Brevet FR3156542A1 — publié le 20250613

L'invention se rapporte à un dispositif d’imagerie par ultrasons, ainsi qu’à son procédé associé, comportant : - au moins un élément émetteur configuré pour émettre un signal continu d’excitation (S em ) dans un milieu, le signal d’excitation étant codé de manière à former une succession de N ondes ultrasonores dotées chacune d’une signature respective (S k ), k=[1, 2, 3, …………. , N], - au moins un élément récepteur, distinct dudit élément émetteur, et configuré pour recevoir un signal d’écho (S echo ) simultanément à l’émission du signal d’excitation émis par ledit élément émetteur, le signal d’écho étant généré par l’excitation du milieu par le signal d’excitation, et - des moyens de filtrage configurés pour déterminer par décodage de chacune des signatures, la contribution de chaque onde dans le signal d’écho, de manière à générer une image. Figure pour l’abrégé : Fig. 1 DISPOSITIF ET PROCEDE D’IMAGERIE PAR ULTRASONS A EMISSION ET RECEPTION EN CONTINU L'invention se rapporte à un dispositif et à un procédé d’imagerie par ultrasons, combinant deux transducteurs ultrasonores permettant respectivement de transmettre et de recevoir simultanément et de manière continue un signal acoustique et d’enregistrer les échos générés par le milieu. Etat de la technique L’échographie est une technique d’imagerie qui utilise des ultrasons pour visualiser un milieu tel que des tissus mous comme les tendons, les muscles, les jointures, les vaisseaux sanguins et les organes internes. Contrairement aux tomodensitomètres, qui emploient des rayons X, et aux appareils d’IRM, qui emploient des ondes radio, les échographes ont recours aux ondes ultrasonores pour créer des images. Un des principaux composants d’un échographe est la sonde, qu’on appelle « transducteur ». Il produit généralement un signal court (appelé impulsion ou pulse en anglais) d’onde ultrasonore qui voyage à une vitesse supposée connue et de l’ordre de 1540 m/s. Les tissus et les structures que cette onde rencontre l’absorbent, la reflètent ou bien la réfractent. Quand l’onde revient au transducteur, ce dernier convertit le champ de pression à son interface en signaux électriques. Les signaux sont ensuite traités et mis en forme, pour reconstruire une image du milieu au cours de l’acquisition. Les tissus mous et les organes apparaissent à l’écran en niveaux de gris. Le sang et les autres fluides sont représentés en noir, tandis que les interfaces tissu mou / os s’y révèlent en blanc. Les transducteurs à haute fréquence permettent de produire des images très détaillées et bien résolues, d’éléments en surface, alors que ceux à basse fréquence sont mieux adaptés pour produire une image des parties plus profondes mais de manière moins détaillée et avec une résolution moindre. Généralement, les échographes utilisent un seul transducteur regroupant un ensemble d’éléments piézoélectriques, ou autres, qui fonctionnent alternativement en mode émission, en envoyant chacun tout d’abord une impulsion d’onde ultrasonore puis en mode réception pour réceptionner les échos de chaque impulsion, l’ensemble des échos étant traités pour reconstituer l’image du milieu observé. Afin d’améliorer la qualité de l’image, il est nécessaire d’optimiser la résolution, la résolution étant définie comme étant la plus petite distance séparable par un instrument, de même que le contraste de l’image. Lorsque l'on emploie les ultrasons, la résolution intrinsèque qui est liée directement à la longueur d'onde elle même, est meilleure pour les fréquences élevées, mais il existe alors une plus grande atténuation des ultrasons dans le milieu qui entraine un pouvoir de pénétration plus faible. C’est pourquoi, il est nécessaire de transmettre plus d’énergie. L’augmentation de l’énergie transmise peut se faire en augmentant l’amplitude des ondes émises, ce qui n’est pas sans risque pour le patient. L’augmentation de l’énergie transmise peut également se faire en allongeant la durée des impulsions, ce qui conduit inévitablement à l’apparition de zones dites aveugles correspondant aux profondeurs les plus proches en contact avec la sonde, et diminue la résolution. En effet, actuellement les procédés d’échographie ne considèrent pas la possibilité d’émettre et réceptionner simultanément les ondes ultrasonores. Par ailleurs, l’amélioration de la qualité des images et l’obtention d’images en trois dimensions (3D) nécessite de réduire les temps d’acquisition des échos, ce qui n’est pas compatible avec le fonctionnement en émission puis en réception des transducteurs actuels qui, avec ce fonctionnement induisent une durée de propagation aller et retour