CA2317474A1 - Procede d'exploration et de visualisation de tissus d'origine humaine ou animale a partir d'une sonde ultrasonore a haute frequence - Google Patents
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- G01S15/8993—Three dimensional imaging systems
Abstract
Procédé d'exploration et de visualisation de tissus d'origine humaine ou animale consistant à: positionner une sonde ultrasonore (1) portée par une tête pilotée par l'intermédiaire d'un système (2) de positionnement dans les trois dimensions, notamment commandé par un ordinateur (3) au droit de ladite structure de tissus, commander la sonde de manière à ce qu'elle génère des faisceaux d'ondes convergentes ultrasonores de haute fréquence (de l'ordre de *= à 50 MHz), ces ondes étant focalisées au niveau d'une zone donnée de structure de tissus, selon une distance de pénétration comprise entre 20 et 30 mm, effectuer un balayage de la structure de tissus par le système de positionnement (2) piloté par l'ordinateur (3), en effectuant parallèlement une acquisition, par l'ordinateur (3), des signaux réfléchis par la structure de tissus, effectuer divers traitements de signal sur les données issues du balayage, pour améliorer la restitution des informations et faciliter l'interprétation par le praticien.
Description
23-03-2000 ~ CA 02317474 2000-07-07 F R 00990004( .. .... .. .... .. ..
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Procédé d'exploration et de visualisation de tissus d'oricrine humaine ou animale à partir d'une sonde ultrasonore â haute fréquence La présente invention est relative à un procédé
- d'exploration et de visualisation, mettant en oeuvre des l0 techniques d'échographie ultrasonore, de structures de tissus d'origine humaine ou animale tels que notamment des globes oculaires et plus particulièrement au niveau du segment postérieur (la cavité vitréenne, la paroi postérieure du globe tapissée par la choroïde et la rétine, la macula), celles du segment antérieur (la cornée, la chambre antérieure, l'iris et le cristallin). Elle vise ëgalement un dispositif et une sonde ultrasonore permettant de réaliser cette exploration et cette visualisation en 2D ou 3D.
En imagerie ultrasonore et plus particulièrement en échographie médicale, le choix de la frêqûence est imposé par le compromis résolution/profondeur de pénétration. En effet, en raison de l'augmentation de l'atténuation des ondes ultrasonores avec la fréquence, la profondeur de pénétration ~5 des ultrasons est d'autant plus importante que la fréquence est basse. Par contre, la résolution des images diminue lorsque la fréquence diminue.
On connaît par ailleurs, par le document US-A-5 178 148, un procëdé d'exploration et de visualisation de tissus humains, permettant à l'aide de signaux issus d'une sonde pilotée par le procédé, de déterminer le volume d'une tumeur ou d'une glande.
On connaît, notamment par le brevet FR-2 620 327, des procédés d'exploration de structures oculaires, par échographie, utilisant des sondes fonctionnant à basse fréquence de l'ordre de l0 MHz, et focalisées à une FEUILLE MODIFI E
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profondeur sensiblement êgale à la dimension d'un globe oculaire (environ 23 à 25 mm). Ces procédés permettent, d'une part de réaliser des images en coupe avec des résolutions spatiales proches du millimètre au niveau du segment postérieur de 3'oeil, et d'autre part de pratiquer un examen très grossier de la globalité du segment antérieur de l'oeil.
_ L'inconvénient majeur de l'échographie à basse fréquence réside principalement dans la faible résolution (600 à 700 - gym) qu'offrent ces basses fréquences, celles-ci ne permettant pas une analyse fine de la rétine et des autres couches de la paroi postérieure de l'oeil (choroïde et sclère) et plus particulièrement au niveau de la région maculaire.
Afin d'affiner la résolution, tant latérale qu'axiale, des procédés d'exploration et de visualisation mettant en oeuvre des sondes ultrasonores à haute fréquence, de l'ordre de 50 à 100 MHz (cf. US-5 551 432 et C.J. PAVLIN, M.D.
SHERAR, F.S. FOSTER . Subsurface ultrasound microscopic imaging of the intact eye. Ophtalmology 97 :244,1990), â
courte focale (de l'ordre de 4 à 8 mm), ont permis d'explorer avec une résolution de 50 ~m des structures du segment antérieur de l'oeil, à des profondeurs de l'ordre de 5 mm, ou des structures de la rétine périphérique très proches du segment antérieur.
En conclusion, il est donc admis que les hautes fréquences apparaissent limitées à l'exploration du segment antérieur et de la rétine périphérique, tandis que l'exploration des structures profondes (segment postérieur) nécessite l'emploi de fréquences beaucoup plus basses, tout en n'offrant que des résolutions spatiales très réduites, quelques centaines de microns.
La présente invention vise à pallier les inconvénients des procédés connus de l'art antérieur, en proposant un procédé d'exploration et de visualisation utilisant une sonde ultrasonore à haute fréquence qui allie à la fois une très FEUILLE MODIFI E
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bonne résolution spatiale et un champ d'exploration couvrant les segments antérieur et postérieur du globe oculaire.
A cet effet, le procédé d'exploration et de visualisation de tissus d'origine humaine ou animale, se caractérise en ce que .
