CA2683878C - Dispositif d'aide au diagnostic et pronostic de modifications physiopathologiques des tissus - Google Patents
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Abstract
Dispositif d'aide au diagnostic et pronostic de modifications physiopathologiques des tissus. Il comprend une source de lumière cohérente (13) pour émettre une lumière cohérente suivant une première direction (X), en vue d'illuminer un tissu biologique (16) dans des première et deuxième zones de celui-ci, la première zone étant saine et la deuxième zone étant susceptible de comporter des modifications, le tissu ainsi illuminé engendrant un phénomène de speckle, des moyens (14) pour observer le champ du speckle suivant une deuxième direction (Y) et acquérir le speckle, des moyens (18) de variation de l'angle entre les première et deuxième directions, pour observer le champ du speckle sous des angles différents, afin d'acquérir des informations sur le tissu à différentes profondeurs de ce tissu.
Description
DISPOSITIF D'AIDE AU DIAGNOSTIC ET PRONOSTIC DE
MODIFICATIONS PHYSIOPATHOLOGIQUES DES TISSUS
DESCRIPTION
DOMAINE TECHNIQUE
La presente invention concerne un dispositif de mesure in vivo des proprietes des tissus biologiques pour l'aide au diagnostic et au pronostic de modifications physiopathologiques de ces tissus.
Elle s'applique notamment aux lesions tissulaires cutanees et en particulier aux atteintes liees a l'irradiation.
ETAT DE LA TECHNIQUE ANTERIEURE
La brulure radiologique resulte d'une cascade de mecanismes biologiques et moleculaires complexes qui peut conduire a sa non-reparation et a la destruction du tissu cutane (voir le document [1] qui, comme les autres documents cites par la suite, est mentionne a la fin de la presente description).
L'instauration progressive d'une inflammation chronique, d'un defaut d'angiogenese, d'un remodelage anormal de la matrice extracellulaire et d'un defaut de re-epithelisation est a l'origine des dommages radio-induits. La complexite de cette reponse tissulaire resulte des differences de radiosensibilite de chaque type de cellules impliquees et de leurs communications intercellulaires.
La brulure radiologique cutanee est un syndrome dont les effets cliniques sont connus mais
MODIFICATIONS PHYSIOPATHOLOGIQUES DES TISSUS
DESCRIPTION
DOMAINE TECHNIQUE
La presente invention concerne un dispositif de mesure in vivo des proprietes des tissus biologiques pour l'aide au diagnostic et au pronostic de modifications physiopathologiques de ces tissus.
Elle s'applique notamment aux lesions tissulaires cutanees et en particulier aux atteintes liees a l'irradiation.
ETAT DE LA TECHNIQUE ANTERIEURE
La brulure radiologique resulte d'une cascade de mecanismes biologiques et moleculaires complexes qui peut conduire a sa non-reparation et a la destruction du tissu cutane (voir le document [1] qui, comme les autres documents cites par la suite, est mentionne a la fin de la presente description).
L'instauration progressive d'une inflammation chronique, d'un defaut d'angiogenese, d'un remodelage anormal de la matrice extracellulaire et d'un defaut de re-epithelisation est a l'origine des dommages radio-induits. La complexite de cette reponse tissulaire resulte des differences de radiosensibilite de chaque type de cellules impliquees et de leurs communications intercellulaires.
La brulure radiologique cutanee est un syndrome dont les effets cliniques sont connus mais
2 sont difficilement previsibles, que ce soit a court ou a long terme. En effet, contrairement a la brulure thermique, les consequences visibles de cette brulure (erytheme, cedeme, necrose, ...) n'apparaissent pas immediatement apres 1'exposition a la source d'irradiation. Un temps de latence variable depend notamment de la dose d'irradiation, du volume de tissu irradie, de la source d'irradiation, de la duree d'exposition et de la reponse propre a chaque individu.
Ce temps de latence biologique est aussi appele phase cliniquement silencieuse.
La connaissance de la dose et de ses effets biologiques est donc l'un des facteurs determinants pour le diagnostic, le pronostic et le traitement de la brulure radiologique (voir le document [2]). Ainsi, des doses superieures a 20-25 Gy conduisent a une necrose des tissus irradies et necessitent generalement 1'exerese des tissus irradies pour preparer une greffe de peau. Plus ce geste chirurgical est pratique rapidement, plus le pronostic est favorable. La gestion medicale des brulures radiologiques depend donc entierement de la qualite du diagnostic. A ce jour, il n'existe aucun outil permettant d'assurer un diagnostic fiable.
La brulure radiologique est une situation clinique qui peut etre rencontree dans le cadre des expositions accidentelles aux rayonnements ionisants mais aussi dans le cadre des expositions maitrisees de radiotherapie.
En ce qui concerne les accidents d'irradiation, malheureusement encore trop frequents
Ce temps de latence biologique est aussi appele phase cliniquement silencieuse.
La connaissance de la dose et de ses effets biologiques est donc l'un des facteurs determinants pour le diagnostic, le pronostic et le traitement de la brulure radiologique (voir le document [2]). Ainsi, des doses superieures a 20-25 Gy conduisent a une necrose des tissus irradies et necessitent generalement 1'exerese des tissus irradies pour preparer une greffe de peau. Plus ce geste chirurgical est pratique rapidement, plus le pronostic est favorable. La gestion medicale des brulures radiologiques depend donc entierement de la qualite du diagnostic. A ce jour, il n'existe aucun outil permettant d'assurer un diagnostic fiable.
La brulure radiologique est une situation clinique qui peut etre rencontree dans le cadre des expositions accidentelles aux rayonnements ionisants mais aussi dans le cadre des expositions maitrisees de radiotherapie.
En ce qui concerne les accidents d'irradiation, malheureusement encore trop frequents
3 aujourd'hui, pres de 600 accidents radiologiques ont ete repertories dans le monde depuis 1945. Parmi eux, 78% correspondent a des irradiations localisees et 22%
a des irradiations globales.
Dans certains cas, il est possible, par modelisation mathematique, d'etablir une cartographie de la zone irradiee, mais cela necessite une connaissance tres precise de la nature et de la localisation de la source, du volume de tissu irradie et du temps d'exposition, donnees qui ne sont generalement pas disponibles en cas d'accident.
Seule la biopsie permet de mettre en evidence un tissu irradie et d'evaluer la dose reque :
des mesures histologiques sur une biopsie de peau permettent de mettre en evidence l'irradiation du tissu, et la biopsie osseuse permet de quantifier precisement la dose reque par Resonance Paramagnetique Electronique (RPE). Cependant, la biopsie constitue un acte chirurgical invasif que les chirurgiens apprehendent car il est susceptible d'aggraver 1'etat du tissu deja fragilise par l'irradiation.
Lorsque la dose est superieure a 20-25 Gy, l'irradiation occasionne des lesions cutanees graves et, meme si la pathogenie des effets des rayonnements ionisants sur les tissus cutanes est bien decrite, la reponse medicale reste encore extremement complexe et delicate, notamment parce que le diagnostic reste difficile.
Il est par consequent primordial de developper des protocoles experimentaux, non invasifs
a des irradiations globales.
Dans certains cas, il est possible, par modelisation mathematique, d'etablir une cartographie de la zone irradiee, mais cela necessite une connaissance tres precise de la nature et de la localisation de la source, du volume de tissu irradie et du temps d'exposition, donnees qui ne sont generalement pas disponibles en cas d'accident.