incompressible. Afin de pallier tout ou partie de ces inconvénients, l’invention propose de combiner deux transducteurs ultrasonores permettant respectivement de transmettre et de recevoir simultanément et de manière continue un signal acoustique. Ceci permet de transmettre davantage d’énergie sans perdre en résolution et de découpler la durée d’acquisition de la durée d’aller et retour de l’onde ultrasonore. C’est pourquoi, l’invention propose un dispositif d’imagerie par ultrasons comportant : - au moins un élément émetteur configuré pour émettre un signal continu d’excitation dans un milieu, le signal d’excitation étant codé de manière à former une succession de N ondes ultrasonores, pouvant se chevaucher ou pas, et dotées chacune d’une signature respective, - au moins un élément récepteur, distinct dudit élément émetteur, et configuré pour recevoir un signal d’écho simultanément à l’émission du signal d’excitation par ledit élément émetteur, le signal d’écho étant généré par l’excitation du milieu par le signal d’excitation, et - des moyens de filtrage configurés pour déterminer par décodage de chacune des signatures, la contribution de chaque onde dans le signal d’écho, pour générer une image. Des modes de réalisation variés de l’invention sont prévus, intégrant selon l’ensemble de leurs combinaisons possibles les différentes caractéristiques optionnelles exposées ci-après. Afin d’assurer une bonne séparabilité, en termes de résolution d’image, des éléments spatialement proches dans le milieu ainsi qu’un contraste d’image suffisant, un décodage par filtrage du type « mismatched » est préféré. Selon un autre aspect préférentiel permettant de pallier les phénomènes d’échauffement de l’au moins un élément émetteur et l’au moins un élément récepteur, dû à l’émission et à la réception en continu des ondes ultrasonores, le dispositif d’imagerie par ultrasons comprend des moyens pour refroidir l’au moins un élément émetteur et l’au moins un élément récepteur. Selon encore un autre aspect préférentiel permettant d’accéder à une imagerie en deux dimension (2D) ou bien en trois dimensions (3D), le dispositif comprend : - une première pluralité d’éléments émetteurs configurés pour émettre chacun un signal d’excitation dans un milieu, chaque signal d’excitation étant codé de manière à former une succession de N ondes ultrasonores se chevauchant ou non, et dotées chacune d’une signature respective, - une deuxième pluralité d’éléments récepteurs, distincts desdits éléments émetteurs, configurés chacun pour recevoir un signal d’écho simultanément à l’émission du signal d’excitation émis par l’éléments émetteur associé, chaque signal d’écho étant généré par l’excitation du milieu par ledit signal d’excitation associé. Selon un certain aspect applicatif de l’invention, le dispositif est configuré pour que les N ondes ultrasonores admettent des fréquences comprises entre 1,5 et 50 MHz, pour son utilisation dans une méthode de diagnostique médical. Selon un autre aspect applicatif de l’invention, le dispositif est configuré pour que les N ondes ultrasonores admettent des index thermique et/ou mécanique au moins de l’ordre de 1,5 fois les valeurs maximales admises pour des applications de diagnostique, pour son utilisation dans une méthode thérapeutique. L’invention a également pour objet un procédé d’imagerie d’un milieu par ultrasons comportant : - une étape d’émission, par au moins un élément émetteur, d’un signal continu d’excitation, le signal d’excitation étant codé de manière à former une succession de N ondes ultrasonores se chevauchant ou non, et dotées chacune d’une signature respective, - une étape de réception simultanée, par au moins un élément récepteur, distinct dudit élément émetteur, d’un signal d’écho, le signal d’écho étant généré par l’excitation du milieu par le signal d’excitation, et - une étape de filtrage pour déterminer par décodage de chacune des signatures, la contribution de chaque onde dans le signal d’écho, pour générer une image. Des modes de réalisation variés de l’invention sont prévus, intégrant selon l’ensemble de leurs combinaisons possibles les différentes caractéristiques optionnelles exposées ci-après. Selon un aspect préférentiel permettant de limiter le bruit d’estimation du milieu dans le signal écho, l’étape de filtrage (F) met en œuvre un filtre du type « mismatched ». Selon un autre aspect préférentiel permettant de coder et décoder rapidement les ondes, les ondes ultrasonores sont non concordantes entre elles. Selon encore un autre aspect préférentiel, les N signatures sont des signatures spatio-temporelles. Selon encore un autre aspect préférentiel