- on positionne une sonde ultrasonore portée par une tète pilotée par l'intermédiaire d'un système de positionnement dans les trois dimensions, notamment commandé
par un ordinateur au droit de ladite structure de tissus, - on commande la sonde de manière à ce qu'elle génère des faisceaux d'ondes convergentes ultrasonores de haute fréquence dont la fréquence nominale est comprise dans la fourchette de 30 à 100 MHz avec une large bande passante, adaptée aux fréquences réfléchies par la structure explorée, ces ondes étant focalisées au niveau d'une zone donnêe de structure de tissus, - on effectue un balayage de la structure de tissus par le système de positionnement piloté par l'ordinateur, en effectuant parallèlement une acquisition, par l'ordinateur, des signaux réfléchis par la structure de tissus, - on effectue divers traitements de signal sur les données issues du balayage, pour améliorer la restitution des informations et faciliter l'interprétation par Ie praticien.
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- on positionne une sonàe ultrasonore portée par tète pilotée par l'intermédiaire d'un systé _ de positionnement dans les trois dimensions, notamm commandé
par un ordinateur au droit de ladite structura de tissus, - on commande la sonde de manière ce qu'elle génère des faisceaux d'ondes convergentes ultrasonores de haute - fréquence, ces ondes étant foc Isées au niveau d'une zone donnée de structure de tiss , - - on effectue un ayage de la structure de tissus nar le système de po _iornement piloté par l'ordinateur, er.
effectuant par lèlement une acquisition, par l'ordinateur, des signa réfléchis par la structure de tissus, on effectue divers traitements d=_ signal sur les d .ées issues du balayage, pour améliorer la restitution des 1~ inf onaations et faciliter l'interprétation par le praticien.
Selon une autre caractéristique avantageuse de l'invention, on excite la sonde de manière à ce qu'elle génère des faisceaux d'ondes dont la fréquence nominâle est comprise dans la fourchette de 30 à ?00 MHz avec une large bande passante, adaptée aux fréquences réfléchies par la s tructure exp l or ée .
Selon encore une autre caractéristique avantageuse de l'invention, les faisceaux d'ondes sont focalisés selon une distance verticale de pénétration comprise entre 20 et 30 mm.
D'autres caractéristiques et avantages de la présente invention ressortiront de La description faite ci-après, en référence aux dessins annexés qui en illustrent un exemple de réalisation dépourvu de tout caractère limitatif. Sur les ffigures .
la figure 1 est une vus synoptique d'un dispositif permettant la mise en oeuvre du proéédé objet de l'invention ;
- la figure 2 est une vue illustrant une utilisation du procédé objet d~ l'invention pour l'exploration du segment postérieur d'un globe oculaire ;
- FEUILLE MODIFI E
- la figure 3 est une vue illustrant une utilisation du procédé objet de l'invention pour l'exploration du segment antérieur d'un globe oculaire ;
- les figures 4a et 4b illustrent, d'une part une vue de face d'un mode de réalisation de la sonde ultrasonore composée d'un réseau annulaire dont le point de focalisation peut étre modifié électroniquement, et d'autre part une vue latérale de cette méme sonde dans laquelle on introduit un déphasage à l'émission ou à la réception entre les différents anneaux constituant le réseau ;
- la figure 5 est une vue illustrant une utilisation du procédé objet de l'invention pour l'exploration du segment antérieur d'un globe oculaire, utilisant une sonde à
focalisation dynamique ;
- la figure 6 est une vue illustrant une utilisation du procédé objet de l'invention pour l'exploration du segment postérieur d'un globe oculaire, utilisant une sonde à
focalisation dynamique ;
- la figure 7 montre une comparaison d'une coupe maculaire, d'un globe humain in vitro, obtenue par image histologique macroscopique (partie droite) et par une image issue du procédé objet de l'invention (partie gauche) où P
représente des plis rétiniens, R la rétine, S la sclère, V le vitré ;
- la figure 8 est l'image obtenue d'un segment antérieur d'un oeil de lapin, par le procédé objet de l'invention, où C
représente la cornée, I l'iris, S la sclère, Cr la face antérieure du cristallin.
Selon un mode préféré de réalisation du procédé objet de l'invention, dont une installation permettant sa mise en oeuvre est représentée schématiquement sur la figure 1, celui-ci consiste à positionner une sonde ultrasonore 1 montée au sein d'une tête articulée dans les trois dimensions X, Y, Z, l'une au moins d'entre elles pouvant être figée, cette tête étant pilotée par un système d'asservissement 2 de position, commandé par un ordinateur 3, dans une direction notamment perpendiculaire au milieu à explorer.
Cette sonde ultrasonore 1 consiste essentiellement en un transducteur, notamment en PVDF (Polyvinylidènedifluoride), commandé par un émetteur/récepteur 4, afin de générer des faisceaux d'ondes convergentes ultrasonores de large bande, ces ondes pouvant prendre un profil sphérique ou linéaire.
