FR 2727851 A1 19960614 FR 9514351 A 19951205 La présente invention concerne des systèmes ultrasoniques de diagnostic qui mesurent par interrogation Doppler l'écoulement de fluides et, plus particulièrement, des procédés de traitement de signaux destinés à calculer des paramètres de champs de vitesse sanguine, à utiliser dans des systèmes ultrasoniques d'imagerie d'écoulement en couleurs. Dans une imagerie Doppler ultrasonique bidimensionnelle, ou 2D, d'écoulement sanguin, la puissance des signaux, la vitesse et la dispersion de vitesse sont calculées en chaque point de l'image à partir d'estimations d'autocorrélation du signal d'écho reçu, et sont codées en couleurs en vue d'un affichage. Une technique correspondante est appelée une "paire pulsée corrélée" dans des applications radar météorologiques décrites dans le document "Spectral moment estimates from correlated pulsed pair", c'est-à-dire Estimations de moments spectraux à partir de paire pulsée corrélée, de D. S. Zrni'c, IEEE Trans. on Aerosp. Electron., vol. AES-13. pages 344 à 354, 1977. Cette technique a été appliquée en premier lieu sous le nom de "procédé d'autocorrélation" à la mesure ultrasonique de la vitesse du sang de la manière décrite par C. Kasai, K. Namekawa, A. Koayano et R. Omoto, "Real-time two- Dimensional Blood Flow Imaging Using an Autocorrelation Technique", c'est-à-dire Imagerie bidimensionnelle en temps réel de l'écoulement sanguin en utilisant une technique d'autocorrélation, IEEE Trans. Sonics Ultras., vol. SU-22, pages 458 à 464, 1985,. Une limitation sévère à cette technique est le problème de l'ambiguité de la vitesse qui se produit lorsque la fréquence du déplacement Doppler dépasse la limite de Nyquist à la moitié de la fréquence de répétition des impulsions transmises. Plusieurs procédés ont été proposés pour remédier en partie à ce problème. Une estimation de retard de temps d'une impulsion à l'autre par une technique de corrélation croisée a été appliquée par Bonnefous à une imagerie ultrasonique en couleurs d'écoulement de la manière décrite dans le document "Time domain formulation of Pulse-Doppler Ultrasound and Blood Velocity Estimation by Cross-Correlation", c'est-à-dire Formulation dans le domaine des temps d'ultrasons à impulsions Doppler et estimation de la vitesse sanguine par corrélation croisée, de O. Bonnefous et P. Pesqué, Ultrason. Imaging, vol. 8. pages 73 à 85, 1986. Cet algorithme connu opère directement sur le signal de radiofréquence, ou RF, reçu sans démodulation préalable à une bande de base. Dans le brevet des Etats Unis N 5 081 994, D. Hassler décrit un procédé appliqué au signal démodulé complexe, de bande de base, pour éviter des distorsions en combinant la phase et l'amplitude de la fonction d'autocorrélation. Hassler utilise un algorithme simplifié pour le calcul de la fonction de corrélation complexe, ce qui donne une précision moindre, la variance étant accrue. Dans le procédé de Hassler, la phase de corrélation est calculée par une division suivie par une tangente inverse. Il en résulte une ambiguité additionnelle dans la détermination de la vitesse. Selon le procédé de Hassler, la phase de corrélation n'est pas calculée au décalage o la fonction de corrélation est maximale, de sorte que la précision est moindre pour des vitesses élevées. Hassler utilise aussi deux approximations différentes pour estimer l'amplitude de la fonction de corrélation, ce qui est diffèrent de la définition mathématique. Hassler n'utilise pas d'interpolation pour déterminer le déport temporel à la corrélation de pointe. Une autre approche est utilisée par Ferrara et Algazi, et décrite dans le document de Ferrara et Algazi, "A new wideband spread target maximum likelihood estimator for blood velocity estimation - Part I: Theory", c'est-à-dire Un nouveau dispositif d'estimation de probabilité maximale cible de dispersion de large bande pour une estimation de vitesse du sang - I-ère Partie: théorie, IEEE Trans. Ultrason. Ferroelec. and Freq. contr., vol. UFFC-38, pages 1 à 26, 1991; et dans le document de Ferrara et Algazi, "The Effect of Frequency Dependent Scattering and Attenuation on the Estimation of Blood Velocity using Ultrasound", c'est-à-dire L'effet de la dispersion et de l'atténuation dépendantes de la fréquence sur l'estimation de la vitesse sanguine en utilisant les ultrasons, IEEE Trans. Ultrason. Ferroelec. and Freq. contr., vol. UFFC-39, pages 754 à 767, 1992. Une estimation de probabilité maximale de la vitesse, qui accroît la possibilité de résoudre une ambiguité de vitesse, a été dérivée d'un modèle de stochastique du signal qui provient d'un diffuseur ponctuel. Un procédé semblable basé sur une transformée bidimensionnelle