permettant d’accéder à un procédé d’imagerie à grande vitesse, le taux de rafraîchissement du ou des signaux est supérieur à la durée d’aller et retour des ondes ultrasonores. Selon encore un autre aspect préférentiel permettant d’accéder à une imagerie en deux dimensions (2D) ou bien en trois dimensions (3D), le procédé met en œuvre : - une première pluralité d’éléments émetteurs formant un premier transducteur, qui procèdent simultanément à l’étape d’émission, - une deuxième pluralité d’éléments récepteurs, distincts desdits éléments émetteurs, et formant un deuxième transducteur, qui procèdent à l’étape de réception. Liste des figures D'autres particularités et avantages de l'invention ressortiront de la description détaillée d'un mode de mise en œuvre nullement limitatif, et des dessins annexés sur lesquels : FIG. 1 La FIG. 1 est une vue schématique d’un dispositif d’imagerie par ultrasons à émission et réception en continu selon un mode de réalisation de l’invention. FIG. 2 La FIG. 2 est un comparatif entre l’image (en l’occurrence une ligne) obtenue moyennant une excitation en continu versus l’image obtenue moyennant une excitation par une impulsion de deux éléments diffuseurs, l’un étant fixe, l’autre en mouvement. FIG. 3 La FIG. 3 est un comparatif entre l’image (en l’occurrence une ligne) obtenue moyennant une excitation en continu versus l’image obtenue moyennant une excitation par une impulsion d’un élément diffuseur se déplaçant à vitesse constante. FIG. 4 La FIG. 4 est un comparatif entre l’image (en l’occurrence une ligne) obtenue moyennant une excitation en continu versus l’image obtenue moyennant une excitation par une impulsion d’un élément diffuseur se déplaçant avec une accélération puis une décélération. FIG. 5 La FIG. 5 est un comparatif entre l’image (en l’occurrence une ligne) obtenue moyennant une excitation en continu versus l’image obtenue moyennant une excitation par une impulsion d’un élément diffuseur se déplaçant suivant un mouvement sinusoïdal rapide et une amplitude moyenne. FIG. 6 La FIG. 6 est un comparatif entre l’image (en l’occurrence une ligne) obtenue moyennant une excitation en continu versus l’image obtenue moyennant une excitation par une impulsion d’un élément diffuseur se déplaçant suivant un mouvement sinusoïdal très rapide et une amplitude élevée. Description d’un mode de réalisation Selon le principe de l’invention et tel que représenté sur la FIG. 1 , le dispositif d’imagerie par ultrasons comporte : - au moins un élément émetteur configuré pour émettre un signal continu d’excitation S em dans un milieu, le signal d’excitation étant codé de manière à former une succession de N ondes ultrasonores, pouvant se chevaucher ou pas, dotée chacune d’une signature respective S k , k=[1, 2, 3, …. , N], - au moins un élément récepteur, distinct dudit élément émetteur, et configuré pour recevoir un signal d’écho S echo simultanément à l’émission du signal d’excitation par ledit élément émetteur, le signal d’écho étant généré par l’excitation du milieu par le signal d’excitation, ainsi que : - des moyens de filtrage configurés pour déterminer par décodage de chacune des signatures, la contribution de chaque onde dans le signal d’écho, ces moyens de filtrages générant au final une image. L’au moins un élément émetteur tout comme l’au moins élément récepteur sont des éléments capables de transformer de l'énergie électrique en énergie ultrasonore et réciproquement. Le mécanisme du fonctionnement de ces éléments peut être basé sur l'effet physique que l'on appelle piézoélectricité. Certains cristaux appelés piézoélectriques comme le quartz ou la tourmaline, développent naturellement des charges électriques sur leurs faces lorsqu'elles sont soumises à une variation de pression mécanique. L'effet est réciproque, c'est à dire que si l'on applique, par l'intermédiaire d'électrodes, une variation de potentiel (donc de charges électriques) sur deux faces opposées d'un tel cristal, son épaisseur variera dans un sens ou dans l'autre (augmentation ou diminution) suivant la polarité du potentiel appliqué. A son tour cette variation d'épaisseur agira sur le milieu comme la vibration d'un piston. La fréquence de vibration du cristal est pilotée par la fréquence de la variation alternative de la différence de potentiel appliquée. Si cette fréquence est élevée (de l'ordre du MHz), alors une onde ultrasonore est produite. Réciproquement, lorsque l’onde ultrasonore réfléchie par le milieu est reçue par l’élément récepteur, la variation de la pression acoustique subie par le cristal piézoélectrique est transformée en variation alternative de potentiel électrique susceptible alors