Ainsi, on se reportera à la figure 2, pour une exploration du segment postérieur d'un globe oculaire 5 préalablement inséré dans un milieu de couplage 6, celui-ci n'altérant pas la propagation des ondes, notamment au niveau de la rétine. On utilise une sonde 1 positionnée sur la pars plana 7, pour éviter l'absorption du faisceau ultrasonore par le cristallin 8 (ce cristallin délimitant par ailleurs le segment postérieur 9 du segment antérieur 10 d'un globe oculaire 5). Cette sonde 1 émet des faisceaux d'ondes ultrasonores calibrées dans une plage de fréquence nominale à
large bande variant de 3 0 à 100 lrB~iz , mettant en j eu des longueurs d'onde allant de 50 à 15 ~,m, focalisées à une distance focale comprise entre 20 et 30 mm et préférentiellement 25 mm, correspondant en fait à une focalisation à une profondeur moyenne d'un globe oculaire.
On obtient par exemple pour une sonde de fréquence nominale 50 l~iz, des résolutions latérale et axiale respectivement de 220 et 70 ~Cm à la focale.
Le système de réception aura une bande passante adaptée aux fréquences réfléchies par la structure, ces fréquences étant plus basses que les fréquences émises en raison de l'atténuation du milieu traversé.
Pour une exploration du segment antérieur (cf. figure 3), on utilise cette méme sonde 1 et dans les mêmes conditions de commande que précédemment, dans une position décalée sur l'axe vertical (axe Z) d'une distance correspondant en fait à la distance focale précédente.
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Selon un autre mode de réalisation, la distance focale, notamment selon l'axe de pénétration verticale, n'est pas modifiée par un asservissement mécanique 2 de la position, mais par un dispositif électronique ou numérique pilotant la sonde et permettant de modifier, par une commande judicieuse, la zone de focalisation de la sonde, afin d'obtenir ainsi simultanément une image de bonne résolution du segment antérieur et du segment postérieur de l'oeil. Cette sonde à
- focalisation dynamique rêalisée par un procédé de commande électronique ou numérique, est composée d'une sonde multi éléments, à symétrie circulaire, composée de plusieurs transducteurs annulaires concentriques régulièrement espacés sur une surface plane ou à concavité sphérique (se reporter à
la figure 4a). Ces transducteurs sont indépendants les uns des autres et sont commandés individuellement à l'émission et à la réception par des impulsions décalées dans le temps (se reporter à la figure 4b qui illustre une focalisation dynamique obtenue en introduisant un déphasage - retard temporel - à l'émission entre les différents anneaux).
A l'émission, le front d'onde généré est convergent et sa courbure est modifiée en fonction de la distance entre la structure explorée et la sonde. Les anneaux périphériques émettent en premier et l'excitation de l'anneau central est z5 la plus retardée. Ainsi, la distance focale le long de l'axe de la sonde peut étre variable et est donc déterminêe par le déphasage ou retard temporel introduit entre les différents transducteurs. Le méme principe de focalisation dynamique est utilisé à la réception . le retard électronique est ajusté à
la profondeur des échos qui arrivent à cet instant sur la sonde. C'est ainsi que la profondeur de champ est augmentée sans pour autant dégrader la résolution latérale.
Une chaine de mesure dont chacun des composants (numériseur 11, ordinateur 3, électronique de commande 2, émetteur/récepteur 4...) la constituant possède une bande passante compatible avec le traitement et l'analyse des signaux en provenance du segment antérieur et/ou des signaux FEUILLE MODIFI E
WO 99/34733 ~ PCT/FR99/00040 issus du segment postérieur de l'oeil, permet un traitement des signaux rétrodiffusés par la structure explorée. Ainsi, le signal ultrasonore rétrodiffusé est amplifié puis digitalisé à l'aide du numériseur 11, à une fréquence d'échantillonnage donnée (notamment de l'ordre de 400 MHz sur 8 bits).
Ce méme ordinateur pilote des moteurs pas à pas ou à
courant continu afin d'assurer le déplacement de la sonde et le balayage des faisceaux,. ultrasonores au-dessus de l'échantillon selon un pas déterminé en X et en Y pour permettre un autre point de mesure ou selon un pas R,i1 en utilisant une tâte support de sonde permettant un balayage arc if orme .
Pour des mesures et des explorations in vivo, il est nécessaire, afin de s'affranchir des déplacements parasites de l'oeil dans son orbite, de traiter le signal en temps réel et de disposer d'un système de déplacement de la sonde extrémement rapide et précis.
Selon une autre caractéristique, l'ordinateur est équipé
d'un module de traitement de l'image et du signal radio fréquence. Ce module comprend des logiciels programmés permettant les deux approches quantitatives de biométrie 2D
et/ou 3D et de caractérisation tissulaire.
Le signal échographique peut âtre représenté en temps réel sous la forme d'une ligne A-scan ou sous la forme d'une image 2D de type B-scan. Les images B-scan peuvent visualiser des coupes dans les différents plans parallèles à la direction de propagation des ultrasons (cf. figures 7 et 8).
Une image 2D de type C-scan peut également âtre calculée afin de visualiser des coupes dans le plan perpendiculaire à la direction de propagation des ultrasons. Le C-scan peut représenter des coupes situées à des profondeurs différentes de la totalité du globe oculaire.
Le calcul et la reconstruction d'une image 3D peuvent ètre obtenus à l'aide de fonctions mathêmatiques programmées spécifiques aux données ultrasonores à traiter.
Ainsi, connaissant la vitesse de propagation des ultrasons dans les structures explorées, il est possible de déterminer des caractéristiques morphologiques de ces structures, notamment leur épaisseur et/ou leur volume.