Seule la biopsie permet de mettre en evidence un tissu irradie et d'evaluer la dose reque :
des mesures histologiques sur une biopsie de peau permettent de mettre en evidence l'irradiation du tissu, et la biopsie osseuse permet de quantifier precisement la dose reque par Resonance Paramagnetique Electronique (RPE). Cependant, la biopsie constitue un acte chirurgical invasif que les chirurgiens apprehendent car il est susceptible d'aggraver 1'etat du tissu deja fragilise par l'irradiation.
Lorsque la dose est superieure a 20-25 Gy, l'irradiation occasionne des lesions cutanees graves et, meme si la pathogenie des effets des rayonnements ionisants sur les tissus cutanes est bien decrite, la reponse medicale reste encore extremement complexe et delicate, notamment parce que le diagnostic reste difficile.
Il est par consequent primordial de developper des protocoles experimentaux, non invasifs
4 et utilisables in vivo, d'aide au diagnostic medical des irradiations cutanees.
En ce qui concerne la radiotherapie, pres de 30% des patients developpent une toxicite cutanee et
En ce qui concerne la radiotherapie, pres de 30% des patients developpent une toxicite cutanee et
5% des patients developpent malheureusement des complications severes. La radiotherapie est basee sur l'optimisation de la dose prescrite pour detruire la tumeur tout en preservant les tissus sains environnants compris dans le champ de l'irradiation. Le risque de complications secondaires liees a 1'exposition des tissus sains aux rayonnements ionisants est donc innevitable.
La severite de ces lesions depend de plusieurs facteurs comme la radiosensibilite du tissu, la dose, la frequence d'exposition ou encore des antecedents pathologiques du patient. La toxicite aigue de la radiotherapie vis-a-vis des tissus cutanes peut entrainer 1'arret du traitement.
Il est par consequent primordial d'avoir un outil qui permettrait de suivre 1'evolution des tissus sains irradies afin de pouvoir diagnostiquer et traiter au plus vite une evolution defavorable pour proteger le patient.
Plusieurs outils permettent de diagnostiquer la brulure thermique mais ils sont inapplicables pour le diagnostic des brulures radiologiques car ces outils ne fournissent aucun element de diagnostic pendant la phase cliniquement silencieuse de la brulure radiologique.
Parmi les outils qui sont utilises pour les examens cliniques dans le cas des brulures thermiques, les techniques de thermographie infrarouge, les techniques de scintigraphie vasculaire ou encore le 5 laser Doppler permettent de mettre en evidence des modifications du debit sanguin local.
Dans un contexte de brulure radiologique, la thermographie infrarouge et le laser Doppler permettent de discriminer la zone irradiee de la zone saine au cours des 48 premieres heures apres irradiation chez un cochon nain (en anglais, mini pig) irradie localement (40 Gy) . Au-delA de la quarante-huiteme heure apres irradiation, ces techniques n'ont pas permis de differencier la peau saine de la peau irradiee.
D'autres techniques ont ete testees, notamment l'imagerie RMN et la tomographie aux rayons X
qui permettent de mettre en evidence les modifications de la densite et de 1'etat d'hydratation des tissus, caracteristiques de l'cedeme. Ces techniques d'imagerie permettent alors de delimiter un cedeme dont la densite, plus proche de celle de 1'eau, est plus faible que celle du tissu sain. Mais, dans un contexte de brulure radiologique, ces techniques lourdes et couteuses ne permettent pas de discriminer un tissu irradie au sein d'un tissu sain pendant la phase cliniquement silencieuse.
Le tableau 1 regroupe les differentes techniques biophysiques et biologiques qui sont proposees en fonction de 1'evolution clinique des lesions (voir le document [3]). Cependant, aucune de
La severite de ces lesions depend de plusieurs facteurs comme la radiosensibilite du tissu, la dose, la frequence d'exposition ou encore des antecedents pathologiques du patient. La toxicite aigue de la radiotherapie vis-a-vis des tissus cutanes peut entrainer 1'arret du traitement.
Il est par consequent primordial d'avoir un outil qui permettrait de suivre 1'evolution des tissus sains irradies afin de pouvoir diagnostiquer et traiter au plus vite une evolution defavorable pour proteger le patient.
Plusieurs outils permettent de diagnostiquer la brulure thermique mais ils sont inapplicables pour le diagnostic des brulures radiologiques car ces outils ne fournissent aucun element de diagnostic pendant la phase cliniquement silencieuse de la brulure radiologique.
Parmi les outils qui sont utilises pour les examens cliniques dans le cas des brulures thermiques, les techniques de thermographie infrarouge, les techniques de scintigraphie vasculaire ou encore le 5 laser Doppler permettent de mettre en evidence des modifications du debit sanguin local.
Dans un contexte de brulure radiologique, la thermographie infrarouge et le laser Doppler permettent de discriminer la zone irradiee de la zone saine au cours des 48 premieres heures apres irradiation chez un cochon nain (en anglais, mini pig) irradie localement (40 Gy) . Au-delA de la quarante-huiteme heure apres irradiation, ces techniques n'ont pas permis de differencier la peau saine de la peau irradiee.
D'autres techniques ont ete testees, notamment l'imagerie RMN et la tomographie aux rayons X
qui permettent de mettre en evidence les modifications de la densite et de 1'etat d'hydratation des tissus, caracteristiques de l'cedeme. Ces techniques d'imagerie permettent alors de delimiter un cedeme dont la densite, plus proche de celle de 1'eau, est plus faible que celle du tissu sain. Mais, dans un contexte de brulure radiologique, ces techniques lourdes et couteuses ne permettent pas de discriminer un tissu irradie au sein d'un tissu sain pendant la phase cliniquement silencieuse.
Le tableau 1 regroupe les differentes techniques biophysiques et biologiques qui sont proposees en fonction de 1'evolution clinique des lesions (voir le document [3]). Cependant, aucune de
6 ces techniques n'a jamais permis de mettre en evidence un tissu irradie par rapport a un tissu sain en l'absence de signes cliniques visibles. Ces techniques ne sont donc pas utilisables en clinique pour l'aide au diagnostic et au pronostic de l'irradiation cutanee.
Tableau 1. Methodes biophysiques et biologiques utilisables en fonction du type d'atteinte tissulaire etudie (voir le document [3]) Evolution clinique Modifications Methodes biophysiques ou physiopathologiques biologiques Erytheme Augmentation de 1a Thermographie, Hyperhemie permeabilite capillaire et scintigraphie vasculaire Hyperthermie du flux sanguin 1deme Extravasation plasmatique Scanner X, Imagerie RMN
Congestion passive Diminution du flux sanguin Thermographie Thrombose Scintigraphie vasculaire Ischemie Anoxie tissulaire Scintigraphie vasculaire, oxymetrie cutanee Necrose Destruction ce11u1aire Marqueurs biochimiques sanguins Certains auteurs (voir le document [4]) ont etudies les proprietes depolarisantes de la peau irradiee chez le porc, in vitro, par l'analyse des matrices de Muller, representatives des proprietes polarisantes du milieu. Les experimentations effectuees par ces auteurs ont ete realisees ex vivo, sur des biopsies de peaux de porcs. Le dispositif n'est actuellement pas applicable a un milieu vivant du fait de sa mobilite physiologique (respiration, battement cardiaque, ...) qui entraine des problemes de recalage d'images. De plus, le dispositif utilise est lourd et donc difficilement transportable et assez couteux.
