FR 2912817 A1 20080822 FR 0701235 A 20070221 Titre de l'invention Procédé d'optimisation de la focalisation d'ondes au travers d'un élément introducteur d'aberrations. Arrière-plan de l'invention La présente invention se rapporte au domaine général de la focalisation d'ondes au sein d'un milieu. Plus précisément, l'invention concerne les modalités d'imagerie nécessitant la focalisation d'ondes à travers des milieux fortement hétérogènes. Les applications de ce type d'imagerie sont multiples. Il s'agit notamment de l'acoustique sous marine, des télécommunications, de la géophysique, des contrôles non destructifs de matériaux, de la médecine etc. Dans ce dernier domaine, les ondes focalisées sont utilisées en particulier en imagerie et en thérapie, notamment les ondes ultrasonores focalisées. Les aberrations introduites par les milieux hétérogènes sont un problème dans chacune de ces applications. En effet, dès qu'une intensité importante est véhiculée par les ondes ou qu'il est très important qu'uniquement une zone délimitée soit soumise aux ondes, les aberrations sont très pénalisantes et peuvent même empêcher l'utilisation d'ondes focalisées dans certaines applications à cause de l'impossibilité d'assurer une focalisation correcte. Certaines applications, par exemple dans le domaine de la thérapie, requièrent en effet que la focalisation soit très précise afin de ne pas élargir la zone d'action des ondes focalisées. Actuellement, la précision requise dans de telles applications est rendue accessible au prix d'une grande complexité de mise en oeuvre, et, dans le cas de la thérapie, au prix d'une chirurgie invasive. En effet, afin de pouvoir assurer une focalisation correcte d'ondes ultrasonores de haute intensité dans le cadre de la thérapie du cerveau, une première solution, décrite dans le document FR 2 843 874, consiste à exploiter des résultats d'imagerie du cerveau du patient obtenue par balayage tomographique (scan CT pour Cornputed Tomography en anglais) réalisé préalablement au traitement. Les informations sur la structure en trois dimensions de l'os du crâne sont alors utilisées pour simuler les aberrations et corriger les signaux émis pendant le traitement. Ces simulations numériques 2 prennent généralement un temps important incompatible avec un travail en temps réel. Ensuite, le patient doit être repositionné dans un appareil d'imagerie à résonance magnétique pour permettre un contrôle du traitement en temps réel, généralement par imagerie de l'élévation de température. Il est alors nécessaire que le patient soit repositionné par rapport à un référentiel identique à celui utilisé lors du scan CT afin que les structures soient pareillement disposées. Cela implique une procédure de recalage généralement complexe. Des cadres de stéréotaxie vissés sur la tête du patient peuvent notamment être utilisés. Une seconde solution est basée sur le retournement temporel des ondes. Elle consiste à implanter une minuscule sonde ultrasonore émettrice d'ondes ultrasonores sur un instrument chirurgical utilisé au cours d'une biopsie. Lors d'un prélèvement de tissu, la sonde émet, au voisinage de la tumeur, des ondes ultrasonores qui sont captées et enregistrées à leur sortie de la boite crânienne par un réseau de transducteurs ultrasonores. Si la biopsie révèle la nécessité de traiter, les signaux enregistrés sont alors retournés temporellement. Lors de leur réémission, les signaux retournés focalisent alors automatiquement sur la zone où a eu lieu la biopsie c'est-à-dire au niveau de la zone tumorale. Il est néanmoins nécessaire que le patient soit recalé correctement par rapport au réseau de transducteurs ce qui peut se révéler être de nouveau une opération délicate. Ensuite, en pratique, pour réaliser le traitement, le faisceau est déplacé électroniquement autour du point focal initial pour traiter l'ensemble de la tumeur point par point. Cette dernière solution est invasive et comporte donc tous les inconvénients inhérents aux procédés invasifs. L'utilisation d'ondes focalisées dans le cadre médical, en particulier l'utilisation des ondes ultrasonores focalisées de haute intensité, n'est donc actuellement pas privilégiée dès lors que des éléments introducteurs d'aberrations se trouvent sur le trajet des ondes. Pourtant, les ondes ultrasonores présentent des atouts majeurs parmi lesquels la possibilité d'intervenir à tout moment en cas de récidive et la possibilité d'intervenir sur les enfants pour lesquels les options thérapeutiques sont plus limitées que pour l'adulte. Il y a aussi lieu de souligner que l'utilisation d'ondes ultrasonores à haute intensité est une intervention dépourvue d'irradiation réalisée par seule élévation locale de température. Tous les moyens qui permettent l'extension du domaine d'utilisation des ondes ultrasonores, et plus généralement des ondes non irradiantes, sont donc dignes du plus grand intérêt. En particulier, les moyens permettant d'éliminer l'influence des aberrations comptent parmi ces moyens. Objet et résumé de l'invention La présente invention a donc pour but principal de permettre de réaliser des focalisations correctes d'ondes même en présence d'un élément aberrateur tout en évitant les inconvénients présentés par les deux solutions existantes, à savoir la complexité d'un recalage entre deux modalités d'imagerie accompagné de risques d'erreurs et, dans le cas du guidage par biopsie , le caractère invasif. L'invention propose pour cela un procédé d'optimisation de la focalisation d'ondes dans une zone d'intérêt d'un milieu, les ondes étant émises par un réseau de N sources vers le milieu au travers d'un élément introducteur d'aberrations introduisant un décalage de phase initialement indéterminé çn (1 c) mesure d'une perturbation 1"m (1m On entend par les