de Fourier a été proposé par Wilson dans "Complex Stocastic Processes", c'est- à-dire Traitements stochastiques complexes de K. Miller, Addison-Wesley Publishing Company, Inc., 1974, o un spectre de vitesse est obtenu par sommation le long de lignes droites dans le plan bidimensionnel de Fourier. Ce procédé est également décrit dans le brevet des Etats Unis N 4 930 513, intitulé "Radial projection in the 2D Fourier plane", c'est-à-dire Projection radiale dans le plan bidimensionnel de Fourier. Pour résoudre les problèmes posés par l'état de l'art, la présente invention fournit un procédé d'estimation de vitesse basé sur le signal Doppler démodulé complexe dans un Doppler à portes multiples, en mesurant le déport temporel des échos d'une impulsion à l'autre. Un procédé connexe est décrit dans le brevet des Etats Unis N 5 081 994 de Hassler. Le présent procédé diffère du procédé de Hassler par un certain nombre de particularités essentielles qui sont décrites de façon détaillée cidessus, et qui offrent une performance améliorée par rapport au procédé de Hassler. De plus, la présente invention propose un procédé de compensation de bruit de récepteur qui permet d'utiliser leu procédé de l'invention dans des conditions o le rapport signal/bruit est réduit. Le procédé peut être utilisé pour des mesures d'écoulement sanguin à une profondeur unique, en couleurs mode m, et en imagerie bidimensionnelle ou tridimensionnelle, ou 2D ou 3D, d'écoulement sanguin. Le procédé est basé sur les estimations de la fonction d'autocorrélation du signal Doppler démodulé complexe. La contribution de la fonction de corrélation qui provient du bruit de récepteur est déterminée en mesurant le bruit en l'absence de signaux d'échos, ce qui peut être effectué en interrompant les impulsions transmises. Les valeurs obtenues sont soustraites des estimations de corrélation avant de poursuivre le traitement. Un nombre limité de candidats pour la vitesse vraie est calculé à partir de la phase de fonction d'autocorrélation. Le procédé sélectionne, par une technique d'interpolation, le candidat qui correspond à la valeur de corrélation maximale. De façon plus spécifique, la présente invention fournit un procédé de détermination de la vitesse, et de préférence de la dispersion de vitesse, de l'écoulement sanguin à une ou plusieurs positions spatiales dans un corps vivant en utilisant un système ultrasonique Doppler à ondes pulsées, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: transmettre en séquence des ondes ultrasoniques pulsées et recevoir une séquence correspondante de signaux d'échos; échantillonner les signaux d'échos un nombre prédéterminé de retards temporels après la transmission d'impulsions afin de former un signal de temps discret; former une fonction de corrélation dudit signal de temps discret et déterminer le déport temporel d'une pointe dans ladite fonction de corrélation; calculer la vitesse du sang qui est proportionnelle audit déport temporel; résoudre lesdits signaux d'échos en composant en phase et en quadrature qui constituent un signal complexe en utilisant une fréquence choisie de démodulation, ladite fonction de corrélation étant représentée par une séquence de nombres complexes, qui incluent l'amplitude et la phase, qui correspondent à un nombre discret de décalages de déport temporel; déterminer l'amplitude maximale dans la fonction de corrélation de temps-discret et déterminer la valeur de phase correspondante à partir de ladite valeur de phase afin de déterminer un ensemble correspondant de candidats possibles de déport temporel; estimer l'amplitude de la fonction de corrélation à chaque candidat éventuel de déport temporel par une interpolation entre l'ensemble discret des décalages de déport temporel dans la fonction de corrélation; et sélectionner pour poursuivre le calcul de la vitesse celui des déports temporels qui correspond à l'amplitude de corrélation maximale. Le procéde peut inclure en outre l'étape consistant a: traiter lesdits signaux d'échos par un filtre passe-haut afin de rejeter des signaux qui proviennent de cibles stationnaires ou en mouvement lent dans ledit corps vivant. Le procédé peut inclure en outre l'étape consistant à: former une fonction de corrélation pour la composante de bruit d'un signal reçu en l'absence d'échos ultrasoniques, et soustraire de la fonction de corrélation ladite composante de bruit avant de poursuivre le traitement. Le procédé peut inclure en outre l'étape consistant à: mesurer l'écart entre la fréquence de démodulation et la fréquence centrale des signaux d'échos reçus et utiliser cette fréquence centrale pour déterminer ledit ensemble de candidats éventuels de déport temporel. Le