice quantitatif secondaire est réitéré à différents instants. 11. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'un indice quantitatif dit temporel est calculé en fonction des variations temporelles d'un indice quantitatif [Cij]. 12. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que, comprenant une étape de construction d'une image échographique du milieu viscoélastique, il comprend en outre une étape d'affichage d'un indice quantitatif [Cij] ou d'une grandeur déduite de cet indice en valeurs de brillance ou de couleurs sur l'image échographique obtenue. 13. Dispositif d'imagerie d'un milieu viscoélastique [2] comprenant : -des moyens d'excitation [3] pour générer une contrainte mécanique interne dans une zone dite d'excitation [A] ; - des moyens d'imagerie [3] par acquisition de signaux pour imager des mouvements engendrés par la contrainte mécanique dans le milieu viscoélastique [2] en réponse à la contrainte mécanique interne dans une zone dite d'imagerie [B] incluant la zone d'excitation [A] ; caractérisé en qu'il comprend en outre des moyens de calcul [1] d'un indice quantitatif [Cij] associé aux propriétés rhéologiques du milieu viscoélastique [2] en au moins un point [Bij] situé à une profondeur donnée hors de la zone d'excitation [A] , ledit indice quantitatif [Cij] étant représentatif d'une comparaison de signaux acquis pendant les mouvements engendrés en réponse à la contrainte mécanique en au moins un point [Ai] de la zone d'excitation [A] situé à la profondeur donnée avec des signaux acquis pendant les mouvements engendrés en réponse à la contrainte mécanique en au moins le point [Bij] de la zone d'imagerie [B] situé hors de la zone d'excitation [A]. 14. Programme d'ordinateur comportant des instructions pour l'exécution des étapes du procédé d'imagerie selon l'une quelconque des revendications 1 à 12 lorsque ledit programme est exécuté par un ordinateur.35 15. Support d'enregistrement lisible par un dispositif d'imagerie sur lequel est enregistré un programme d'ordinateur comprenant des instructions pour l'exécution des étapes du procédé d'imagerie selon l'une quelconque des revendications 1 à 12.