Tableau 1. Methodes biophysiques et biologiques utilisables en fonction du type d'atteinte tissulaire etudie (voir le document [3]) Evolution clinique Modifications Methodes biophysiques ou physiopathologiques biologiques Erytheme Augmentation de 1a Thermographie, Hyperhemie permeabilite capillaire et scintigraphie vasculaire Hyperthermie du flux sanguin 1deme Extravasation plasmatique Scanner X, Imagerie RMN
Congestion passive Diminution du flux sanguin Thermographie Thrombose Scintigraphie vasculaire Ischemie Anoxie tissulaire Scintigraphie vasculaire, oxymetrie cutanee Necrose Destruction ce11u1aire Marqueurs biochimiques sanguins Certains auteurs (voir le document [4]) ont etudies les proprietes depolarisantes de la peau irradiee chez le porc, in vitro, par l'analyse des matrices de Muller, representatives des proprietes polarisantes du milieu. Les experimentations effectuees par ces auteurs ont ete realisees ex vivo, sur des biopsies de peaux de porcs. Le dispositif n'est actuellement pas applicable a un milieu vivant du fait de sa mobilite physiologique (respiration, battement cardiaque, ...) qui entraine des problemes de recalage d'images. De plus, le dispositif utilise est lourd et donc difficilement transportable et assez couteux.
7 EXPOSE DE L'INVENTION
Ainsi, aucun systeme non invasif et utilisable in vivo n'est actuellement capable d'aider au diagnostic de la pathologie grave que constitue l'irradiation cutanee, alors meme qu'elle ne presente aucun signe clinique.
La presente invention vise a remedier a cet inconvenient.
La technique, objet de l'invention, et sa valorisation sur un modele pre-clinique constituent un progres pour le diagnostic et le pronostic precoces et la sante du patient.
Comme on le verra, le dispositif, objet de l'invention, permettant l'acquisition et le traitement de figures de speckle notamment par une approche fractale, constitue un outil avantageux pour l'aide, in vivo, au diagnostic de la brulure radiologique et au pronostic de son evolution. La valeur diagnostique et pronostique de ce dispositif a ete validee.
De faqon precise, la presente invention a pour objet un dispositif de mesure in vivo des proprietes des tissus biologiques, en particulier pour l'aide au diagnostic et au pronostic de modifications physiopathologiques, notamment de lesions tissulaires et plus particulierement par irradiation, pour 1'evaluation du vieillissement cutane, pour 1'evaluation de 1'efficacite de produits cosmetologiques ou dermatologiques, ce dispositif etant caracterise en ce qu'il comprend :
- une source de lumiere coherente pour emettre une lumiere coherente suivant une premiere
Ainsi, aucun systeme non invasif et utilisable in vivo n'est actuellement capable d'aider au diagnostic de la pathologie grave que constitue l'irradiation cutanee, alors meme qu'elle ne presente aucun signe clinique.
La presente invention vise a remedier a cet inconvenient.
La technique, objet de l'invention, et sa valorisation sur un modele pre-clinique constituent un progres pour le diagnostic et le pronostic precoces et la sante du patient.
Comme on le verra, le dispositif, objet de l'invention, permettant l'acquisition et le traitement de figures de speckle notamment par une approche fractale, constitue un outil avantageux pour l'aide, in vivo, au diagnostic de la brulure radiologique et au pronostic de son evolution. La valeur diagnostique et pronostique de ce dispositif a ete validee.
De faqon precise, la presente invention a pour objet un dispositif de mesure in vivo des proprietes des tissus biologiques, en particulier pour l'aide au diagnostic et au pronostic de modifications physiopathologiques, notamment de lesions tissulaires et plus particulierement par irradiation, pour 1'evaluation du vieillissement cutane, pour 1'evaluation de 1'efficacite de produits cosmetologiques ou dermatologiques, ce dispositif etant caracterise en ce qu'il comprend :
- une source de lumiere coherente pour emettre une lumiere coherente suivant une premiere
8 direction, en vue d'illuminer un tissu biologique dans des premiere et deuxieme zones de celui-ci, la premiere zone etant saine et la deuxieme zone etant susceptible de comporter des modifications, le tissu ainsi illumine engendrant un phenomene de speckle, - des moyens d'observation et d'acquisition pour observer le champ du speckle suivant une deuxieme direction et acquerir le speckle, - des moyens (mecaniques ou autres) de variation de l'angle entre les premiere et deuxieme directions, pour observer le champ du speckle sous des angles differents, afin d'acquerir des informations sur le tissu a differentes profondeurs de ce tissu, - en vue de permettre la comparaison des premiere et deuxieme zones, des moyens (mecaniques ou autres) de maintien et d'amortissement pour maintenir une distance constante entre le point d'illumination de la surface du tissu et les moyens d'observation et d'acquisition et pour amortir d'eventuels mouvements du tissu, dus a des facteurs exterieurs, par exemple la respiration, - des moyens electroniques de traitement des figures de speckle obtenues par l'intermediaire des moyens d'observation et d'acquisition, afin de comparer les premiere et deuxieme zones, et - des moyens electroniques d'analyse du traitement des figures, par des methodes statistiques, permettant de valider la comparaison effectuee entre les premiere et deuxieme zones.
Il convient de noter que les moyens de variation de l'angle permettent l'acquisition du
Il convient de noter que les moyens de variation de l'angle permettent l'acquisition du
9 PCT/EP2008/054764 speckle a plusieurs angles d'observation et donc 1'exploration du tissu a plusieurs profondeurs et, par consequent, la prise en compte des modifications physiopathologiques de differentes couches du tissu.
En outre, les methodes statistiques mentionnees plus haut sont, par exemple, des tests statistiques ou des analyses factorielles.
Selon un mode de realisation prefere du dispositif objet de l'invention, les moyens de variation de l'angle entre les premiere et deuxieme directions sont aptes a faire varier cet angle dans l'intervalle allant sensiblement de 0 a 180 et a permettre d'observer le speckle en dehors de la reflexion speculaire, sous plusieurs angles par rapport a la direction de cette reflexion speculaire. Ce mode de realisation permet ainsi 1'exploration privilegiee des differentes couches tissulaires, a differentes profondeurs.
De preference, les moyens de variation de l'angle entre les premiere et deuxieme directions sont aptes a modifier l'orientation de la premiere direction independamment de celle de la deuxieme direction et inversement.
Selon un mode de realisation prefere du dispositif objet de l'invention, -les moyens d'observation et d'acquisition comprennent des moyens de photodetection qui captent le speckle et fournissent des signaux electriques representatifs des figures de speckle correspondantes, et - les moyens electroniques de traitement sont aptes a traiter les signaux electriques sous la forme d'images non compressees, et a permettre de comparer les premiere et deuxieme zones.
5 De preference, les moyens de photodetection sont aptes a capter le speckle avec des temps d'exposition d'au plus 100 ps.
Les moyens de photodetection comprennent de preference une camera.
En outre, les methodes statistiques mentionnees plus haut sont, par exemple, des tests statistiques ou des analyses factorielles.
Selon un mode de realisation prefere du dispositif objet de l'invention, les moyens de variation de l'angle entre les premiere et deuxieme directions sont aptes a faire varier cet angle dans l'intervalle allant sensiblement de 0 a 180 et a permettre d'observer le speckle en dehors de la reflexion speculaire, sous plusieurs angles par rapport a la direction de cette reflexion speculaire. Ce mode de realisation permet ainsi 1'exploration privilegiee des differentes couches tissulaires, a differentes profondeurs.
De preference, les moyens de variation de l'angle entre les premiere et deuxieme directions sont aptes a modifier l'orientation de la premiere direction independamment de celle de la deuxieme direction et inversement.