procédé peut inclure en outre l'étape consistant à: calculer la dispersion de vitesse à partir de l'amplitude de corrélation maximale. Les buts, particularités et avantages de la présente invention cités ci-dessus ainsi que d'autres ressortiront mieux à la lecture de la description qui suit en liaison avec les dessins annexés dans lesquels: la Fig. 1 est un exemple d'un schéma fonctionnel qui illustre de façon générale les principales particularités et fonctions impliquées dans un appareil complet d'imagerie ultrasonique d'écoulement en couleurs, dans lesquelles le procédé selon l'invention peut être mis en oeuvre. La Fig. 2 est un schéma fonctionnel plus détaillé des parties fonctionnelles du processeur paramétrique de vitesse qui fait partie du schéma complet de la Fig. 1. La Fig. 3 est un schéma fonctionnel plus détaillé des parties fonctionnelles de l'estimateur de vitesse, qui fait partie du schéma de la Fig. 2. La Fig. 4 est un exemple de l'aspect de l'amplitude de la fonction d'autocorrélation complexe. Un schéma fonctionnel d'un système ultrasonique de mesure de la vitesse d'écoulement du sang par effet Doppler est représenté à la Fig. 1. Habituellement, le système de mesure de l'écoulement sanguin est combiné avec un système d'imagerie ultrasonique qui utilise le même transducteur, mais l'invention est également applicable à des systèmes Doppler "indépendants". Un transducteur ultrasonique 5 émet dans le corps (non représenté) un faisceau ultrasonique pulsé 6. Les impulsions ultrasoniques sont rétrodiffusées à partir de structures du corps, par exemple le sang, pour produire des échos qui retournent vers le transducteur et sont détectées par celui-ci. A partir du récepteur 2, une flèche indique la poursuite du traitement des signaux d'échos reçus, en premier lieu dans une étape 12 de démodulation complexe, puis dans une étape FTC facultative 13 qui sera expliqué plus loin, et qui est suivi par une étape de calcul 14 des paramètres de vitesse. Les paramètres de vitesse, c'est-à-dire les trois valeurs de puissance, de vitesse et de dispersion de la vitesse comme indiqué à la Fig. 2, sont calculés pour un certain nombre de points situés dans un plan bidimensionnel, et ils sont combinés dans le système d'affichage 7 avec l'image ultrasonique d'amplitude engendrée dans l'étape de traitement de tissu 11. L'écho provenant d'un diffuseur situé à une distance r du transducteur 5 est détectée avec un retard t = 2 r/c après la transmission d'impulsions, qui correspond au temps d'aller et retour des impulsions ultrasoniques qui se propagent du transducteur vers le diffuseur et reviennent. La constante c est la vitesse du son dans le tissu humain. Pour les explications qui suivent, il est utile d'exposer la liste suivante des symboles utilisés: r0: numéro de porte de plage, r0 = O,..., M to: nombre d'impulsions, to = 0,..., N - 1 x(r0, to): signal Doppler complexe à portes multiples à partir de la plage r0 et du nombre d'impulsions to Tr: incrément temporel en direction radiale V0: fréquence angulaire de démodulation de quadrature T: temps de répétition d'impulsion c: vitesse du son R(r, t): estimation d'autocorrélation de x(r0, to) avec le décalage radial r et le décalage temporel t, voir équation ci-dessous vmax: la vitesse maximale du sang à mesurer est vmax (spécifiée par l'opérateur) vNyquist: vitesse de Nyquist, c'est-à-dire la vitesse du sang qui donne un déplacement Doppler égal à la moitié de la fréquence d'échantillonnage (= 1 / T) Izi et phase (z): désignent l'amplitude de la phase du nombre complexe z. La partie réelle étant re(z} et la partie imaginaire étant im(z} on obtient IzIl = Jr(re(z}2 + im(z)2); et phase (z) = im plage des vitesses (définie par l'utilisateur). K = arrondi {2T Vmax + 0,5); si Vmax > VNyquist Tr c K = 0; si Vmax VNyquist Le calcul du déport temporel est effectué en trois étapes, voir fig. 3, fig. 4: Etape 1. Trouver la valeur absolue maximale de la fonction de corrélation, c'est-à-dire trouver r = rmax qui maximise IR(r, 1)1, r = 0, 1,..., K. Etape 2. Calculer la valeur p de phase de corrélation pour un décalage radial r = rmax p = phase (R(rmax, 1)) - /\ rmax n/\ = phase (R(1,0)) la quantité /\ est l'écart de la fréquence centrale ultrasonique instantanée. Le calcul de /Ai est facultatif et, s'il n'est pas utilisé, la valeur de / est rendue égale à zéro dans les formules. Les candidats éventuels au déplacement temporel d'écho sont donnés par rk= 1 p + 2 r k; o k = 0, 1,... Tr 0 + /\w; Etape 3. Par interpolation, la valeur de IR (r, 1)1 pour une valeur quelconque de r (non seulement pour des valeurs entières) peut être calculée à partir de IR (k, 1)1, k = 0, 1,..., K. A la fig. 3, seules les