d'être mesurée et enregistrée au niveau des électrodes. C'est ce que l'on appelle l'enregistrement de l'écho ultrasonore. D’autres technologies que celle de la piézoélectricité peuvent être utilisées, comme par exemple celles utilisant des transducteurs de type cMUT. Les transducteurs capacitifs micro-usinés (cMUT) sont capables de convertir une énergie mécanique, apportée par des ondes ultrasonores, en énergie électrique susceptible d’alimenter des dispositifs électroniques de très faible consommation. Il existe différentes modalités de visualisation de l'image échographique. La représentation des images peut être le résultat d'une modulation d'amplitude des échos (échographie monodimensionnelle ou mode A), ou bien le résultat d'une modulation de l'intensité (ou de la brillance) du spot échographique (mode B ou image bidimensionnelle). Le mode T-M (temps mouvement qui est utilisé dans les résultats aux figures 2 à 6) permet de suivre le mouvement des organes en rajoutant au mode B monodimensionnel (une seule ligne de tir) un balayage temporel. On voit donc défiler sur l'écran le déplacement des spots plus ou moins intenses (représentant les échos) des structures tissulaires organiques mobiles que traverse la ligne de tir ultrasonore. La structure électronique de traitement des échos puis de visualisation et enfin d'enregistrement des images peut se résumer à l'aide des étapes d’acquisition, de traitement du signal et de visualisation. La sonde délivre une impulsion de signal alternatif lorsqu'elle enregistre un écho ultrasonore. Ce signal, après pré-amplification, est d'abord redressé puis démodulé avant d'être définitivement amplifié. Le redressement a pour but de ne conserver qu'un signal positif, la démodulation d'amplitude permet de ne retenir que l'enveloppe du signal. La fonction principale de l'étage d'amplification est d'amplifier les signaux sans les déformer avec la particularité de chercher à compenser les effets d'atténuation des ultrasons dans les tissus. On définit le gain G d'un amplificateur comme le rapport de la tension d'entrée sur la tension de sortie. La gamme des amplitudes des échos reçus est convertie en échelle de gris. Cependant pour une meilleure visualisation des échos intéressants, c'est à dire provenant des organes profonds que l'on désire observer, il convient de "comprimer" plus ou moins l'échelle de gris pour offrir la plus large gamme de niveaux pour ces échos. Un convertisseur analogique/numérique a pour fonction de transformer un signal analogique (c'est à dire une variation continue de tension générée par l'écho) en une suite de valeurs discrètes numériques qui peuvent alors faire l'objet de traitements mathématiques capables de modifier ces valeurs en fonction des besoins (amplification, filtrage non linéaire etc..). Les facteurs qui sont susceptibles d'affecter la qualité de l'image échographique sont donc essentiels. Les facteurs dits subjectifs sont reliés à l'interprétation correcte du plan de coupe, la reconnaissance des structures normales et anormales, la reconnaissance des mouvements induits (dus à la respiration, la toux, les changements posturaux..) et des mouvements naturels (mouvements cardiaques, péristaltiques, fœtaux ...), la discrimination des artéfacts. Les facteurs dits objectifs sont reliés à l’appareillage utilisé. a) la résolution spatiale: latérale et axiale; elle est reliée à la fréquence des ultrasons, à la durée des impulsions et à la focalisation (mécanique fixe ou électronique) comme nous l'avons vu précédemment. Mais il faut aussi tenir compte de la densité des lignes de tir ultrasonores (parallèles ou divergentes suivant le type de sonde mécanique à balayage ou linéaire électronique). Le nombre de lignes de tir est lié à la cadence image (nombre d'images par seconde). Plus le nombre de lignes est élevé meilleure est la résolution latérale. b) la qualité du contraste ou résolution en contraste, dépend de la compression dynamique que nous avons abordée plus haut. Ainsi l'échelle de gris peut et doit être adaptée en fonction des impératifs cliniques. c) la résolution dynamique est la capacité à suivre les organes en mouvement, elle dépend bien sur de la cadence image. d) le bruit qui correspond à des signaux qui ne contiennent aucune information utile à l'image et qui vont dégrader la qualité de cette dernière. Une partie du bruit est fonction des circuits électroniques de l'échographe lui même, une autre partie dépend des phénomènes de diffusion vus précédemment. Globalement l'ensemble du bruit peut ici être considéré comme aléatoire et on peut le réduire par une opération de moyennage des images e) les artéfacts correspondent