Les logiciels de traitement du signal radio fréquence permettent d'analyser en fréquence les signaux rétrodiffusés numérisés et enregistrés afin de calculer des paramètres ultrasonores quantitatifs en vue de la caractérisation tissulaire. Ces paramètres sont notamment le coefficient d'atténuation en dB/cm.MHz (décibels/cm.MégaHertz), le coefficient intégral d'atténuation en dB/cm, le coefficient de rétrodiffusion en dB/cm.MHz et le coefficient intégral de rétrodiffusion en dB/cm.
Ces paramètres peuvent être estimés localement et leurs valeurs peuvent âtre représentées sous la forme d'images (images paramétriques).
I1 est évidemment possible d'ajouter d'autres algorithmes de traitement du signal radio fréquence et de l'image qui pourraient apporter des informations quantitatives morphologiques et/ou tissulaires susceptibles de caractériser les structures de l'oeil.
Les images obtenues par ce procédé d'exploration, au niveau d'un globe oculaire, aussi bien dans la région du segment antérieur et du segment postérieur, possèdent une résolution qui est améliorée d'un facteur d'au moins deux à
trois fois par rapport à celle obtenue avec les échographes traditionnels et ne sont pas limitées par la transparence des milieux explorés comme notamment avec les moyens optiques d'exploration traditionnels (biomicroscopie, angiograhie) dont la qualité peut être affectée par la présence de cataracte et d'hémorragies.
A titre d'exemple, la figure 7 illustre les similitudes entre une image histologique et une image échographique de la macula d'un oeil humain (in vitro) , et la figure 8 illustre une image d'un segment antérieur d'un oeil de lapin.
Le procédé et le dispositif qui permet sa mise en oeuvre, tels que décrits prêcédemment, ne sont pas limités à
des applications en ophtalmologie, mais ils peuvent trouver des applications en gynécologie et obstétrique, en gastro-entérologie, et dans le domaine des examens cardio-vasculaires et par coelioscopie, ou en dermatologie et plus généralement dans tout milieu qui réfléchit un signal exploitable.
Particulièrement, dans le domaine de la dermatologie, il est possible, gr~ce au procédé d'exploration et de visualisation objet de l'invention, d'explorer les différentes épaisseurs de tissus formant la peau. Ainsi, il est possible par exemple, en effectuant un traitement du signal, de qualifier le degré d'hydratation de la peau, d'apprécier la cicatrisation d'un tissu, de localiser une tumeur et de l'explorer, et enfin plus généralement, d'avoir accès à un grand nombre de pathologies couramment rencontrées en dermatologie.
Le point ou la zone de focalisation du faisceau d'ondes sera réglé dans une fourchette allant de quelques dizièmes de millimètres à plusieurs millimètres et la gamme d'ondes utilisée sera comprise entre 30 et 100 MHz.
I1 demeure bien entendu que la présente invention n'est pas limitée aux exemples de réalisation décrits et représentés ci-dessus, mais qu'elle en englobe toutes les variantes.
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Procédé d'exploration et de visualisation de tissus d'oricrine humaine ou animale à partir d'une sonde ultrasonore â haute fréquence La présente invention est relative à un procédé
- d'exploration et de visualisation, mettant en oeuvre des l0 techniques d'échographie ultrasonore, de structures de tissus d'origine humaine ou animale tels que notamment des globes oculaires et plus particulièrement au niveau du segment postérieur (la cavité vitréenne, la paroi postérieure du globe tapissée par la choroïde et la rétine, la macula), celles du segment antérieur (la cornée, la chambre antérieure, l'iris et le cristallin). Elle vise ëgalement un dispositif et une sonde ultrasonore permettant de réaliser cette exploration et cette visualisation en 2D ou 3D.
En imagerie ultrasonore et plus particulièrement en échographie médicale, le choix de la frêqûence est imposé par le compromis résolution/profondeur de pénétration. En effet, en raison de l'augmentation de l'atténuation des ondes ultrasonores avec la fréquence, la profondeur de pénétration ~5 des ultrasons est d'autant plus importante que la fréquence est basse. Par contre, la résolution des images diminue lorsque la fréquence diminue.
On connaît par ailleurs, par le document US-A-5 178 148, un procëdé d'exploration et de visualisation de tissus humains, permettant à l'aide de signaux issus d'une sonde pilotée par le procédé, de déterminer le volume d'une tumeur ou d'une glande.
On connaît, notamment par le brevet FR-2 620 327, des procédés d'exploration de structures oculaires, par échographie, utilisant des sondes fonctionnant à basse fréquence de l'ordre de l0 MHz, et focalisées à une FEUILLE MODIFI E
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profondeur sensiblement êgale à la dimension d'un globe oculaire (environ 23 à 25 mm). Ces procédés permettent, d'une part de réaliser des images en coupe avec des résolutions spatiales proches du millimètre au niveau du segment postérieur de 3'oeil, et d'autre part de pratiquer un examen très grossier de la globalité du segment antérieur de l'oeil.
_ L'inconvénient majeur de l'échographie à basse fréquence réside principalement dans la faible résolution (600 à 700 - gym) qu'offrent ces basses fréquences, celles-ci ne permettant pas une analyse fine de la rétine et des autres couches de la paroi postérieure de l'oeil (choroïde et sclère) et plus particulièrement au niveau de la région maculaire.