termes zone d'intérêt une zone du tissu dans laquelle on souhaite focaliser les ondes afin d'y atteindre spatialement un maximum d'énergie. Typiquement, par la focalisation d'ondes, on cherchera à atteindre un pic d'énergie sur une zone d'intérêt limitée à une extension de quelques centaines de pm en profondeur et latéralement dans le domaine des ultrasons. De manière plus générale, une zone d'intérêt pour une modalité donnée utilisant des ondes présente une dimension voisine de la longueur d'onde utilisée. L'invention est particulièrement intéressante dans le cadre de la thérapie du cerveau où il est nécessaire de repérer très précisément la zone à nécroser, typiquement une tumeur, et de ne pas sortir de cette zone afin de ne pas causer de dommages aux tissus sains. Les traitements par faisceaux ultrasonores focalisés de forte intensité sont donc particulièrement concernés par l'invention. Dans ce cadre, avec l'aide de l'invention, la correction de focalisation peut être réalisée juste avant le traitement avec un seul et même réseau de transducteurs servant pour l'adaptation de focalisation, le traitement, voire aussi l'imagerie. En outre, permettant une intervention sans trépanation ni introduction d'instruments chirurgicaux, l'invention offre une qualité et un confort d'intervention jusque là inaccessible. En particulier, l'invention rend aisée les thérapies non invasives des lésions cérébrales. Comme ces thérapies sont avantageuses des points de vue des coûts et des risques, l'invention répond donc aux enjeux socio-économiques actuels dans le domaine des interventions neurochirurgicales. Selon une caractéristique additionnelle avantageuse, le procédé selon l'invention comprend en outre une étape c') de mesure d'au moins une perturbation I,,, , en un point situé hors de la zone d'intérêt [6] à chaque modification m (1 Selon un premier mode de réalisation de l'invention, la distribution spatiale de phase an (1 Selon une caractéristique avantageuse, , la distribution de phase an étant décomposée en une base de K vecteurs Vk (1 les phases émises par les N sources, les modifications de phase an (1 K dk pour chaque vecteur Vk , M étant alors égal à 1Sk . k=0 Une telle caractéristique permet de sélectionner et/ou de pondérer simultanément toutes les sources pour constituer la pluralité de sources. Cette approche possède deux avantages. D'une part, la définition de vecteurs à partir des variations spatiales des aberrations permet d'effectuer, selon le procédé de l'invention, des modifications de phase tenant directement compte des spécificités de ces variations. D'autre part, en émettant avec l'ensemble des émetteurs, on évite de faire des modifications de phase qui n'auraient pas d'impact perceptible sur l'amplitude de l'intensité de la perturbation mesurée. Cette approche permet donc de réduire considérablement le nombre d'itérations modificatives du procédé. La réalisation d'une itération du nombre dk pour chaque vecteur Vk permet de déterminer un nombre dk générant une distribution de phase optimale pour le vecteur Vk . La réédition de l'itération pour dk+, associée au vecteur Vk+l suivant permet de converger vers une focalisation optimale sur l'ensemble des sources du réseau. Avantageusement, les modifications de la distribution de phase an sont réalisées dans un sous-espace de IK' (K' Dans une implémentation avantageuse, les vecteurs Vk sont définis à partir de K fonctions périodiques de l'espace, chaque coefficient Vkn étant déterminé par la valeur d'une fonction k (1 Avec cette caractéristique, la distribution de phase optimale est déterminée à l'aide des mesures de perturbation utilisées en tant que déterminants dans les équations théoriques liant la phase et l'énergie de la perturbation. La matrice peut être une matrice orthogonale, par exemple une matrice d'Hadamard. Selon une caractéristique avantageuse, les M modifications de la distribution de phase et/ou d'amplitude sont réalisées par Rp >_2 modifications de la valeur de phase x, lors de l'émission de la somme H~, n +Hpn.e!x' sur chaque source n correspondant à la somme d'au moins deux vecteurs Hm et Hp (1 r ERp , la distribution de phases et/ou d'amplitudes optimale étant déterminée P=l grâce à la mesure des perturbations In, obtenues pour chaque somme de vecteurs émise et par inversion de la matrice Hpn . Cette caractéristique, consistant à appliquer un déphasage xr à un des deux vecteurs, permet, avec l'aide des équations théoriques, d'obtenir la valeur du décalage de phase et d'amplitude Bp.e'a introduit par l'élément aberrateur entre les deux vecteurs d'émission différents Hp1 et Hp, ceci en réalisant plusieurs mesures des perturbations engendrées par l'émission successive de la somme Hn + Hp .e'x pour plusieurs valeurs de x. La déduction de la distribution des décalages de phase cpn est obtenue par inversion de la matrice Hm et en utilisant les Bp.'Q obtenus pour chaque vecteur Hp : An.e= inv(Hpn)Bpe'fi La distribution de phase optimale an à émettre sur chacune des opr sources est ensuite obtenue directement par inversion de la phase : e'a^ = e '~^ Dans une application avantageuse de l'invention, le milieu de focalisation est un milieu biologique. Selon l'invention, la perturbation In, induite et mesurée dans le milieu peut être choisie parmi des déplacements locaux, des vélocités locales, des contraintes, des variations de température locales dans le milieu. En fonction de la nature des ondes et de celle du milieu, un de ces types de perturbations sera privilégiée. Par exemple, dans le cas d'ondes ultrasonores, le procédé peut être mis en oeuvre avec des ondes d'une intensité telle qu'elle permet de générer une poussée dans le milieu due à la force de radiation ultrasonore mais d'une intensité telle qu'elle ne génère pas de dommages