à des images qui sont artificielles et non représentatives d'une structure anatomique. Il existe trois principales causes d'artéfacts: causes physiques ( réflexions multiples par exemple), facteurs liés à l'instrumentation (mauvaise compensation de gain par exemple), facteurs liés à l'opérateur (déplacement trop rapide de la sonde par exemple). Avantageusement, le dispositif d’imagerie par ultrasons comprend des moyens pour refroidir l’au moins un élément émetteur et l’au moins un élément récepteur. Ces moyens de refroidissement comprennent par exemple une boucle de refroidissement dans laquelle circule un fluide frigorigène. Cette boucle permet de limiter l’échauffement des éléments émetteurs et récepteurs qui sont sollicités en continu par les signaux d’excitation. Dans sa version de base utilisant un élément émetteur et un élément récepteur, et tel que représenté sur les figures 2 à 6, le dispositif reconstruit uniquement une ligne de l’image. Dans le but d’effectuer de l’imagerie en deux dimensions (2D) ou en trois dimensions (3D), il est avantageux de combiner une première pluralité d’éléments émetteurs, formant alors un premier transducteur, configurés pour émettre chacun un signal continu d’excitation dans un milieu, avec une deuxième pluralité d’éléments récepteurs, formant alors un deuxième transducteur. Les éléments récepteurs sont bien sûr distincts desdits éléments émetteurs, et sont configurés pour recevoir chacun un signal écho simultanément à l’émission de l’ensemble de signaux d’excitation par la première pluralité d’éléments émetteurs. Le premier et le second transducteurs peuvent être réunis dans un boîtier appelé communément « sonde ». Concernant maintenant le procédé, il comporte à minima : - une étape d’émission E, par au moins un élément émetteur, d’un signal continu d’excitation Sem, le signal d’excitation étant codé de manière à former une succession de N ondes ultrasonores dotée chacune d’une signature respective S k , k=[1, 2, 3, …………. , N], - une étape de réception simultanée R, par au moins un élément récepteur, distinct dudit élément émetteur, d’un signal d’écho S echo , dudit signal d’excitation, le signal d’écho étant généré par l’excitation du milieu par le signal d’excitation, et - une étape de filtrage F pour déterminer par décodage de chacune des signatures, la contribution de chaque onde dans le signal d’écho, pour générer une image. Le procédé peut être mis en œuvre pour obtenir une image en deux dimensions (2D) ou bien en trois dimensions (3D) avec les étapes qui suivent : - une première pluralité d’éléments émetteurs formant un transducteur T e procèdent simultanément à l’étape d’émission E. - une deuxième pluralité d’éléments récepteurs, distincts desdits éléments émetteurs, et formant un deuxième transducteur T r procèdent à l’étape de réception (R). Le signal d’excitation S em de chaque élément émetteur est continu et est modulé suivant une succession de N ondes ultrasonores pouvant se chevaucher ou pas selon la longueur des codes utilisés. Le signal émis est soumis à une modulation permettant à la réception une compression d’impulsion, ceci afin d’augmenter la résolution le long de l’axe ultrasonore de la mesure ainsi que le rapport signal sur bruit. Les ondes présentent un codage spatiotemporel, c’est-à-dire une signature qui est fonction de leur amplitude, de leur fréquence et/ou de leur phase. Le signal transmis doit en effet contenir une signature acoustique temporellement variable et identifiable afin de pouvoir être retrouvée dans le signal écho de réception. Les ondes peuvent être codées selon un codage pseudo-aléatoire tel que des codes du type de Golay ou bien de Gold par exemple. Le codage utilise préférentiellement le multiplexage par répartition en code (CDM) qui est une technique de multiplexage qui utilise la communication à spectre étalé. Dans les communications à spectre étalé, un signal à bande étroite est réparti sur une bande de fréquences plus large ou sur plusieurs canaux par division. Il ne restreint pas les signaux ou fréquences numériques de la bande passante. Afin de retrouver le signal issu du milieu, comme s’il était issu de l’interaction d’une impulsion courte avec le milieu, une opération de décodage est nécessaire. Il est préconisé de procéder au décodage à l’aide d’un filtrage, ou d’une autre technique, adaptés. La longueur de la signature acoustique que l’on recherche et le taux de rafraîchissement ou de recouvrement entre les signatures recherchées sont les deux paramètres ajustables qui permettent de fixer la résolution temporelle et le taux de rafraichissement des signaux. L’étape de filtrage (F) met