Selon un mode de realisation prefere du dispositif objet de l'invention, -les moyens d'observation et d'acquisition comprennent des moyens de photodetection qui captent le speckle et fournissent des signaux electriques representatifs des figures de speckle correspondantes, et - les moyens electroniques de traitement sont aptes a traiter les signaux electriques sous la forme d'images non compressees, et a permettre de comparer les premiere et deuxieme zones.
5 De preference, les moyens de photodetection sont aptes a capter le speckle avec des temps d'exposition d'au plus 100 ps.
Les moyens de photodetection comprennent de preference une camera.
10 La camera est de preference une camera sans objectif mais peut etre aussi une camera avec objectif.
La camera est par exemple une camera CCD.
Selon un mode de realisation prefere de l'invention, les moyens d'observation et d'acquisition sont prevus pour acquerir au moins 200 figures de speckle par zone illuminee.
Le dispositif, objet de l'invention, peut comprendre en outre des moyens optiques qui sont aptes a controler la polarisation de la lumiere coherente emise par la source et la polarisation de la lumiere arrivant sur les moyens d'observation et d'acquisition, en vue de completer la selection du speckle provenant des couches plus ou moins profondes du tissu. Ces moyens optiques comprennent des polariseurs (lineaires, circulaires ou elliptiques) et/ou des lames demi ou quart d'onde.
De preference, la source de lumiere coherente est monochromatique.
Cette source est, de preference, un laser.
Selon les conditions experimentales, notamment le type de camera utilisee, la distance entre
La camera est par exemple une camera CCD.
Selon un mode de realisation prefere de l'invention, les moyens d'observation et d'acquisition sont prevus pour acquerir au moins 200 figures de speckle par zone illuminee.
Le dispositif, objet de l'invention, peut comprendre en outre des moyens optiques qui sont aptes a controler la polarisation de la lumiere coherente emise par la source et la polarisation de la lumiere arrivant sur les moyens d'observation et d'acquisition, en vue de completer la selection du speckle provenant des couches plus ou moins profondes du tissu. Ces moyens optiques comprennent des polariseurs (lineaires, circulaires ou elliptiques) et/ou des lames demi ou quart d'onde.
De preference, la source de lumiere coherente est monochromatique.
Cette source est, de preference, un laser.
Selon les conditions experimentales, notamment le type de camera utilisee, la distance entre
11 le point d'illumination de la surface du tissu et la camera vaut, de preference, environ 20 cm.
Le traitement des figures de speckle peut etre effectue par une methode frequentielle classique et/ou par une methode fractale.
Selon un mode de realisation prefere de l'invention, lorsque le traitement des figures de speckle est effectue par une methode fractale, ce traitement comprend 1'extraction de parametres stochastiques qui sont caracteristiques des figures de speckle.
De preference, les parametres stochastiques comprennent .
- le coefficient de Hurst, - l'autosimilarite, et - la saturation de la variance.
BREVE DESCRIPTION DES DESSINS
La presente invention sera mieux comprise a la lecture de la description d'exemples de realisation donnes ci-apres, a titre purement indicatif et nullement limitatif, en faisant reference aux dessins annexes sur lesquels :
- la figure 1 est une vue schematique d'un mode de realisation particulier du dispositif objet de 1'invention, - les figures 2a et 2b montrent, dans le cas de l'approche frequentielle classique, la taille moyenne des grains de speckle pour chaque point de mesure et pour chaque zone, a savoir une zone saine (lignes pointillees) et une zone irradiee (lignes
Le traitement des figures de speckle peut etre effectue par une methode frequentielle classique et/ou par une methode fractale.
Selon un mode de realisation prefere de l'invention, lorsque le traitement des figures de speckle est effectue par une methode fractale, ce traitement comprend 1'extraction de parametres stochastiques qui sont caracteristiques des figures de speckle.
De preference, les parametres stochastiques comprennent .
- le coefficient de Hurst, - l'autosimilarite, et - la saturation de la variance.
BREVE DESCRIPTION DES DESSINS
La presente invention sera mieux comprise a la lecture de la description d'exemples de realisation donnes ci-apres, a titre purement indicatif et nullement limitatif, en faisant reference aux dessins annexes sur lesquels :
- la figure 1 est une vue schematique d'un mode de realisation particulier du dispositif objet de 1'invention, - les figures 2a et 2b montrent, dans le cas de l'approche frequentielle classique, la taille moyenne des grains de speckle pour chaque point de mesure et pour chaque zone, a savoir une zone saine (lignes pointillees) et une zone irradiee (lignes
12 continues), en ce qui concerne la largeur des grains dx (figure 2a) et la hauteur des grains dy (figure 2b), pour un porc numerote P129, pour un angle d'incidence yf de 20 du faisceau lumineux utilise pour la formation du speckle, - les figures 3a, 3b et 3c montrent, dans le cas de l'approche fractale, des parametres fractals, calcules selon la dimension horizontale de l'image, pour chaque point de mesure et pour chaque zone, a savoir une zone saine (lignes pointillees) et une zone irradiee (lignes continues), en ce qui concerne la saturation de la variance G (figure 3a), l'autosimilarite S (figure 3b) et le coefficient de Hurst H (figure 3c), pour le porc mentionne plus haut, avec le meme angle d'incidence du faisceau lumineux, - la figure 4 montre des photographies de la zone irradiee de la peau du porc mentionne ci-dessus aux dates de mesure (40 Gy), - la figure 5 est une representation des scores sur les differentes dates d'experimentation des parametres discriminants pour divers angles, tous porcs confondus, - la figure 6 montre l'augmentation de 1'epaisseur de 1'epiderme et celle du derme, pour une zone irradiee par rapport a une zone saine (en %) pour quatre porcs, - la figure 7 montre 1'evolution du rapport 40 Gy/0 Gy pour un angle d'observation de 20 , pour trois coefficients stochastiques, a savoir la saturation de la variance G, l'autosimilarite S et le coefficient de Hurst H, en fonction des dates de
13 mesure, tous points de mesure confondus, pour le porc numerote P129, - la figure 8 montre 1'evolution du coefficient de Hurst H en fonction du temps, pour chaque zone, a savoir une zone saine (lignes pointillees) et une zone irradiee (lignes continues), tous points de mesure confondus, pour l'angle d'observation de 60 et le porc numerote P161, - la figure 9 montre la densite spectrale de puissance d'une figure de speckle (echelle log-log), - la figure 10 montre la fonction d'autocovariance normalisee cI(x,0), dx representant la largeur a mi-hauteur de la fonction, et - la figure 11 est une representation log-log (unite arbitraire), de la fonction de diffusion d'une figure de speckle, obtenue dans le cas d'une peau saine.
EXPOSE DETAILLE DE MODES DE REALISATION PARTICULIERS
Faisons d'abord quelques rappels sur le phenomene de speckle, suivis d'un etat de l'art des applications de ce phenomene.
Le speckle est un phenomene interferentiel, du a l'interaction d'une lumiere coherente avec un milieu diffusant. Un tel milieu presente des fluctuations locales de densite et donc d'indice de refraction. Ces zones locales, aleatoirement reparties dans le milieu, constituent des diffuseurs d'ondes partielles. Le dephasage aleatoire de ces ondes partielles provoque des interferences aleatoires qui induisent une distribution statistique d'intensite. La
EXPOSE DETAILLE DE MODES DE REALISATION PARTICULIERS
Faisons d'abord quelques rappels sur le phenomene de speckle, suivis d'un etat de l'art des applications de ce phenomene.