dans le milieu, comme c'est le cas, en revanche, lors de la thérapie. Selon une autre caractéristique particulière de l'invention, la mesure de l'intensité de la perturbation induite lm est réalisée à l'aide d'une modalité d'imagerie. L'utilisation d'une modalité d'imagerie pour suivre l'intensité de la perturbation permet de suivre directement et de manière fiable la localisation du point focal par rapport à des structures imagées du milieu. Dans le cas de la thérapie, cela permet aussi de voir les lésions en même temps et de suivre ensuite, le cas échéant, l'effet thérapeutique en temps réel d'un traitement. Cela évite en outre d'avoir à déplacer le patient entre une phase d'imagerie et une phase de traitement. Cette caractéristique permet bien sûr aussi la localisation directe de la zone à traiter sans avoir à recaler le patient dans un référentiel correspondant à une étape d'imagerie préalable. Par exemple, les déplacements micrométriques induits par le faisceau ultrasonore seront suivis par imagerie à résonance magnétique. De cette manière, il est possible de rendre plus souples et plus rapides les protocoles de traitement des tumeurs cérébrales en permettant le guidage et le suivi du traitement grâce à une unique modalité d'imagerie. 10 La modalité d'imagerie peut être choisie parmi les modalités d'imagerie à résonance magnétique, les modalités d'imagerie ultrasonore, les modalités d'imagerie tomographique par rayons X, les modalités d'imagerie optique. La modalité d'imagerie à résonance magnétique est particulièrement adaptée pour suivre les évolutions de tissus organiques et est préférentiellement choisie dans les applications médicales où, outre le fait que cette imagerie permet de mettre en oeuvre l'invention, elle permet successivement et/ou simultanément de suivre l'effet d'un traitement ou encore elle permet l'imagerie, simultanée et d'autant plus précise que la focalisation d'ondes est meilleure, de la zone d'intérêt que l'on souhaite examiner. L'invention est ainsi mise en oeuvre, de manière tout à fait originale, pour focaliser des ondes ultrasonores dans un milieu qui est parallèlement imagé par imagerie à résonance magnétique. Ces deux modalités présente l'avantage majeur d'être tout à fait compatibles et de pouvoir être réalisées simultanément. Avantageusement, la mesure de la perturbation In, induite dans la zone d'intérêt est réalisée par imagerie de la zone d'intérêt elle-même. Dans une mise en oeuvre préférée de l'invention, la perturbation I,,, induite et mesurée dans le milieu est due à une force de radiation ultrasonore, sonore ou électromagnétique. Une telle perturbation peut être mesurée en tant que déplacement mais également en tant qu'échauffement. Le type de mesure pourra notamment être choisi en fonction de la nature du milieu. L'invention vise en outre un système émetteur comprenant a) un réseau de N sources aptes à émettre des ondes focalisées An.e'an présentant une distribution spatiale de phase an et d'amplitude An (1 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 système émetteur d'ondes focalisées ce programme comportant des instructions adaptées à la mise en oeuvre des étapes du procédé selon l'invention. 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 système selon l'invention, 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 ou encore une carte mémoire. 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-clessous, en référence aux dessins annexés qui en illustrent un exemple de réalisation dépourvu de tout caractère limitatif. Sur les figures : - la figure 1 décrit une sonde ultrasonore telle qu'avantageusement utilisée pour mettre en oeuvre l'invention, - la figure 2 présente une situation d'optimisation de la focalisation selon le procédé de l'invention, - la figure 3 représente le domaine de fréquence des variations spatiales significatives des aberrations engendrées par la traversée de l'élément introducteur d'aberrations, - la figure 4 donne un exemple de correction des aberrations engendrées par la traversée de l'élément introducteur d'aberrations par un procédé d'optimisation de focalisation selon l'invention. Description détaillée d'un mode de réalisation La figure 1 représente une sonde ultrasonore 1 telle qu'avantageusement utilisée pour mettre en oeuvre l'invention. La sonde ultrasonore 1 présentée sur cette figure est particulièrement destinée à permettre une optimisation de la focalisation d'ondes ultrasonores dans le cerveau. En effet, l'invention est particulièrement intéressante dans ce contexte puisque l'os du crâne introduit inévitablement des aberrations de phase au sein d'un faisceau focalisé. Ces aberrations empêchent une bonne localisation de la zone focale ce qui peut s'avérer particulièrement gênant dans les applications médicales où une grande précision est requise. L'os du crâne demeure cependant relativement transparent pour les ultrasons. Il y a donc lieu de développer des solutions pour corriger les aberrations induites par la traversée de l'os du crâne afin de pouvoir utiliser les ondes ultrasonores, malgré les aberrations, pour imager ou soigner une zone du cerveau. La sonde ultrasonore 1 comprend ainsi un châssis 2 formant une portion de sphère de rayon de courbure choisi en fonction de l'application visée. Dans l'exemple choisi, visant l'imagerie et la thérapie du cerveau, le rayon de courbure sera par exemple égal à 120 mm. Le châssis 2 porte un nombre donné N de transducteurs piézoélectriques 3. Dans une réalisation pratique, N=512 transducteurs piézoélectriques 3 sont ainsi installés sur le châssis 2.:[Is constituent autant de sources d'ondes. Pour la simplicité de la représentation, seuls quelques transducteurs sont représentés sur la figure 1 qui n'est qu'illustrative. Chaque élément transducteur 