préférentiellement en œuvre un filtre du type « mismatched », permettant de décoder les échos reçus au regard d’une portion du signal émis. Ce dernier est identifié de façon optimisée, au regard d’un critère donnée, dans les échos pour reconstruire une image en s’appuyant par la suite sur les temps de parcours. L'objectif est d'obtenir le meilleur gain de bruit par rapport au bruit blanc au sens des moindres carrés. Ainsi, si le signal de référence pour la convolution n'est pas exactement une réplique, on peut dire que le filtre est « mismatched ». Le filtre « mismatched », noté q, utilisé repose sur la minimisation du critère ISLR (intagrated SideLobe Ratio) sur le signal émis noté s : ON introduit le signal de sortie du filtre y : Où : est la matrice concaténant toutes les portions du signal s pour tous les retards. Le problème d’optimisation résolu pour obtenir ce filtre pour un signal d’émission donné est : La solution est obtenue en utilisant les multiplicateurs de Lagrange. Les résultats montrent que le filtre est performant en ce qui concerne l'ISLR dans les environnements à fort bruit. De préférence, les ondes ultrasonores sont non concordantes entre elles en ce sens qu’elles présentent chacune une forte autocorrélation et de très faibles intercorrélations entre elles. Cela permet d’obtenir une fonction d’étalement du système d’imagerie le plus similaire possible d’une fonction du type distribution de Dirac. Le filtrage « mismatched » à la réception contribue également à améliorer les propriétés réelles de corrélation. Avec le dispositif et le procédé selon l’invention, on obtient un taux de rafraîchissement 10 fois au moins supérieur aux approches classiques nécessitant d’attendre la durée de propagation aller-retour de l’onde acoustique, puisqu’il devient possible de reconstruire le signal de manière quasi continue. Un passage de 20 kHz à 200 kHz est par exemple tout à fait accessible. C’est ce que montrent les figures 2 à 6, dans lesquelles on peut observer une meilleure résolution spatiotemporelle avec l’échographe selon l’invention versus un échographe à impulsions classiques, que ce soit pour un milieu statique ou bien dynamique, y compris pour un milieu se déplaçant à des vitesses élevées ou bien selon une distance très faible. Dans le cas où le dispositif d’imagerie est utilisé à des fins de diagnostique médical, c’est-à-dire comme échographe médical, le signal émis est codé suivant N ondes ultrasonores qui admettent des fréquences comprises entre 1,5 et 50 MHz. Dans le cas où le dispositif d’imagerie est utilisé à des fins thérapeutiques, c’est-à-dire comme échographe médical, les N ondes ultrasonores admettent des index thermique et/ou mécanique supérieur au moins de l’ordre de 1,5 fois les valeurs maximales admises pour des applications de diagnostique. On définit l’index thermique (TI) comme la puissance de sortie acoustique du transducteur divisée par la puissance estimée nécessaire pour augmenter la température du milieu sondé de 1°C. On définit l'index mécanique (MI) comme étant égal à la pression de raréfaction maximale divisée par la racine carrée de la fréquence centrale de la largeur de bande du signal d’excitation. Les ultrasons peuvent en effet être utilisés pour traiter certaines affections inflammatoires. Les vibrations générées par les ultrasons augmentent la circulation du sang localement et aident à chasser le liquide inflammatoire. Ces ultrasons facilitent l’entrée des substances nutritives et l’élimination des déchets des tissus blessés. Les mécanismes complets des effets biologiques de l'absorption des ultrasons par les tissus humains ou animaux commencent à être connus. Les ultrasons absorbés par les tissus peuvent donner lieu à trois principaux effets : 1) les effets thermiques dans lesquels l'absorption des ultrasons produit une élévation de température du milieu absorbant. Cette augmentation de température est due à la viscosité du milieu qui est à l'origine de forces de frottement à l'échelle moléculaire. Ces forces sont dissipatives et l'énergie consommée se dégrade en chaleur. En général l'élévation de température croit de façon régulière jusqu'à un plateau qui traduit un équilibre thermique correspondant à la dissipation de la chaleur dans les milieux intra et extra cellulaires. Pour les intensités ultrasonores utilisées en échographie cela correspond à une élévation de 1° à 2° C si l'on estime la durée de l'examen à 10 minutes, ce qui est tout à fait négligeable. Les paramètres les plus importants qui interviennent dans ce processus sont les suivants: l'intensité acoustique, la focalisation, les caractéristiques tissulaires (viscosité, chaleur spécifique), la durée de l'examen. 