Le speckle est un phenomene interferentiel, du a l'interaction d'une lumiere coherente avec un milieu diffusant. Un tel milieu presente des fluctuations locales de densite et donc d'indice de refraction. Ces zones locales, aleatoirement reparties dans le milieu, constituent des diffuseurs d'ondes partielles. Le dephasage aleatoire de ces ondes partielles provoque des interferences aleatoires qui induisent une distribution statistique d'intensite. La
14 figure d'intensite ainsi produite, a l'aspect granuleux, est appelee << speckle >>.
Ce phenomene a longtemps ete considere comme un simple bruit en imagerie. Cependant il decoule directement de l'interaction lumiere/matiere. Par consequent, les parametres du speckle (taille des grains, contraste, intensite, polarisation...) peuvent nous apporter des informations sur les proprietes du milieu, et en particulier sur ses proprietes optiques, la difficulte principale etant de remonter quantitativement a ces informations. C'est la raison pour laquelle, depuis quelques annees, les physiciens se sont interesses a 1'exploitation du speckle pour caracteriser le milieu qui le genere.
Plusieurs applications ont ainsi ete developpees : en physique stellaire, dans l'industrie pour la mesure de la rugosite de surfaces ou de la deformation d'objets, ou encore en imagerie medicale, domaine auquel se rapporte la presente invention.
Dans ce domaine, la mesure des caracteristiques spatiales et dynamiques du speckle peut donner des informations pour le diagnostic medical. Par exemple, des chercheurs ont propose de nouvelles techniques pour determiner le flux sanguin (voir les documents [5], [6], [7]). D'autres auteurs ont utilise le phenomene speckle pour la mesure de deformations osseuses ou d'implants osseux par interferometrie (voir les documents [8] et [9]).
D'autres auteurs ont exploite le speckle pour la determination de la rugosite des surfaces et des surfaces des tissus biologiques (voir le document [10]). Cependant, seule 1'extraction de la propriete de rugosite restreint l'analyse du speckle, et 1'etude de la surface tissulaire a elle seule est insuffisante pour une etude d'aide au diagnostic. En effet, 5 l'apparition d'une pathologie implique que des modifications physiopathologiques concernent toutes les profondeurs d'un tissu et non seulement la surface de celui-ci. En particulier, 1'evolution d'un tissu pathologique commence generalement par des 10 modifications au niveau des couches les plus profondes et un diagnostic precoce necessite alors une exploration du tissu des couches profondes de celui-ci (derme, hypoderme). Plusieurs chercheurs ont aussi explore la relation entre les dimensions du speckle et
Ce phenomene a longtemps ete considere comme un simple bruit en imagerie. Cependant il decoule directement de l'interaction lumiere/matiere. Par consequent, les parametres du speckle (taille des grains, contraste, intensite, polarisation...) peuvent nous apporter des informations sur les proprietes du milieu, et en particulier sur ses proprietes optiques, la difficulte principale etant de remonter quantitativement a ces informations. C'est la raison pour laquelle, depuis quelques annees, les physiciens se sont interesses a 1'exploitation du speckle pour caracteriser le milieu qui le genere.
Plusieurs applications ont ainsi ete developpees : en physique stellaire, dans l'industrie pour la mesure de la rugosite de surfaces ou de la deformation d'objets, ou encore en imagerie medicale, domaine auquel se rapporte la presente invention.
Dans ce domaine, la mesure des caracteristiques spatiales et dynamiques du speckle peut donner des informations pour le diagnostic medical. Par exemple, des chercheurs ont propose de nouvelles techniques pour determiner le flux sanguin (voir les documents [5], [6], [7]). D'autres auteurs ont utilise le phenomene speckle pour la mesure de deformations osseuses ou d'implants osseux par interferometrie (voir les documents [8] et [9]).
D'autres auteurs ont exploite le speckle pour la determination de la rugosite des surfaces et des surfaces des tissus biologiques (voir le document [10]). Cependant, seule 1'extraction de la propriete de rugosite restreint l'analyse du speckle, et 1'etude de la surface tissulaire a elle seule est insuffisante pour une etude d'aide au diagnostic. En effet, 5 l'apparition d'une pathologie implique que des modifications physiopathologiques concernent toutes les profondeurs d'un tissu et non seulement la surface de celui-ci. En particulier, 1'evolution d'un tissu pathologique commence generalement par des 10 modifications au niveau des couches les plus profondes et un diagnostic precoce necessite alors une exploration du tissu des couches profondes de celui-ci (derme, hypoderme). Plusieurs chercheurs ont aussi explore la relation entre les dimensions du speckle et
15 les conditions experimentales (voir le document [11]).
Cependant, un speckle provenant d'un milieu vivant est dynamique et, du point de vue du traitement de signal, une approche frequentielle classique semble ne pas etre suffisante pour etudier ce phenomene non stationnaire. Une approche fractale du speckle a recemment ete introduite. Dans cette approche, un parallele avec le mouvement brownien fractionnaire a ete propose (voir le document [12]). De meme, d'autres auteurs ont propose, par une etude dynamique du speckle provenant d'echantillons divers (materiaux inertes ou echantillons biologiques comme des fruits ou des plantes), d'extraire la dimension fractale des figures de speckle modelisees en tant que mouvement brownien fractionnaire, afin de caracteriser ces differents milieux (voir le document [13]).
Cependant, un speckle provenant d'un milieu vivant est dynamique et, du point de vue du traitement de signal, une approche frequentielle classique semble ne pas etre suffisante pour etudier ce phenomene non stationnaire. Une approche fractale du speckle a recemment ete introduite. Dans cette approche, un parallele avec le mouvement brownien fractionnaire a ete propose (voir le document [12]). De meme, d'autres auteurs ont propose, par une etude dynamique du speckle provenant d'echantillons divers (materiaux inertes ou echantillons biologiques comme des fruits ou des plantes), d'extraire la dimension fractale des figures de speckle modelisees en tant que mouvement brownien fractionnaire, afin de caracteriser ces differents milieux (voir le document [13]).
16 Le mouvement brownien fractionnaire est un processus stochastique largement utilise dans les approches fractales. Par ailleurs, les approches fractales sont depuis peu utilisees pour la caracterisation de phenomenes complexes reels. Dans le domaine biomedical, on peut citer les travaux de Pothuaud (voir document [14]) et de Benhamou (voir document [15]) qui utilisent les fractales pour analyser les textures osseuses des images radiographiques. Des proprietes fractales ont ete trouvees precedemment dans le phenomene de speckle, a savoir dans le speckle genere par une surface aleatoirement rugueuse (voir le document [16]) et dans le speckle genere par des solutions de microspheres en polystyrene calibrees (voir le document [12] et le document [17]). L'approche fractale du speckle proposee par le document [12] et une approche frequentielle classique du speckle ont ete utilisees pour caracteriser une peau pathologique atteinte de sclerodermie a un stade stationnaire et dont les lesions etaient visibles (voir le document [18]).
Cependant, le dispositif utilise dans le document [18]
ne s'est pas avere efficace pour la detection de la brulure radiologique. Ce dispositif ne permet pas, contrairement a l'invention, de detecter une pathologie en evolution pour laquelle les lesions ne sont pas encore visibles ou lorsque les modifications physiopathologiques s'effectuent en profondeur.
Dans la presente invention, on applique l'approche fractale du speckle par le mouvement
Cependant, le dispositif utilise dans le document [18]
ne s'est pas avere efficace pour la detection de la brulure radiologique. Ce dispositif ne permet pas, contrairement a l'invention, de detecter une pathologie en evolution pour laquelle les lesions ne sont pas encore visibles ou lorsque les modifications physiopathologiques s'effectuent en profondeur.