3 individuel est apte à émettre, de manière continue et/ou discontinue, une onde ultrasonore. Dans un exemple de réalisation, chaque élément individuel 3 possède un diamètre de 8 mm et émet de manière continue une sinusoïde à la fréquence centrale de 1 MHz. Classiquement, lorsqu'une sonde émet un faisceau d'ondes ultrasonores, les phases des ondes émises par chaque élément transducteur de la sonde sont calculées individuellement afin de réaliser une focalisation dans une zone dite focale du milieu. Les phases initialement calculées pour réaliser cette focalisation ne peuvent cependant pas tenir compte des aberrations introduites par les hétérogénéités du milieu dans lequel) les ondes vont focaliser. Ces aberrations sont en effet inconnues. L'invention permet d'atténuer voire de supprimer l'effet de ces aberrations. La figure 2 représente l'utilisation d'une sonde ultrasonore 1, telle que présentée sur la figure 1, pour l'imagerie ou la thérapie au sein d'un milieu 4, en l'occurrence le cerveau, enveloppé dans sa boîte crânienne, élément introducteur d'aberrations 6. La transmission des ondes des transducteurs 3 vers la boite crânienne 5 et le cerveau 4 est assurée par un milieu 7 d'impédance adaptée. La focalisation souhaitée, illustrée par des lignes de tirets, définit une zone focale 6. En l'absence de correction de phase, on observe une dégradation de la focalisation, représentée par des lignes de points sur la figure 2. Cette dégradation est due à la présence de l'élément introducteur d'aberrations 5 constitué par la boite crânienne placé sur le trajet du faisceau ultrasonore émis par la sonde 1. Au niveau de la zone focale 6, la contribution p du nième élément transducteur 3 au champ acoustique total obtenu dans la zone focale 6, après propagation à travers l'os crânien, s'écrit : pn \t/ = AnDn'eJane JK,URceJ2nteJvn , où gn est le décalage de phase introduit par le milieu introducteur d'aberrations 5, An est l'amplitude à l'émission,an représente la phase correspondant, dans la distribution de phase, à l'élément transducteur n, Dn est un facteur d'atténuation introduit par les phénomènes d'absorption lors de la traversée de la boîte crânienne 5 et par la perte d'amplitude par diffraction, f est la fréquence de l'onde émise, Kw est le vecteur d'onde et Rc est le rayon de courbure du système d'émission. Le champ acoustique total est donc donné par l'équation : P(t) = ei2, te-1' .R. 1 AnDn n ä /an Ce champ acoustique total génère une perturbation 1 dans le milieu 4. Dans l'invention, l'intensité I de la perturbation est suivie à l'aide de mesures effectuées dans le milieu 4, au niveau de la zone focale 6. La mesure de l'intensité de la perturbation I est avantageusement réalisée grâce à une modalité d'imagerie 8, par exemple l'imagerie par résonance magnétique ou encore l'échographie. Néanmoins, ces modalités d'imagerie ne permettent pas de mesurer directement et à distance la surpression induite par le champ ultrasonore. En revanche, dans le cas d'ondes ultrasonores, l'énergie ultrasonore locale peut être directement estimée. Cette énergie ultrasonore est proportionnelle au carré de la surpression induite par le champ ultrasonore. On note cependant que l'accès à l'énergie ultrasonore locale ne permet pas d'accéder directement à l'information de phase et donc au décalage de phase introduit. Aussi, avec ces modalités d'imagerie, seule une optimisation par mesure d'amplitude est donc possible. Dans un exemple de réalisation avantageux, l'énergie ultrasonore locale est suffisante pour provoquer un déplacement au sein du tissu mais sans y engendrer de dégradations. Ce déplacement, résultant de l'application du champ ultrasonore dans la zone focale, est alors mesuré grâce à l'imagerie des tissus situés dans la zone focale. Une telle mesure est connue de l'homme du métier qui peut se reporter au document Viscoelastic shear properties of in vivo breast lesions measured by MR elastography, Sinkus R, Tanter M, Xydeas T, et al., MAGNETIC RESONANCE IMAGING 23 (2): 159-165 Sp. Iss. SI FEB 2005 pour en trouver les caractéristiques dans le cas de l'imagerie par résonance magnétique. En particulier, lorsqu'une modalité d'imagerie ultrasonore est utilisée pour mesurer la perturbation, toutes les techniques connues de mesure de déplacement dont les mesures Doppler, les techniques d'inter-corrélation de signaux, les mesures de variations de phase dans le domaine de Fourier etc. pourront être mises en oeuvre. Lorsqu'une modalité d'imagerie par résonance magnétique est utilisée pour suivre la perturbation 1, le déplacement au foyer peut être suivi en utilisant des séquences d'imagerie à résonance magnétique sensibles au mouvement en fonction du temps. Ces séquences d'imagerie à résonance magnétique permettent d'accéder à des mouvements échantillonnés sur un temps très court de 1 à 10 millisecondes. Par exemple, des séquences similaires aux séquences bien connues en IRM de diffusion pourront être mises en oeuvre. Il est en particulier connu qu'en utilisant une intégration dans le temps des déplacements mesurés pendant le temps d'application du gradient de champ magnétique lors d'une séquence IRM de diffusion modifiée, une cartographie bidimensionnelle du déplacement généré par un transducteur ultrasonore peut être obtenue. Dans chaque voxel de cette cartographie, le déplacement correspond à une intégration sur un temps court des déplacements de ce voxel pendant la poussée. On déduit ensuite, à partir des déplacements observés, la force de radiation ultrasonore induite dans la zone focale. Sa densité volumique de force est alors exprimée par la formule : f == 2aIe, / c , où I est l'intensité acoustique, a est le coefficient d'absorption ultrasonore du milieu, c est la vitesse de propagation du son dans les tissus, et