Afin d'affiner la résolution, tant latérale qu'axiale, des procédés d'exploration et de visualisation mettant en oeuvre des sondes ultrasonores à haute fréquence, de l'ordre de 50 à 100 MHz (cf. US-5 551 432 et C.J. PAVLIN, M.D.
SHERAR, F.S. FOSTER . Subsurface ultrasound microscopic imaging of the intact eye. Ophtalmology 97 :244,1990), â
courte focale (de l'ordre de 4 à 8 mm), ont permis d'explorer avec une résolution de 50 ~m des structures du segment antérieur de l'oeil, à des profondeurs de l'ordre de 5 mm, ou des structures de la rétine périphérique très proches du segment antérieur.
En conclusion, il est donc admis que les hautes fréquences apparaissent limitées à l'exploration du segment antérieur et de la rétine périphérique, tandis que l'exploration des structures profondes (segment postérieur) nécessite l'emploi de fréquences beaucoup plus basses, tout en n'offrant que des résolutions spatiales très réduites, quelques centaines de microns.
La présente invention vise à pallier les inconvénients des procédés connus de l'art antérieur, en proposant un procédé d'exploration et de visualisation utilisant une sonde ultrasonore à haute fréquence qui allie à la fois une très FEUILLE MODIFI E
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bonne résolution spatiale et un champ d'exploration couvrant les segments antérieur et postérieur du globe oculaire.
A cet effet, le procédé d'exploration et de visualisation de tissus d'origine humaine ou animale, se caractérise en ce que .
- on positionne une sonde ultrasonore portée par une tète pilotée par l'intermédiaire d'un système de positionnement dans les trois dimensions, notamment commandé
par un ordinateur au droit de ladite structure de tissus, - on commande la sonde de manière à ce qu'elle génère des faisceaux d'ondes convergentes ultrasonores de haute fréquence dont la fréquence nominale est comprise dans la fourchette de 30 à 100 MHz avec une large bande passante, adaptée aux fréquences réfléchies par la structure explorée, ces ondes étant focalisées au niveau d'une zone donnêe de structure de tissus, - on effectue un balayage de la structure de tissus par le système de positionnement piloté par l'ordinateur, en effectuant parallèlement une acquisition, par l'ordinateur, des signaux réfléchis par la structure de tissus, - on effectue divers traitements de signal sur les données issues du balayage, pour améliorer la restitution des informations et faciliter l'interprétation par Ie praticien.
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- on positionne une sonàe ultrasonore portée par tète pilotée par l'intermédiaire d'un systé _ de positionnement dans les trois dimensions, notamm commandé
par un ordinateur au droit de ladite structura de tissus, - on commande la sonde de manière ce qu'elle génère des faisceaux d'ondes convergentes ultrasonores de haute - fréquence, ces ondes étant foc Isées au niveau d'une zone donnée de structure de tiss , - - on effectue un ayage de la structure de tissus nar le système de po _iornement piloté par l'ordinateur, er.
effectuant par lèlement une acquisition, par l'ordinateur, des signa réfléchis par la structure de tissus, on effectue divers traitements d=_ signal sur les d .ées issues du balayage, pour améliorer la restitution des 1~ inf onaations et faciliter l'interprétation par le praticien.
Selon une autre caractéristique avantageuse de l'invention, on excite la sonde de manière à ce qu'elle génère des faisceaux d'ondes dont la fréquence nominâle est comprise dans la fourchette de 30 à ?00 MHz avec une large bande passante, adaptée aux fréquences réfléchies par la s tructure exp l or ée .
Selon encore une autre caractéristique avantageuse de l'invention, les faisceaux d'ondes sont focalisés selon une distance verticale de pénétration comprise entre 20 et 30 mm.
D'autres caractéristiques et avantages de la présente invention ressortiront de La description faite ci-après, en référence aux dessins annexés qui en illustrent un exemple de réalisation dépourvu de tout caractère limitatif. Sur les ffigures .
la figure 1 est une vus synoptique d'un dispositif permettant la mise en oeuvre du proéédé objet de l'invention ;
- la figure 2 est une vue illustrant une utilisation du procédé objet d~ l'invention pour l'exploration du segment postérieur d'un globe oculaire ;
- FEUILLE MODIFI E
- la figure 3 est une vue illustrant une utilisation du procédé objet de l'invention pour l'exploration du segment antérieur d'un globe oculaire ;
- les figures 4a et 4b illustrent, d'une part une vue de face d'un mode de réalisation de la sonde ultrasonore composée d'un réseau annulaire dont le point de focalisation peut étre modifié électroniquement, et d'autre part une vue latérale de cette méme sonde dans laquelle on introduit un déphasage à l'émission ou à la réception entre les différents anneaux constituant le réseau ;
- la figure 5 est une vue illustrant une utilisation du procédé objet de l'invention pour l'exploration du segment antérieur d'un globe oculaire, utilisant une sonde à
focalisation dynamique ;
- la figure 6 est une vue illustrant une utilisation du procédé objet de l'invention pour l'exploration du segment postérieur d'un globe oculaire, utilisant une sonde à
focalisation dynamique ;
- la figure 7 montre une comparaison d'une coupe maculaire, d'un globe humain in vitro, obtenue par image histologique macroscopique (partie droite) et par une image issue du procédé objet de l'invention (partie gauche) où P
représente des plis rétiniens, R la rétine, S la sclère, V le vitré ;
- la figure 8 est l'image obtenue d'un segment antérieur d'un oeil de lapin, par le procédé objet de l'invention, où C
représente la cornée, I l'iris, S la sclère, Cr la face antérieure du cristallin.