trois valeurs de corrélation A, 40B et 40C les plus voisines du point maximal rmax sont utilisées dans l'interpolation, et seuls deux candidats de déplacement temporel 41, 42 sont situés entre rmax_1 et rmax+l à la fig. 4. Un exemple de l'aspect de la fonction de corrélation de temps discret et les valeurs d'interpolation sont représentés à la fig. 4 sous la forme de la courbe 40, qui passe par les trois valeurs de corrélation ci- dessus 40A, 40B, 40C. Lorsqu'il existe plus d'un candidat possible, celui qui maximise l'amplitude interpolée IR(rk, 1)1 est sélectionné. Cette valeur est désignée par rp. La vitesse est donnée par: v = rp / T Une mesure de la dispersion de vitesse est: vs = 1 - IR (rp, 1)1 R (ouo) La mesure de dispersion de vitesse vs est une mesure qualitative de la dispersion de la vitesse autour de sa valeur maximale. Lorsque tous les diffuseurs sanguins de la région spatiale couverte par le faisceau ultrasonique se déplacent à la même vitesse, le paramètre vs est proche de zéro. Lorsque les valeurs de vitesse sont également réparties dans la plage des vitesses de Nyquist, le paramètre de dispersion vs est égal à unité. Compensation des bruits de récepteur Les signaux d'échos reçus sont corrompus par des additions de bruits thermiques et/ou de bruits d'interférence, engendrés dans le transducteur ultrasonique et/ou dans l'amplificateur du récepteur. Ceci provoque une erreur dans la fonction de corrélation. La fonction de corrélation du bruit en l'absence de signaux d'échos peut être estimée en inhibant la transmission d'impulsions ultrasoniques. Cette composante du bruit de la fonction de corrélation est ensuite soustraite de la fonction de corrélation du signal total (qui inclut les échos et les bruits) de manière à donner une meilleure estimation de la fonction de corrélation du signal5 d'écho. REVENDICATIONS 1. Procédé de détermination de la vitesse, et de préférence de la dispersion de vitesse, de l'écoulement sanguin à une ou plusieurs positions spatiales dans un corps vivant en utilisant un système ultrasonique Doppler à ondes pulsées, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: transmettre en sequence des ondes ultrasoniques pulsées et recevoir une séquence correspondante de signaux d'échos; échantillonner les signaux d'échos un nombre prédéterminé de retards temporels après la transmission d'impulsions afin de former un signal de temps discret; former une fonction de corrélation dudit signal de temps discret et déterminer le déport temporel d'une pointe dans ladite fonction de corrélation; calculer la vitesse du sang qui est proportionnelle audit déport temporel; résoudre lesdits signaux d'échos en composant en phase et en quadrature qui constituent un signal complexe en utilisant une fréquence choisie de démodulation, ladite fonction de corrélation étant représentée par une séquence de nombres complexes, qui incluent l'amplitude et la phase, qui correspondent à un nombre discret de décalages de déport temporel; déterminer l'amplitude maximale dans la fonction de corrélation de temps-discret et déterminer la valeur de phase correspondante à partir de ladite valeur de phase afin de déterminer un ensemble correspondant de candidats possibles de déport temporel; estimer l'amplitude de la fonction de corrélation à chaque candidat éventuel de déport temporel par une interpolation entre l'ensemble discret des décalages de déport temporel dans la fonction de corrélation; et sélectionner pour poursuivre le calcul de la vitesse celui des déports temporels qui correspond à l'amplitude de corrélation maximale. 2. Procédé selon la revendication 1 caractérisé en ce qu'il inclut en outre l'étape consistant à: traiter lesdits signaux d'échos par un filtre passe-haut afin de rejeter des signaux qui proviennent de cibles stationnaires ou en mouvement lent dans ledit corps vivant. 3. Procédé selon la revendication 1 ou 2, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'étape consistant à: former une fonction de corrélation pour la composante de bruit d'un signal reçu en l'absence d'échos ultrasoniques, et soustraire de la fonction de corrélation ladite composante de bruit avant de poursuivre le traitement. 4. Procédé selon la revendication 1, 2 ou 3, caractérisé en ce qu'il inclut en outre l'étape consistant à: mesurer l'écart entre la fréquence de démodulation et la fréquence centrale des signaux d'échos reçus et utiliser cette fréquence centrale pour déterminer ledit ensemble de candidats éventuels de déport temporel. 5. Procédé selon la revendication 1, 2, 3 ou 4, caractérisé en ce qu'il inclut en outre l'étape consistant à: calculer la dispersion de vitesse à partir de l'amplitude de corrélation maximale.