eZ est le vecteur de direction de propagation. En supposant que l'onde est localement plane au foyer, l'intensité acoustique dans la zone focale est alors donnée par Z 2Z 1 An Dn e''ä e '" n=1 (p2) 1= 1 2 , où est la moyenne temporelle de l'énergie acoustique exprimée ci-dessus et Z est l'impédance acoustique du milieu. Dans les exemples de réalisation décrits dans la suite, l'énergie acoustique I est choisie comme étant la mesure représentative de la perturbation. L'invention utilise les fluctuations des amplitudes de la perturbation 'm mesurée, par exemple l'intensité acoustique, dans la zone focale 6 lorsque les retards de phase sur chacun des éléments transducteurs 3 de la sonde ultrasonore 1 sont modifiés m fois selon le procédé de l'invention. Les ondes focalisées peuvent aussi être choisies de manière à ce qu'elles provoquent une élévation de température au sein du milieu. Dans ce cas, la mesure de la perturbation par élévation de température peut notamment être réalisée par imagerie à résonance magnétique en utilisant d'autres séquences spécifiques. Pratiquement, l'invention propose de modifier les décalages de phase sur un ensemble de transducteurs tout en mesurant les perturbations lm induites dans la zone d'intérêt afin de déterminer une distribution de phase optimale du point de vue de la focalisation. Avantageusement, une ou des mesure(s) additionnelle(s) de perturbations) In,, induite(s) à l'extérieur de la zone d'intérêt 6 sont également réalisées. Cela est en particulier aisé lorsqu'une modalité d'imagerie à résonance magnétique est utilisée puisque cette imagerie permet d'observer des phénomènes sur une zone relativement étendue Deux modes de réalisation sont présentés dans la suite. Tous deux utilisent le principe d'une modification intentionnelle et connue de la distribution de phase afin de déterminer la distribution de phase optimale à l'aide de la mesure de la perturbation engendrée dans le milieu. Le premier mode de réalisation utilise une modification itérative des phases au sein de la distribution de phase. La distribution de phase est alors avantageusement décrite à l'aide de vecteurs spatiaux décrivant les phases des ondes émises pour chaque source n (1 Cette base est préférentiellement choisie pour correspondre aux fréquences spatiales les plus couramment observées au sein des variations des aberrations introduites par l'élément introducteur d'aberrations. Or il se trouve que, pour les applications médicales visées, les aberrations de phase introduites par les structures biologiques, varient relativement lentement dans l'espace. C'est en particulier le cas pour le crane humain. La solution optimale des décalages de phase peut donc être recherchée en modifiant des valeurs associées à un nombre limité de vecteurs correspondant à un nombre limité de fréquences spatiales. Le principe permet donc de modifier la phase sur plusieurs transducteurs, voire la totalité, en ne modifiant que la valeur associée à un des vecteurs. Une décomposition des variations spatiales des aberrations typiquement introduites par la boite crânienne est par exemple réalisée en faisant une transformation en cosinus discret (en anglais : Discrete Cosine Transform ou DCT) sur la base des fréquences spatiales FX et FY. Une telle décomposition est illustrée sur la figure 3. On constate, sur cette figure, que l'espace des fréquences occupées FO sur l'espace des fréquences EF par les fréquences spatiales les plus communes se situe dans les basses fréquences. Ainsi, une nouvelle base de vecteurs, différente de la base canonique désignant chaque transducteur un par un, est alors avantageusement définie en tenant compte des spécificités fréquentielles des aberrations introduites : chaque couple de fréquences spatiales non nulles (FX,FY) respectivement suivant les axes X et Y du réseau de transducteurs 3 est choisi et le vecteur spatial correspondant est construit. Dans un exemple de réalisation, le vecteur est constitué de la manière suivante : COS(Pk 7rcl).COS(Pkä2VI ) cos(Pk,x2)•cos(Pk,.7 V2) Vk= cos(Pk,r7ce,).cos(Pk i y3) avec Pk et Pk entiers permettant de cos(Pk 7rCN).cos(Pk N)} décrire un ensemble de fréquences spatiales, (xn,yn) étant la position du transducteur n sur la sonde repérée dans un repère bidimensionnel. Pic, et Pk, décrivent par exemple l'ensemble des entiers entre 2 et 10. Ils peuvent être égaux permettant de décrire les mêmes fréquences spatiales FX=FY sur les deux dimensions ou différents décrivant des fréquences FX et FY distinctes. La distribution de phase est ensuite modifiée M fois sur la base de ces vecteurs sinusoïdaux, ce nombre pouvant être inférieur aux nombres N de transducteurs. K Comme la phase de la source n s'écrit alors aä = E dkVkä où dk est un k=1 nombre réel, optimiser la distribution de phase consiste donc à déterminer un ensemble de valeurs dk chacune associée à un vecteur Vk . Pour cela, on applique successivement plusieurs valeurs de dk à chacun de ces vecteurs, par exemple en incrémentant S fois la valeur dk par exemple par incréments de 0.1 radian. A chaque modification, une mesure de la perturbation engendrée est réalisée. Le nombre S peut être identique pour tous les vecteurs Vk ou dépendre du vecteur Vk considéré. Il peut alors être noté Sk . Une fois la valeur de dk résultant en la plus grande perturbation déterminée pour un vecteur, on réalise la même opération pour un autre vecteur en appliquant la valeur optimale au vecteur précédent en tant que loi de correction et ainsi de suite. Cette opération est réalisée sur tout ou partie des vecteurs Vk construits à partir de couples de fréquences spatiales (FX,FY). On réalise ainsi K M = ESk modifications. Si le nombre d'incrémentation S est identique pour tous k=1 les vecteurs Vk , alors le nombre total de