Selon un mode préféré de réalisation du procédé objet de l'invention, dont une installation permettant sa mise en oeuvre est représentée schématiquement sur la figure 1, celui-ci consiste à positionner une sonde ultrasonore 1 montée au sein d'une tête articulée dans les trois dimensions X, Y, Z, l'une au moins d'entre elles pouvant être figée, cette tête étant pilotée par un système d'asservissement 2 de position, commandé par un ordinateur 3, dans une direction notamment perpendiculaire au milieu à explorer.
Cette sonde ultrasonore 1 consiste essentiellement en un transducteur, notamment en PVDF (Polyvinylidènedifluoride), commandé par un émetteur/récepteur 4, afin de générer des faisceaux d'ondes convergentes ultrasonores de large bande, ces ondes pouvant prendre un profil sphérique ou linéaire.
Ainsi, on se reportera à la figure 2, pour une exploration du segment postérieur d'un globe oculaire 5 préalablement inséré dans un milieu de couplage 6, celui-ci n'altérant pas la propagation des ondes, notamment au niveau de la rétine. On utilise une sonde 1 positionnée sur la pars plana 7, pour éviter l'absorption du faisceau ultrasonore par le cristallin 8 (ce cristallin délimitant par ailleurs le segment postérieur 9 du segment antérieur 10 d'un globe oculaire 5). Cette sonde 1 émet des faisceaux d'ondes ultrasonores calibrées dans une plage de fréquence nominale à
large bande variant de 3 0 à 100 lrB~iz , mettant en j eu des longueurs d'onde allant de 50 à 15 ~,m, focalisées à une distance focale comprise entre 20 et 30 mm et préférentiellement 25 mm, correspondant en fait à une focalisation à une profondeur moyenne d'un globe oculaire.
On obtient par exemple pour une sonde de fréquence nominale 50 l~iz, des résolutions latérale et axiale respectivement de 220 et 70 ~Cm à la focale.
Le système de réception aura une bande passante adaptée aux fréquences réfléchies par la structure, ces fréquences étant plus basses que les fréquences émises en raison de l'atténuation du milieu traversé.
Pour une exploration du segment antérieur (cf. figure 3), on utilise cette méme sonde 1 et dans les mêmes conditions de commande que précédemment, dans une position décalée sur l'axe vertical (axe Z) d'une distance correspondant en fait à la distance focale précédente.
CA 02317474 2000-0~-0~ F R 009900040 ~ . .. .... .. .... .. ..
.. .. . . . . . . . . .
. . , . . . . . . ..
- ~ ~ . . . . . . . ..
.. . . ..
~ . .... .. .. .. .. ..
Selon un autre mode de réalisation, la distance focale, notamment selon l'axe de pénétration verticale, n'est pas modifiée par un asservissement mécanique 2 de la position, mais par un dispositif électronique ou numérique pilotant la sonde et permettant de modifier, par une commande judicieuse, la zone de focalisation de la sonde, afin d'obtenir ainsi simultanément une image de bonne résolution du segment antérieur et du segment postérieur de l'oeil. Cette sonde à
- focalisation dynamique rêalisée par un procédé de commande électronique ou numérique, est composée d'une sonde multi éléments, à symétrie circulaire, composée de plusieurs transducteurs annulaires concentriques régulièrement espacés sur une surface plane ou à concavité sphérique (se reporter à
la figure 4a). Ces transducteurs sont indépendants les uns des autres et sont commandés individuellement à l'émission et à la réception par des impulsions décalées dans le temps (se reporter à la figure 4b qui illustre une focalisation dynamique obtenue en introduisant un déphasage - retard temporel - à l'émission entre les différents anneaux).
A l'émission, le front d'onde généré est convergent et sa courbure est modifiée en fonction de la distance entre la structure explorée et la sonde. Les anneaux périphériques émettent en premier et l'excitation de l'anneau central est z5 la plus retardée. Ainsi, la distance focale le long de l'axe de la sonde peut étre variable et est donc déterminêe par le déphasage ou retard temporel introduit entre les différents transducteurs. Le méme principe de focalisation dynamique est utilisé à la réception . le retard électronique est ajusté à
la profondeur des échos qui arrivent à cet instant sur la sonde. C'est ainsi que la profondeur de champ est augmentée sans pour autant dégrader la résolution latérale.
Une chaine de mesure dont chacun des composants (numériseur 11, ordinateur 3, électronique de commande 2, émetteur/récepteur 4...) la constituant possède une bande passante compatible avec le traitement et l'analyse des signaux en provenance du segment antérieur et/ou des signaux FEUILLE MODIFI E
WO 99/34733 ~ PCT/FR99/00040 issus du segment postérieur de l'oeil, permet un traitement des signaux rétrodiffusés par la structure explorée. Ainsi, le signal ultrasonore rétrodiffusé est amplifié puis digitalisé à l'aide du numériseur 11, à une fréquence d'échantillonnage donnée (notamment de l'ordre de 400 MHz sur 8 bits).