Dans la presente invention, on applique l'approche fractale du speckle par le mouvement
17 brownien fractionnaire, proposee dans le document [12], a la discrimination, in vivo, de pathologies cutanees.
D'apres le document [12], il existe un parallele entre le phenomene speckle et le phenomene du mouvement brownien. En effet, leurs statistiques du premier ordre sont de meme nature : elles sont gaussiennes pour la distribution en amplitude et pour la distribution en intensite. Leurs statistiques du deuxieme ordre ont aussi les memes caracteristiques :
une Densite Spectrale de Puissance (en anglais, Power Spectral Density), notee PSD par la suite, presentant une decroissance en 1/f, ou f est la frequence, et un accroissement gaussien dans les deux cas.
Dans le cas du speckle, la PSD des figures experimentales decroit selon une loi de puissance seulement dans le domaine des hautes frequences, ce qui confirme un comportement autosimilaire (ou d'invariance d'echelle) dans ce domaine spectral.
La generalisation au fBm, c'est-a-dire au mouvement brownien fractionnaire, permet d'ajouter un degre de liberte supplementaire qui rend le modele plus flexible. C'est pourquoi la generalisation au mouvement brownien fractionnaire a ete consideree. De par cette modelisation, on peut extraire trois parametres stochastiques caracterisant une image de speckle a partir de sa fonction de diffusion :
- le coefficient de Hurst H, caracterisant la dimension fractale de l'image, - la taille de 1'element autosimilaire S, caracterisant la separation des comportements autosimilaire et classique dans l'image, et
D'apres le document [12], il existe un parallele entre le phenomene speckle et le phenomene du mouvement brownien. En effet, leurs statistiques du premier ordre sont de meme nature : elles sont gaussiennes pour la distribution en amplitude et pour la distribution en intensite. Leurs statistiques du deuxieme ordre ont aussi les memes caracteristiques :
une Densite Spectrale de Puissance (en anglais, Power Spectral Density), notee PSD par la suite, presentant une decroissance en 1/f, ou f est la frequence, et un accroissement gaussien dans les deux cas.
Dans le cas du speckle, la PSD des figures experimentales decroit selon une loi de puissance seulement dans le domaine des hautes frequences, ce qui confirme un comportement autosimilaire (ou d'invariance d'echelle) dans ce domaine spectral.
La generalisation au fBm, c'est-a-dire au mouvement brownien fractionnaire, permet d'ajouter un degre de liberte supplementaire qui rend le modele plus flexible. C'est pourquoi la generalisation au mouvement brownien fractionnaire a ete consideree. De par cette modelisation, on peut extraire trois parametres stochastiques caracterisant une image de speckle a partir de sa fonction de diffusion :
- le coefficient de Hurst H, caracterisant la dimension fractale de l'image, - la taille de 1'element autosimilaire S, caracterisant la separation des comportements autosimilaire et classique dans l'image, et
18 - la saturation de la variance G qui donne la direction asymptotique aux grandes valeurs de voisinage dans l'image.
On trouvera une description detaillee de la theorie statistique du speckle ainsi que de la correlation entre ce phenomene et celui du mouvement brownien fractionnaire a la fin de la presente description.
Il suffit de placer une plaque photographique a une distance quelconque de l'objet pour enregistrer le speckle. Il peut etre observe soit dans << 1'espace libre (speckle objectif) ou sur un plan image de l'objet illumine (speckle subjectif).
Dans le premier cas, le speckle s'enregistre par une camera sans objectif et sans aucun autre systeme imageant, et dans le second cas, par une camera avec un objectif par exemple.
Une modification quelconque du milieu diffusant entraine des modifications optiques et statistiques du milieu, ce qui entraine la variation des trois parametres stochastiques mentionnes ci-dessus.
L'idee est alors d'utiliser ces parametres qui caracterisent l'image de speckle en vue de differencier les milieux diffusants. L'aide au diagnostic etant un objectif de la presente invention, l'application de cette methode est ciblee sur le milieux vivant, en particulier sur le syndrome cutane de l'irradiation aigue dont 1'evolution a court et a long terme est encore meconnue. Cette approche du phenomene speckle, basee sur la theorie fractale, est
On trouvera une description detaillee de la theorie statistique du speckle ainsi que de la correlation entre ce phenomene et celui du mouvement brownien fractionnaire a la fin de la presente description.
Il suffit de placer une plaque photographique a une distance quelconque de l'objet pour enregistrer le speckle. Il peut etre observe soit dans << 1'espace libre (speckle objectif) ou sur un plan image de l'objet illumine (speckle subjectif).
Dans le premier cas, le speckle s'enregistre par une camera sans objectif et sans aucun autre systeme imageant, et dans le second cas, par une camera avec un objectif par exemple.
Une modification quelconque du milieu diffusant entraine des modifications optiques et statistiques du milieu, ce qui entraine la variation des trois parametres stochastiques mentionnes ci-dessus.
L'idee est alors d'utiliser ces parametres qui caracterisent l'image de speckle en vue de differencier les milieux diffusants. L'aide au diagnostic etant un objectif de la presente invention, l'application de cette methode est ciblee sur le milieux vivant, en particulier sur le syndrome cutane de l'irradiation aigue dont 1'evolution a court et a long terme est encore meconnue. Cette approche du phenomene speckle, basee sur la theorie fractale, est
19 plus puissante que l'approche frequentielle classique (ces deux approches sont decrites a la fin de la presente description) puisqu'elle integre l'aspect multi-echelle du speckle.
On decrit dans ce qui suit un dispositif d'observation et d'acquisition des figures de speckle conformement a l'invention.
Le dispositif conforme a l'invention, qui est schematiquement represente sur la figure 1, est utilise pour enregistrer les champs de speckle provenant de tissus biologiques. Ce dispositif est tres simple et peu onereux. Il comprend un laser monochromatique non polarise 13 et une camera a dispositif a tranfert de charge (en anglais, charge-coupled device camera) 14, plus simplement appelee << camera CCD >>. Un milieu diffusant 16, a savoir une zone cutanee saine ou pathologique, illumine en un point P par le faisceau 29 issu du laser 13, engendre un phenomene de speckle. La lumiere retrodiffusee par le milieu (tissu cutane) 16 est captee par la camera 14 qui permet ainsi l'acquisition d'un speckle.
On note N la direction de la normale a la surface du tissu biologique 16 au point P, X la direction d'emission de la lumiere par le laser 13, Y
la direction d'observation du champ du speckle par la camera 14. On note les angles suivants sans orientation particuliere : a l'angle entre les directions X et Y, 'If l'angle d'incidence du faisceau laser par rapport a la direction normale a la surface du tissu biologique (angle entre les directions X et N) et 8 l'angle d'observation par rapport a la direction normale a la surface du tissu biologique (angle entre les directions Y et N) . On note Da la difference en valeur absolue 5 entre les deux angles T et 8 et appele angle d'observation par rapport a la direction de la reflexion speculaire. On a donc Da = I'IJ-8I. Cet angle donne 1'ecart de la direction d'observation par rapport a celle de la reflexion speculaire : plus il augmente, 10 plus l'observation s'ecarte de la reflexion speculaire et donc plus on observe les photons qui ont diffuse dans les couches profondes du milieu.