modifications est égal à M=S.K. Pour chaque modification m, au moins une mesure d'une perturbation In, est réalisée. La valeur dk correspondant à la modification m, pour laquelle la perturbation I,,, maximale est observée, est sélectionnée. Dans ce mode de réalisation, en optimisant ainsi la distribution de phase pour chacun de ces vecteurs Vk décrivant chacun un couple de fréquences particulières (FX,FY) de l'espace des fréquences spatiales, on optimise la focalisation successivement sur l'ensemble des fréquences spatiales des aberrations. En utilisant ensuite chaque distribution optimale, sur chaque vecteur, on obtient une distribution spatiale optimale an sur l'ensemble des fréquences spatiales concernées. En effet, à l'issue de l'optimisation sur chaque vecteur Vk , la correction de distribution de phase optimale est alors la somme des vecteurs auxquels sont associées les valeurs dk engendrant une perturbation maximale. En combinant l'effet optimisé de l'ensemble des vecteurs, la perturbation maximale est alors obtenue lorsque chaque transducteur présente la phase suivante : K an = EdkVkn avec dk, valeur optimisée. Une partie des aberrations introduites k=1 par l'élément aberrateur sont alors corrigées. Au besoin, il peut être envisagé de recommencer l'ensemble des itérations pour affiner l'optimisation. Par ailleurs, lorsqu'une ou des mesure(s) de perturbation In, sont effectuées à l'extérieur de la zone d'intérêt 6, ces mesures peuvent être utilisées pour choisir une distribution de phase optimale permettant, outre la maximisation de la perturbation I,,, dans la zone d'intérêt 6, la minimisation de la perturbation I.,, hors de la zone d'intérêt 6. Une telle minimisation peut, en particulier, être l'objet de la seconde itération permettant d'affiner l'optimisation. En outre, dans la mesure où la boîte crânienne 5 introduit aussi des aberrations d'amplitude, outre l'optimisation de la distribution de phase présentée ci-dessus, une correction du second ordre utilisant une modification de l'amplitude peut également être appliquée. Cette correction est avantageusement réalisée après une première optimisation de la distribution de phase. Dans ce cas, une seconde optimisation de la distribution de phase peut avantageusement être réalisée à la suite de l'optimisation de l'amplitude. Un exemple de réalisation de cette correction du second ordre consiste à faire varier, par paliers successifs, généralement entre 0,1 et 1, un coefficient d'amplitude A'k appliqué à chaque onde construite à partir de la distribution de N phase décrite par chaque vecteur Vk de la manière suivante : A'k.lAne'a où n=1 An est l'amplitude par défaut de chaque source. De façon analogue à la variation de phase, plusieurs émissions avec S' différents coefficients A'k sont effectuées pour maximiser soit la quantité I, soit la quantité suivante K I , ceci afin d'optimiser le rapport entre l'intensité au ACk 2 k=1 foyer et l'intensité émise par les sources. Pour illustration, dès lors que S' incrémentations sont réalisées pour tous les vecteurs, on réalise alors un nombre de modifications supplémentaire égale à M=S'.K. Aussi, en testant successivement plusieurs distributions de phase et plusieurs facteurs d'amplitude, pour chacun des vecteurs décrivant l'espace des fréquences spatiales des aberrations, il est possible d'accéder à un optimum de perturbation au niveau de la zone focale et, le cas échéant, à un minimum de perturbation hors de la zone focale, révélant une optimisation de la focalisation malgré les aberrations de phase induites par la boîte crânienne 5. L'utilisation de vecteurs décrivant l'espace des fréquences spatiales des aberrations attendues par l'élément aberrateur permet de modifier la phase sur l'ensemble des transducteurs en même temps et, donc, de fournir au milieu une énergie suffisante pour que le différentiel de perturbation soit mesurable. En effet, les déplacements des tissus induits par la force de radiation ultrasonore sont généralement très faibles, de l'ordre de 10 à 100 pm. Ainsi, une limitation majeure correspond au déplacement minimal qui peut être mesuré par la modalité d'imagerie. Ce déplacement minimal est typiquement de l'ordre de 1 pm. L'énergie fournie au milieu et la perturbation engendrée doit donc être suffisante pour être décelable au vu de la sensibilité de la mesure. En utilisant des modifications de phase sur l'ensemble des sources, l'invention permet d'envoyer suffisamment d'énergie dans le milieu non seulement pour générer une perturbation décelable mais aussi pour que les différences d'énergie associées aux différentes combinaisons de décalages de phase soient décelables pour permettre l'optimisation. La modalité d'imagerie choisie et le dispositif la mettant en oeuvre déterminent la durée nécessaire pour faire une mesure correspondant à une itération de la distribution de phase. Par exemple, avec une technologie ultrasonore, cette durée est de l'ordre de 1 ms et avec, la technologie par imagerie à résonance magnétique, si l'on se restreint à la mesure en un voxel 3D unique, cette durée est de l'ordre de 10 ms. Ainsi, avec la technologie IRM, sur une durée totale maximale de 10 minutes, le nombre total d'itérations sera limité à 60000. Le premier mode de réalisation décrit ci-dessus présente l'avantage d'utiliser un nombre réduit de fréquences spatiales, de l'ordre de 10 suivant chaque direction X et Y et de permettre ainsi une convergence itérative rapide vers une solution très proche de la correction optimale. Environ 1000 à 2000 itérations sont alors suffisantes. Avec les modalités d'imagerie classiques, cela correspond à un temps d'optimisation de l'ordre de 3 minutes tout à fait acceptable cliniquement. Le fait de modifier la phase non pas transducteur par transducteur, mais