Ce méme ordinateur pilote des moteurs pas à pas ou à
courant continu afin d'assurer le déplacement de la sonde et le balayage des faisceaux,. ultrasonores au-dessus de l'échantillon selon un pas déterminé en X et en Y pour permettre un autre point de mesure ou selon un pas R,i1 en utilisant une tâte support de sonde permettant un balayage arc if orme .
Pour des mesures et des explorations in vivo, il est nécessaire, afin de s'affranchir des déplacements parasites de l'oeil dans son orbite, de traiter le signal en temps réel et de disposer d'un système de déplacement de la sonde extrémement rapide et précis.
Selon une autre caractéristique, l'ordinateur est équipé
d'un module de traitement de l'image et du signal radio fréquence. Ce module comprend des logiciels programmés permettant les deux approches quantitatives de biométrie 2D
et/ou 3D et de caractérisation tissulaire.
Le signal échographique peut âtre représenté en temps réel sous la forme d'une ligne A-scan ou sous la forme d'une image 2D de type B-scan. Les images B-scan peuvent visualiser des coupes dans les différents plans parallèles à la direction de propagation des ultrasons (cf. figures 7 et 8).
Une image 2D de type C-scan peut également âtre calculée afin de visualiser des coupes dans le plan perpendiculaire à la direction de propagation des ultrasons. Le C-scan peut représenter des coupes situées à des profondeurs différentes de la totalité du globe oculaire.
Le calcul et la reconstruction d'une image 3D peuvent ètre obtenus à l'aide de fonctions mathêmatiques programmées spécifiques aux données ultrasonores à traiter.
Ainsi, connaissant la vitesse de propagation des ultrasons dans les structures explorées, il est possible de déterminer des caractéristiques morphologiques de ces structures, notamment leur épaisseur et/ou leur volume.
Les logiciels de traitement du signal radio fréquence permettent d'analyser en fréquence les signaux rétrodiffusés numérisés et enregistrés afin de calculer des paramètres ultrasonores quantitatifs en vue de la caractérisation tissulaire. Ces paramètres sont notamment le coefficient d'atténuation en dB/cm.MHz (décibels/cm.MégaHertz), le coefficient intégral d'atténuation en dB/cm, le coefficient de rétrodiffusion en dB/cm.MHz et le coefficient intégral de rétrodiffusion en dB/cm.
Ces paramètres peuvent être estimés localement et leurs valeurs peuvent âtre représentées sous la forme d'images (images paramétriques).
I1 est évidemment possible d'ajouter d'autres algorithmes de traitement du signal radio fréquence et de l'image qui pourraient apporter des informations quantitatives morphologiques et/ou tissulaires susceptibles de caractériser les structures de l'oeil.
Les images obtenues par ce procédé d'exploration, au niveau d'un globe oculaire, aussi bien dans la région du segment antérieur et du segment postérieur, possèdent une résolution qui est améliorée d'un facteur d'au moins deux à
trois fois par rapport à celle obtenue avec les échographes traditionnels et ne sont pas limitées par la transparence des milieux explorés comme notamment avec les moyens optiques d'exploration traditionnels (biomicroscopie, angiograhie) dont la qualité peut être affectée par la présence de cataracte et d'hémorragies.
A titre d'exemple, la figure 7 illustre les similitudes entre une image histologique et une image échographique de la macula d'un oeil humain (in vitro) , et la figure 8 illustre une image d'un segment antérieur d'un oeil de lapin.
Le procédé et le dispositif qui permet sa mise en oeuvre, tels que décrits prêcédemment, ne sont pas limités à
des applications en ophtalmologie, mais ils peuvent trouver des applications en gynécologie et obstétrique, en gastro-entérologie, et dans le domaine des examens cardio-vasculaires et par coelioscopie, ou en dermatologie et plus généralement dans tout milieu qui réfléchit un signal exploitable.
Particulièrement, dans le domaine de la dermatologie, il est possible, gr~ce au procédé d'exploration et de visualisation objet de l'invention, d'explorer les différentes épaisseurs de tissus formant la peau. Ainsi, il est possible par exemple, en effectuant un traitement du signal, de qualifier le degré d'hydratation de la peau, d'apprécier la cicatrisation d'un tissu, de localiser une tumeur et de l'explorer, et enfin plus généralement, d'avoir accès à un grand nombre de pathologies couramment rencontrées en dermatologie.
Le point ou la zone de focalisation du faisceau d'ondes sera réglé dans une fourchette allant de quelques dizièmes de millimètres à plusieurs millimètres et la gamme d'ondes utilisée sera comprise entre 30 et 100 MHz.
I1 demeure bien entendu que la présente invention n'est pas limitée aux exemples de réalisation décrits et représentés ci-dessus, mais qu'elle en englobe toutes les variantes.