Le dispositif de la figure 1, conforme a l'invention, permet la variation de l'angle 'If 15 (respectivement 8) de la direction X (respectivement Y) independemment de la variation de l'angle 8 (respectivement 'If) de la direction Y (respectivement X). Pour ce faire, le dispositif de la figure 1 comprend aussi des moyens mecaniques comprenant un
On decrit dans ce qui suit un dispositif d'observation et d'acquisition des figures de speckle conformement a l'invention.
Le dispositif conforme a l'invention, qui est schematiquement represente sur la figure 1, est utilise pour enregistrer les champs de speckle provenant de tissus biologiques. Ce dispositif est tres simple et peu onereux. Il comprend un laser monochromatique non polarise 13 et une camera a dispositif a tranfert de charge (en anglais, charge-coupled device camera) 14, plus simplement appelee << camera CCD >>. Un milieu diffusant 16, a savoir une zone cutanee saine ou pathologique, illumine en un point P par le faisceau 29 issu du laser 13, engendre un phenomene de speckle. La lumiere retrodiffusee par le milieu (tissu cutane) 16 est captee par la camera 14 qui permet ainsi l'acquisition d'un speckle.
On note N la direction de la normale a la surface du tissu biologique 16 au point P, X la direction d'emission de la lumiere par le laser 13, Y
la direction d'observation du champ du speckle par la camera 14. On note les angles suivants sans orientation particuliere : a l'angle entre les directions X et Y, 'If l'angle d'incidence du faisceau laser par rapport a la direction normale a la surface du tissu biologique (angle entre les directions X et N) et 8 l'angle d'observation par rapport a la direction normale a la surface du tissu biologique (angle entre les directions Y et N) . On note Da la difference en valeur absolue 5 entre les deux angles T et 8 et appele angle d'observation par rapport a la direction de la reflexion speculaire. On a donc Da = I'IJ-8I. Cet angle donne 1'ecart de la direction d'observation par rapport a celle de la reflexion speculaire : plus il augmente, 10 plus l'observation s'ecarte de la reflexion speculaire et donc plus on observe les photons qui ont diffuse dans les couches profondes du milieu.
Le dispositif de la figure 1, conforme a l'invention, permet la variation de l'angle 'If 15 (respectivement 8) de la direction X (respectivement Y) independemment de la variation de l'angle 8 (respectivement 'If) de la direction Y (respectivement X). Pour ce faire, le dispositif de la figure 1 comprend aussi des moyens mecaniques comprenant un
20 support mecanique 18 et un guide mecanique 20. Le support mecanique 18 supporte le laser 13 et la camera 14 et permet une variation de l'angle 'If et/ou de l'angle 8, pour observer le champ de speckle sous des angles differents. Cette variation des angles 'IJ et/ou 8 permet d'explorer le tissu a differentes profondeurs.
La partie inferieure du guide 20 est rigidement solidaire d'un tore 28 qui delimite la zone de mesure. En outre, ce tore est en contact avec la surface du tissu 16. Le diametre interieur du tore vaut 40 mm dans 1'exemple ; il est alors assez large pour ne pas ajouter de reflexions parasites. Le guide 20 et le
La partie inferieure du guide 20 est rigidement solidaire d'un tore 28 qui delimite la zone de mesure. En outre, ce tore est en contact avec la surface du tissu 16. Le diametre interieur du tore vaut 40 mm dans 1'exemple ; il est alors assez large pour ne pas ajouter de reflexions parasites. Le guide 20 et le
21 tore 28 permettent de maintenir une distance L
constante entre le point d'impact P du faisceau laser 29 et la camera 14, entre deux acquisitions consecutives de figure de speckle, et permettent aussi d'amortir d'eventuels mouvements du tissu 16, par exemple dus a la respiration. Le guide 20 et le tore 28 assurent alors une acquisition optimale des figures de speckle pour la comparaison indispensable entre les deux zones (saine et pathologique).
Le support mecanique 18 est fixe au guide et reglable en hauteur sur ce guide 20, et ce support forme un arc de cercle dont la direction du rayon de courbure atteint sensiblement le point P. Le laser 13 et la camera 14 sont fixes et reglables en 15 position sur le support 18. On peut ainsi regler l'angle 'IJ a une valeur de l'intervalle allant sensiblement de 0 a 90 et on peut aussi regler l'angle 8 a une valeur de l'intervalle allant sensiblement de 0 a 90 .
20 Bien entendu, la longueur du support 18 en forme d'arc de cercle est choisie en fonction de l'angle a maximum que l'on veut pouvoir obtenir avec le dispositif : si l'on veut obtenir un angle a sensiblement egal a 180 , on utilise un support 18 formant sensiblement un demi-cercle.
Le dispositif de la figure 1 comprend aussi des moyens electroniques 22 pour traiter, conformement a l'invention, les signaux fournis par la camera. Ces moyens electroniques 22 sont pourvus de moyens d'affichage 26.
constante entre le point d'impact P du faisceau laser 29 et la camera 14, entre deux acquisitions consecutives de figure de speckle, et permettent aussi d'amortir d'eventuels mouvements du tissu 16, par exemple dus a la respiration. Le guide 20 et le tore 28 assurent alors une acquisition optimale des figures de speckle pour la comparaison indispensable entre les deux zones (saine et pathologique).
Le support mecanique 18 est fixe au guide et reglable en hauteur sur ce guide 20, et ce support forme un arc de cercle dont la direction du rayon de courbure atteint sensiblement le point P. Le laser 13 et la camera 14 sont fixes et reglables en 15 position sur le support 18. On peut ainsi regler l'angle 'IJ a une valeur de l'intervalle allant sensiblement de 0 a 90 et on peut aussi regler l'angle 8 a une valeur de l'intervalle allant sensiblement de 0 a 90 .
20 Bien entendu, la longueur du support 18 en forme d'arc de cercle est choisie en fonction de l'angle a maximum que l'on veut pouvoir obtenir avec le dispositif : si l'on veut obtenir un angle a sensiblement egal a 180 , on utilise un support 18 formant sensiblement un demi-cercle.
Le dispositif de la figure 1 comprend aussi des moyens electroniques 22 pour traiter, conformement a l'invention, les signaux fournis par la camera. Ces moyens electroniques 22 sont pourvus de moyens d'affichage 26.
22 On precise que, conformement a l'invention, on illumine le tissu 16 au moyen du laser 13 dans une zone saine puis dans une zone susceptible de comporter des modifications.
Le dispositif de la figure 1 comprend en outre des moyens electroniques 24 pour analyser les signaux traites conformement a l'invention par les moyens 22, afin de valider la comparaison des deux zones cutanees (saine et pathologique) . Les resultats obtenus par ces moyens 24 peuvent etre egalement affiches par les moyens d'affichage 26.
Dans 1'exemple, le laser 13 est un laser non polarise He-Ne (632,8 nm) de puissance 15 mW, qui emet un faisceau dont la largeur est de l'ordre de 1 mm a Io /e2, ou Io est l'intensite maximum du laser (rayon du faisceau pour lequel l'intensite a diminue d'un facteur 1/e2 par rapport a son maximum Io).
La camera CCD 14 est par exemple du type Kappa CF 8/1 DX, avec 376(H)x582(V) pixels effectifs ;
elle est utilisee sans objectif ; et chaque pixel mesure 8,6(H) x 8,3(V) pm. Le temps d'exposition de la camera permet un temps d'exposition au moins egal a 100 ps.
De plus, on precise que la camera est destinee a acquerir au moins 200 figures de speckle par zone illuminee a une frequence de 25 Hz.