sur la totalité des éléments ou, du moins sur une pluralité d'entre eux, à chaque étape de l'itération permet d'engendrer des modifications décelables de l'intensité acoustique au foyer et ainsi d'être moins tributaire de la sensibilité de la mesure de l'énergie ultrasonore dans la zone focale. Dans la suite, est proposée une simulation du procédé réalisée avec un introducteur d'aberrations théorique représenté par une distribution spatiale d'aberrations de phase sur la figure 4a. Le processus converge en environ 4000 pas où sont testées 10 fréquences spatiales dans chaque direction (donc K=100=10*10) et S=30 décalages de phase pour chaque vecteur propre Vk . Sur la figure 4b, l'amplitude Inorm de l'énergie acoustique normalisée par rapport à l'énergie optimale qui serait obtenue avec une correction parfaite est reportée en fonction du nombre k désignant chaque vecteur. L'optimisation est ici réalisée deux fois successivement pour l'ensemble des vecteurs spatiaux. On réalise donc ici M=S.K modifications. On constate que l'amplitude Inorm de l'énergie acoustique au foyer augmente de manière importante au cours du processus. Le procédé selon l'invention permet bien une convergence vers la focalisation parfaite. La loi de correction finalement obtenue est présentée sur la figure 4c. Elle est très proche de la loi d'aberration théorique introduite pour la simulation et présentée sur la figure 4a. Selon le premier mode de réalisation, l'invention est un procédé expérimental selon lequel on optimise une énergie acoustique générée dans un milieu afin de trouver une distribution de phase permettant de réduire l'influence des aberrations dans la focalisation des ondes. Dans un second mode de réalisation de l'invention, une inversion directe à partir des mesures de perturbations permet de déterminer une distribution de phase optimale. Il est en effet théoriquement possible d'estimer le déphasage optimal entre deux transducteurs à partir d'une pluralité de mesures de l'intensité d'une perturbation générée par l'interférence des ondes émises par ces deux transducteurs. En effet, l'intensité générée par la superposition des deux faisceaux est modulée en amplitude par le cosinus de la phase relative entre les deux transducteurs. Ainsi, lorsque deux faisceaux monochromatiques s, (t) = ae'( et s2 (t) = be ''''') interfèrent en un point, l'intensité générée est : I = a2 + b2 +2abcos9p = A+Bcosço Il est donc possible de déterminer la phase cp par modulation d'intensité. Si on ajoute un déphasage x supplémentaire au signal s2, on obtient une intensité modulée par un cosinus en fonction de x: I(x)=A+Bcos(ço+x) A partir d'au moins trois mesures de I(x) en modifiant x à chaque mesure, il est donc théoriquement possible de calculer A, Set ç. La phase de l'onde émise sur chaque transducteur est donc modifiée au moins deux fois par des incréments x distincts. Une manière de calculer ce déphasage consiste à réaliser R (R>1) mesures de l'intensité pour R modifications de phase x,. et d'inverser directement le système d'équations linéaires à trois inconnues A, Bcos(cp), et Bsin((p) : I (xr) = A+ B. cos(rp)cos(xr) ù B. sin(rp)si.n(xr ) En particulier, si que pour chaque mesure de I(xr) on réalise également une mesure de I(xr +,r) alors : cos(xr) = Isin(xr) = 0 r r On peut alors mesurer cieux sommes : sc = I Ir cos(xr) = [A cos(xr ) + B cos(p) cos2 (xr) ù B sin(p) sin(xr) cos(xr )] ss = ~ Ir sin(xr) = [Asin(x,. ) + B cos(rp) cos(xr) sin(xr) ù B sin(rp) sine (xr )] J sc = Bcos(çp)Ecos2(xr)ùBsin(rp)Esin(xr)cos(xr) lss = Bcos(rp) sin(x,.)cos(xr)ùBsin(rp)lsin2(x,.) Ce système linéaire de deux équations comporte deux inconnues B cos(rp) et B sin(rp) . En résolvant simplement ce système on obtient 15 l'information sur la phase rv qui est le décalage de phase introduit par l'élément introducteur d'aberrations entre les deux transducteurs. La base des N transducteurs réels est la base canonique. L'objectif selon l'invention est d'estimer les déphasages et amplitudes des transducteurs dans cette base canonique : 20 T, = Ane'a' Cependant, du fait de l'amplitude faible de chacun des transducteurs, il est difficile de mesurer la modulation d'intensité générée par deux transducteurs. L'invention consiste à effectuer un changement de base permettant de faire fonctionner simultanément une pluralité de transducteurs. De nombreuses bases 25 sont possibles, par exemple la base d'Hadamard : 10 H = ,n Soit H = Hpn (avec i Et donc : Hp = Bpe''B' = HpnAn Si on prend un vecteur de base Hp comme référence (phase=0 et amplitude=1), alors pour chaque vecteur Hp (1 _2) et préférentiellement trois (R=3) valeurs distinctes de xr . L'amplitude et la phase telles qu'effectivement observées dans le milieu sont alors obtenues par rapport 20 au vecteur de référence Hm pour chaque vecteur Hp . 26 Cette estimation de Bpe'fi" est alors réalisée pour chacun des P vecteurs Hp en réalisant, pour chacun, R modifications de x,,. Ici, on a considéré que R est semblable pour tous les vecteurs. Néanmoins, ce nombre de modifications R peut être une fonction du 1> vecteur Hp et donc noté Rp . En tout, M = lRp modifications de la n=~ distribution de phase et/ou d'amplitude sont donc effectuées. Quand Rp = R est le même pour tous les vecteurs Hp, alors M=P.R. Ensuite, pour obtenir les phases et amplitudes introduites par l'aberrateur individuellement sur chacune des N sources, il faut revenir dans la base canonique. Pour cela, il suffit d'inverser la matrice H. Dans le cas où la matrice n'est pas inversible, il suffit d'utiliser la matrice pseudo-inverse obtenue par décomposition en valeurs singulières. On obtient alors l'amplitude et la phase introduite par l'aberrateur sur chacun des transducteurs de la base canonique : Ane"n = inv(Hpn)Bpe'flP La phase optimale d'émission