2) La cavitation selon laquelle, sous certaines conditions, le faisceau ultrasonore peut développer des cavités ou bulles dans le milieu traversé. Pour cela il est nécessaire que des molécules de gaz ou de vapeur soient présentes dans le milieu. La cavitation est un phénomène complexe qui inclue la formation des cavités mais aussi leur implosion. On distingue deux cas: (i) la cavitation stable : les cavités se forment sous l'effet de la pression acoustique en général oscillatoire mais d'une intensité relativement faible, et l'on observe des micro-écoulements en périphérie des cavités. Dans la gamme de 1 à 4 MHz cet effet peut se produire au delà du seuil de 1 W/cm 2 . (ii) la cavitation transitoire ou implosive : c'est un effet plus violent qui n'existe que pour des intensités élevées (bien au delà des valeurs utilisées en échographie diagnostique). L'implosion des cavités gazeuses sous l'action du champ ultrasonore peut avoir des effets secondaires comme des ondes de choc entrainant la dégradation de certaines macromolécules, des élévations importantes de température, des modifications de réactions chimiques existantes ou l'initiation de nouvelles réactions (analogue aux radiations ionisantes) ou même de la sonoluminescence (émission de lumière). 3) les effets directs qui peuvent produire la rupture de macromolécules jusqu'à la rupture de l'ADN, et l'accélération de réactions chimiques comme le ferait une enzyme. On a aussi observé in vitro des modifications des charges électriques à la surface de cellules soumises à des champs ultrasonores. En résumé, le dispositif et le procédé selon l’invention peuvent être utilisés dans tout contexte dans lequel la cadence d’imagerie est un facteur limitant (imagerie US 3D haute cadence, cartographie du flow jet aortique, potentiellement cartographie de la vitesse des ondes de compression etc…). L’accumulation temporelle de signal collecté permet également une augmentation de la sensibilité et permet d’imager dans des zones anatomiques qui ne sont pas actuellement du ressort des ultrasons (derrière l’os comme le cerveau, ou encore dans le poumon). On peut également utiliser ce type de séquence pour effectuer de la thérapie ultrasonore et de l’imagerie simultanément, le signal de thérapie servant de support pour la création de l’image. L’inventivité réside dans le fait de transmettre en continu. Tout le paradigme des ultrasons depuis leur invention réside sur la mise en œuvre de transmissions courtes garantissant une bonne résolution temporelle et la réception avec le même transducteur. Transmettre des codes longs conduit à une zone aveugle sur l’image (impossibilité de transmettre et recevoir en même temps) et transmettre en continu interdit sans phase de codage-décodage d’avoir l’information de profondeur des échos reçus. Cette approche basée sur deux transducteurs séparés à émission et réception continues est en rupture avec l’approche des échographies utilisant des signaux pulsés, qui utilisent un même transducteur en émission et réception. Ainsi le procédé et le dispositif selon l’invention permettent : - d’obtenir un gain considérable en termes de taux de rafraîchissement, - d’accéder à des cadences d’imagerie ultrasonore plus rapides qui rendent possible ainsi une imagerie 3D ultra-rapide, - de visualiser et appréhender des structures en mouvement trop rapides pour les systèmes actuels, - de visualiser et appréhender des phénomènes physiques très courts, - de transmettre davantage de signal et ainsi augmenter le rapport signal sur bruit et donc la sensibilité du système d’imagerie pour imager là ou ce n’est actuellement pas possible car l’atténuation est trop forte. De plus, les dispositif et procédé d’imagerie par ultrasons selon la présente invention, offrent un potentiel d'application diversifié, tant dans le domaine médical que dans d'autres secteurs. Sur le plan médical, cette technologie pourrait améliorer la qualité des images utilisées ensuite à des fins de diagnostics. Dans le domaine de la biologie et la recherche biomédicale, cette technologie pourrait permettre l'imagerie cellulaire en temps réel, c’est-à-dire permettre l’observation dynamique des cellules et de leurs mouvements. Cette technologie pourrait permettre aussi la bio-impression d'organes en trois dimensions, c’est-à-dire la surveillance en temps réel du processus de bio-impression pour une précision optimale. Cependant, les applications ne se limitent pas à la médecine. Dans le domaine sous-marin par exemple, le dispositif pourrait être employé pour l'exploration des fonds marins, facilitant la cartographie détaillée des structures