Claims (9)
1 - Procédé d'exploration et de visualisation de tissus d'origine humaine ou animale, dans lequel:
- on positionne une sonde ultrasonore (1) portée par une tête pilotée par l'intermédiaire d'un système de positionnement (2) dans les trois dimensions, notamment commandé par un ordinateur (3) au droit de ladite structure de tissus, - on commande la sonde de manière à ce qu'elle génère des faisceaux d'ondes ultrasonores, - on effectue un balayage de la structure de tissus par ledit système de positionnement, en effectuant parallèlement une acquisition des signaux réfléchis par la structure de tissus, et - on traite les signaux sur les données issues du balayage, ce procédé étant caractérisé en ce que les ondes ultrasonores générées sont des ondes convergentes de haute fréquence dont la fréquence nominale est comprise dans la fourchette de 30 à 100 MHz avec une large bande passante, adaptée aux fréquences réfléchies par la structure explorée, ces ondes étant focalisées au niveau d'une zone donnée de structure de tissus, selon une distance verticale de pénétration comprise entre 20 et 30 mm.
- on positionne une sonde ultrasonore (1) portée par une tête pilotée par l'intermédiaire d'un système de positionnement (2) dans les trois dimensions, notamment commandé par un ordinateur (3) au droit de ladite structure de tissus, - on commande la sonde de manière à ce qu'elle génère des faisceaux d'ondes ultrasonores, - on effectue un balayage de la structure de tissus par ledit système de positionnement, en effectuant parallèlement une acquisition des signaux réfléchis par la structure de tissus, et - on traite les signaux sur les données issues du balayage, ce procédé étant caractérisé en ce que les ondes ultrasonores générées sont des ondes convergentes de haute fréquence dont la fréquence nominale est comprise dans la fourchette de 30 à 100 MHz avec une large bande passante, adaptée aux fréquences réfléchies par la structure explorée, ces ondes étant focalisées au niveau d'une zone donnée de structure de tissus, selon une distance verticale de pénétration comprise entre 20 et 30 mm.
2 - Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il est appliqué à l'exploration d'un segment postérieur d'un globe oculaire.
3 - Procédé selon l'une des revendications 1 ou 2, caractérisé en ce qu'il est appliqué à l'exploration d'un segment antérieur d'un globe oculaire.
4 - Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il est appliqué à
l'exploration d'un globe oculaire humain.
l'exploration d'un globe oculaire humain.
11 - Procédé selon l une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il est appliqué en gynécologie et obstétrique, en gastro-entérologie, et dans le domaine des examens cardio-vasculaires et par coelioscopie, ou en dermatologie et plus généralement dans tout milieu qui réfléchit un signal exploitable.
6 - Installation pour la mise en oeuvre du procédé
selon l une quelconque des revendications précédentes, comprenant une sonde ultrasonore (1) montée au sein d'une tête articulée dans les trois dimensions, commandée par un ordinateur (3), dans une direction notamment perpendiculaire au milieu à explorer, caractérisée en ce que la sonde (1) consiste en un transducteur, commandé par un émetteur/récepteur (4), afin d'une part de générer et de focaliser des faisceaux d'ondes convergentes ultrasonores de large bande, à l'aide d'un dispositif électronique ou numérique de focalisation selon une distance verticale comprise entre 20 et 30 mm, en direction de la structure de tissus à balayer et à explorer, par l'intermédiaire d'un milieu de couplage (6), et d'autre part de recueillir les signaux réfléchis par ladite structure aux fins de traitement par l'ordinateur (3) en vue d'une interprétation ultérieure.
selon l une quelconque des revendications précédentes, comprenant une sonde ultrasonore (1) montée au sein d'une tête articulée dans les trois dimensions, commandée par un ordinateur (3), dans une direction notamment perpendiculaire au milieu à explorer, caractérisée en ce que la sonde (1) consiste en un transducteur, commandé par un émetteur/récepteur (4), afin d'une part de générer et de focaliser des faisceaux d'ondes convergentes ultrasonores de large bande, à l'aide d'un dispositif électronique ou numérique de focalisation selon une distance verticale comprise entre 20 et 30 mm, en direction de la structure de tissus à balayer et à explorer, par l'intermédiaire d'un milieu de couplage (6), et d'autre part de recueillir les signaux réfléchis par ladite structure aux fins de traitement par l'ordinateur (3) en vue d'une interprétation ultérieure.
7 - Installation selon la revendication 6, caractérisée en ce que la distance focale de la sonde ultrasonore (1), est modifiée par un dispositif électronique ou numérique afin d'ajuster le point de focalisation de ladite sonde.
8 - Installation selon la revendication 6, caractérisée en ce que la distance focale de la sonde ultrasonore (1), est modifiée mécaniquement par le système d'asservissement de position (2),
9 - Installation selon la revendication 6, caractérisée en ce que l'ordinateur (3) pilote des moteurs pas à pas afin d'assurer le déplacement de la sonde (1) et le balayage des faisceaux ultrasonores au-dessus de la structure de tissus selon un pas (R,~) en utilisant une tête support de sonde permettant un balayage arciforme.
- Installation selon la revendication 6, caractérisée en ce que l'ordinateur (3) pilote des moteurs pas à pas afin d'assurer le déplacement de la sonde (1) et le balayage des faisceaux ultrasonores au-dessus de la structure de tissus selon un pas (x, Y, Z), en utilisant une tête support de sonde permettant un balayage cartésien.
- Installation selon la revendication 6, caractérisée en ce que l'ordinateur (3) pilote des moteurs pas à pas afin d'assurer le déplacement de la sonde (1) et le balayage des faisceaux ultrasonores au-dessus de la structure de tissus selon un pas (x, Y, Z), en utilisant une tête support de sonde permettant un balayage cartésien.
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