an pour chacune des N sources est alors obtenue en inversant le décalage de phase : e'a" = e' Il est, ici aussi, possible d'utiliser des mesures de perturbations I,,, , effectuées à l'extérieur de la zone d'intérêt 6. Dans ce cas, on cherchera à minimiser une telle perturbation In, , . Après inversion de la matrice en utilisant les perturbations I,,,, on tonnait les aberrations introduites par l'élément aberrateur et on peut les utiliser de manière à appliquer une distribution de phase à la fois optimale pour l'intensité de la perturbation I,,, dans la zone d'intérêt 6 et la minimisation de la perturbation In, , à l'extérieur de la zone d'intérêt 6. Avantageusement, la base H est choisie de telle sorte que le bruit de mesure n'est que peu amplifié par l'inversion de la matrice Hm . Cela revient par exemple à choisir une matrice H pour laquelle les vecteurs propres de plus grand 27 poids sont des vecteurs propres correspondant à l'émission d'une intensité importante sur le réseau de sources. On remarque enfin que diverses mises en oeuvre peuvent être réalisées selon les principes de l'invention. Notamment, diverses bases vectorielles décrivant les fréquences spatiales particulières observées pour les aberrations de l'élément introducteur d'aberrations peuvent être utilisées. REVENDICATIONS 1. Procédé d'optimisation de la focalisation d'ondes dans une zone d'intérêt [6] d'un milieu [4], les ondes étant émises par un réseau de N sources [3] vers le milieu [4] au travers d'un élément introducteur d'aberrations [5] introduisant un décalage de phase initialement indéterminé çn (1 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend une étape c') de mesure d'au moins une perturbation 1,,,e en un point situé hors de la zone d'intérêt [6] à chaque modification m (1 3. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que la distribution spatiale de phase an (1 4. Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce que, la distribution de phase an étant décomposée en une base de K vecteurs Vk (1_ 5. Procédé selon la revendication 4, caractérisé en ce que les modifications de la distribution de phase an sont réalisées dans un sous-espace K' de K' (K' 6. Procédé selon l'une des revendications 4 et 5, caractérisé en ce que les vecteurs Vk sont définis à partir de K fonctions périodiques de l'espace, chaque coefficient Vkn étant déterminé par la valeur d'une fonction k (1 7. Procédé selon l'une des revendications 3 à 6, caractérisé en ce que la distribution spatiale d'amplitude An (1 8. Procédé selon la revendication 7, caractérisé en ce que les modifications de la distribution d'amplitude sont réalisées successivement, alternativement ou simultanément avec la modification de la distribution de phase. 9. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que les modifications des amplitudes An et des phases an sont une combinaison de P vecteurs Hp définis sous une forme matricielle Han (15.p_P et N) avec p An.e'a^ = l cnHnn , où chaque valeur c1, est un nombre complexe. 10. Procédé selon la revendication 9, caractérisé en ce que la matrice Han est orthogonale. 11. Procédé selon la revendication 10, caractérisé en ce que la matrice H,n est une matrice d'Hadamard. 12. Procédé selon l'une des revendications 9 à 11, caractérisé en ce que les M modifications de la distribution de phase et/ou d'amplitude sont réalisées par Rp ?2 modifications de la valeur de phase xr lors de l'émission de la somme Han +Hrn.sur chaque source n correspondant à la somme d'au moins deux vecteurs Hn, et Hr (15.p 13. Procédé d'optimisation de focalisation selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que le milieu de focalisation [4] est un milieu biologique. 14. Procédé d'optimisation de focalisation selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que la perturbation In, induite et mesurée dans le milieu est choisie parmi les déplacements locaux, les vélocités locales, les contraintes, les variations de température induites localement dans le milieu. 15. Procédé d'optimisation de focalisation selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que la mesure de la perturbation In, induite est réalisée à l'aide d'une modalité d'imagerie [8]. 16. Procédé d'optimisation de focalisation selon la revendication 15, caractérisé en ce que la modalité d'imagerie [8] est choisie parmi les modalités d'imagerie à résonance magnétique, les modalités d'imagerie ultrasonore, les modalités d'imagerie tomographique p,ar rayons x. 17. Procédé d'optimisation de focalisation selon l'une des revendications 15 et 16, caractérisé en ce que la mesure de la perturbation Im induite dans la zone d'intérêt [6] est réalisée par imagerie de la zone d'intérêt [6] elle-même. 18. Procédé d'optimisation de focalisation selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que la perturbation In, induite et mesurée dans le milieu est due à une force de radiation ultrasonore, sonore ou électromagnétique. 30NOUVELLE PAGE 32 DE REVENDICATIONS DEPOSEE SUITE A LA NOTIFICATION D'IRREGULARITES DU 19.04.2007 19. Système émetteur [1] comprenant un réseau de N sources [3] aptes à émettre des ondes focalisées An.e'a présentant une distribution spatiale de phase aä et d'amplitude An (1 20. Dispositif selon la revendication 19, caractérisé en ce que les sources [3] sont des émetteurs ultrasonores. 21. Produit programme d'ordinateur comportant des instructions pour l'exécution des étapes du procédé d'optimisation selon l'une quelconque des revendications 1 à 18 lorsque ledit programme est exécuté par un ordinateur. 22. Support d'enregistrement lisible par un ordinateur sur lequel est enregistré un programme d'ordinateur comprenant des instructions pour33 l'exécution des étapes du procédé d'optimisation selon l'une quelconque des revendications 1 à 18.