sous-marines. Enfin, en matière de contrôle non destructif, l'invention pourrait être utilisée dans l'industrie pour inspecter la qualité de certains matériaux sans altérer leur intégrité. Nomenclature T e transducteur émetteur T r transducteur récepteur S em Signal d’émission continu S écho Signal écho S k onde émise codée Dispositif d’imagerie par ultrasons comportant : - au moins un élément émetteur configuré pour émettre un signal continu d’excitation (S em ) dans un milieu, le signal d’excitation étant codé de manière à former une succession de N ondes ultrasonores dotées chacune d’une signature respective (S k ), k=[1, 2, 3, …………. , N], - au moins un élément récepteur, distinct dudit élément émetteur, et configuré pour recevoir un signal d’écho (S echo ) simultanément à l’émission du signal d’excitation émis par ledit élément émetteur, le signal d’écho étant généré par l’excitation du milieu par le signal d’excitation, et - des moyens de filtrage configurés pour déterminer par décodage de chacune des signatures, la contribution de chaque onde dans le signal d’écho, de manière à générer une image. Dispositif d’imagerie par ultrasons selon la revendication précédente, caractérisé en ce que les moyens de filtrage sont configurés pour mettre en œuvre un filtre dit « mismatched ». Dispositif d’imagerie par ultrasons selon la revendication 1 ou 2, caractérisé en ce qu’il comprend des moyens pour refroidir l’au moins un élément émetteur et l’au moins élément récepteur. Dispositif d’imagerie par ultrasons selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu’il comprend : - une première pluralité d’éléments émetteurs configurés chacun pour émettre un signal continu d’excitation dans un milieu, chaque signal d’excitation étant codé de manière à former une succession d’ondes ultrasonores dotées chacune d’une signature respective, - une deuxième pluralité d’éléments récepteurs, distincts desdits éléments émetteurs, configurés chacun pour recevoir un signal d’écho simultanément à l’émission du signal d’excitation émis par l’éléments émetteur associé, chaque signal d’écho étant généré par l’excitation du milieu par ledit signal d’excitation associé. Dispositif d’imagerie par ultrasons selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que le dispositif est configuré pour que les N ondes ultrasonores admettent des fréquences comprises entre 1,5 et 50 MHz, pour son utilisation dans une méthode de diagnostique médical. Dispositif d’imagerie par ultrasons selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce le dispositif est configuré pour que les N ondes ultrasonores admettent des index thermique et/ou mécanique au moins de l’ordre de 1,5 fois les valeurs maximales admises pour des applications de diagnostique, pour son utilisation dans une méthode thérapeutique. Procédé d’imagerie d’un milieu par ultrasons comportant : - une étape d’émission (E), par au moins un élément émetteur, d’un signal continu d’excitation (S em ), le signal d’excitation étant codé de manière à former une succession de N ondes ultrasonores dotées chacune d’une signature respective (S k ), k=[1, 2, 3, …………. , N], - une étape de réception simultanée (R), par au moins un élément récepteur, distinct dudit élément émetteur, d’un signal d’écho (S echo ) dudit signal d’excitation, le signal d’écho étant généré par l’excitation du milieu par le signal d’excitation, et - une étape de filtrage (F) pour déterminer par décodage de chacune des signatures, la contribution de chaque onde dans le signal d’écho, pour générer une image. Procédé d’imagerie d’un milieu par ultrasons selon la revendication 7, dans lequel les ondes ultrasonores sont non concordantes entre elles. Procédé d’imagerie d’un milieu par ultrasons selon l’une quelconque des revendications 7 ou 8 dans lequel les N signatures sont des signatures spatiotemporelles. Procédé d’imagerie d’un milieu par ultrasons selon l’une quelconque des revendications 7 à 9 dans lequel le taux de rafraîchissement du signal est supérieur à la durée d’aller et retour des ondes ultrasonores. Procédé d’imagerie d’un milieu par ultrasons selon l’une quelconque des revendications 7 à 10 dans lequel l’étape de filtrage (F) met en œuvre un filtre dit « mismatched ». Procédé d’imagerie d’un milieu par ultrasons selon l’une quelconque des revendications 7 à 11 dans lequel : - une première pluralité d’éléments émetteurs formant un premier transducteur (Te) procèdent à l’étape d’émission (E), - une deuxième pluralité d’éléments récepteurs, distincts desdits éléments émetteurs, et formant un deuxième transducteur (Tr) procèdent, simultanément à l’étape d’émission (E), à l’étape de réception (R).