Il convient en outre de noter que, pour les mesures, le laser 13 et la camera 14 ne sont pas necessairement places de part et d'autre du guide 20 :
Le dispositif de la figure 1 comprend en outre des moyens electroniques 24 pour analyser les signaux traites conformement a l'invention par les moyens 22, afin de valider la comparaison des deux zones cutanees (saine et pathologique) . Les resultats obtenus par ces moyens 24 peuvent etre egalement affiches par les moyens d'affichage 26.
Dans 1'exemple, le laser 13 est un laser non polarise He-Ne (632,8 nm) de puissance 15 mW, qui emet un faisceau dont la largeur est de l'ordre de 1 mm a Io /e2, ou Io est l'intensite maximum du laser (rayon du faisceau pour lequel l'intensite a diminue d'un facteur 1/e2 par rapport a son maximum Io).
La camera CCD 14 est par exemple du type Kappa CF 8/1 DX, avec 376(H)x582(V) pixels effectifs ;
elle est utilisee sans objectif ; et chaque pixel mesure 8,6(H) x 8,3(V) pm. Le temps d'exposition de la camera permet un temps d'exposition au moins egal a 100 ps.
De plus, on precise que la camera est destinee a acquerir au moins 200 figures de speckle par zone illuminee a une frequence de 25 Hz.
Il convient en outre de noter que, pour les mesures, le laser 13 et la camera 14 ne sont pas necessairement places de part et d'autre du guide 20 :
23 si necessaire, pour ces mesures, ils peuvent etre du meme c6te de ce guide.
Un bras mobile (non represente) maintient 1'ensemble support mecanique 18-guide 20, qui supporte le laser 13 et la camera 14, et permet leur deplacement pour etudier differentes zones du tissu 16. Le deplacement s'effectue en translation et/ou en rotation dans les trois directions de 1'espace afin de s'adapter aux mesures des differentes zones a etudier du tissu 16.
On precise que l'invention peut etre mise en ceuvre avec d'autres moyens d'observation et d'acquisition qu'une camera CCD et que cette derniere et les autres cameras utilisables peuvent etre pourvues, ou non, d'un objectif pour la mise en ceuvre de l'invention. De meme, l'invention peut aussi etre mise en ceuvre avec un laser polarise.
En outre, la selection du speckle provenant de couches profondes ou surfaciques du tissu peut etre completee par un systeme optique 27, constitue de polariseurs (lineaires, circulaires, ou elliptiques) et/ou de lames demi ou quart d'onde. Ce systeme optique, lorsqu'il est utilise, est place a la sortie du laser et/ou a 1'entree de la camera. Ce systeme optique permet de contr6ler la polarisation de la lumiere coherente illuminant le tissu et la polarisation de la lumiere arrivant sur la camera afin de detecter plusieurs etats de polarisation selon la configuration de polarisation choisie a la sortie du laser. Les polariseurs avec ou sans les lames demi ou
Un bras mobile (non represente) maintient 1'ensemble support mecanique 18-guide 20, qui supporte le laser 13 et la camera 14, et permet leur deplacement pour etudier differentes zones du tissu 16. Le deplacement s'effectue en translation et/ou en rotation dans les trois directions de 1'espace afin de s'adapter aux mesures des differentes zones a etudier du tissu 16.
On precise que l'invention peut etre mise en ceuvre avec d'autres moyens d'observation et d'acquisition qu'une camera CCD et que cette derniere et les autres cameras utilisables peuvent etre pourvues, ou non, d'un objectif pour la mise en ceuvre de l'invention. De meme, l'invention peut aussi etre mise en ceuvre avec un laser polarise.
En outre, la selection du speckle provenant de couches profondes ou surfaciques du tissu peut etre completee par un systeme optique 27, constitue de polariseurs (lineaires, circulaires, ou elliptiques) et/ou de lames demi ou quart d'onde. Ce systeme optique, lorsqu'il est utilise, est place a la sortie du laser et/ou a 1'entree de la camera. Ce systeme optique permet de contr6ler la polarisation de la lumiere coherente illuminant le tissu et la polarisation de la lumiere arrivant sur la camera afin de detecter plusieurs etats de polarisation selon la configuration de polarisation choisie a la sortie du laser. Les polariseurs avec ou sans les lames demi ou
24 quart d'onde sont configures afin de selectionner preferentiellement le speckle provenant des couches surfaciques du tissu ou le speckle provenant des couches plus ou moins profondes.
Les effets cutanes du syndrome cutane d'irradiation aigue chez plusieurs porcs ont ete pris comme exemples d'application du dispositif conforme a l'invention : les porcs ont ete irradies localement (40 Gy) par rayonnement gamma sur le flanc droit, sur une zone de dimension 5 cm x 10 cm.
Dans un exemple de l'invention, on traite les figures de speckle obtenues en illuminant successivement les deux zones (saine et pathologique), a plusieurs angles 'If allant de 20 a 60 et en detectant la lumiere retrodiffusee a un angle e fixe, choisi egal a 0 ; ce traitement est effectue par une methode frequentielle classique et une methode fractale: la camera CCD 14 fournit des signaux electriques representatifs des figures de speckle et les moyens electroniques de traitement 22 traitent ces signaux par les deux methodes citees ci-dessus , sous la forme d'images non compressees, et permettent de comparer les deux zones. Cette comparaison est validee par les moyens electroniques d'analyse statistique 24 (tests statistiques tels que les tests de Student et les tests d'analyse de la variance, ou analyses factorielles telles que, par exemple, l'Analyse en Composante Principale).
L'enregistrement des figures de speckle necessite quelques precautions.
En effet, le speckle etudie est produit par un milieu vivant contenant par consequent des 5 diffuseurs mobiles dont leur mouvement peut etre considere comme aleatoire. Ceci entraine une agitation du speckle, nommee << boiling speckle >>, qui correspond a des fluctuations temporelles de l'intensite du speckle. Ces fluctuations temporelles sont 10 habituellement decrites par la fonction d'autocorrelation temporelle de l'intensite (voir le document [ 19 ] ) .
De ce fait, le temps d'acquisition d'une image speckle doit etre le plus court possible afin 15 d'eviter d'enregistrer ce speckle << brouille >>. La camera permettant un temps d'exposition variable, on choisit le temps d'acquisition le plus faible, egal a 100 ps, malgre la perte eventuelle d'un rapport correct signal sur bruit.
20 De plus, la taille des grains de speckle augmente lineairement avec la distance (voir le document [20]). Aussi, les grains de speckle enregistres doivent etre assez larges compares a la taille des pixels de la camera CCD, ce qui implique que
Les effets cutanes du syndrome cutane d'irradiation aigue chez plusieurs porcs ont ete pris comme exemples d'application du dispositif conforme a l'invention : les porcs ont ete irradies localement (40 Gy) par rayonnement gamma sur le flanc droit, sur une zone de dimension 5 cm x 10 cm.
Dans un exemple de l'invention, on traite les figures de speckle obtenues en illuminant successivement les deux zones (saine et pathologique), a plusieurs angles 'If allant de 20 a 60 et en detectant la lumiere retrodiffusee a un angle e fixe, choisi egal a 0 ; ce traitement est effectue par une methode frequentielle classique et une methode fractale: la camera CCD 14 fournit des signaux electriques representatifs des figures de speckle et les moyens electroniques de traitement 22 traitent ces signaux par les deux methodes citees ci-dessus , sous la forme d'images non compressees, et permettent de comparer les deux zones. Cette comparaison est validee par les moyens electroniques d'analyse statistique 24 (tests statistiques tels que les tests de Student et les tests d'analyse de la variance, ou analyses factorielles telles que, par exemple, l'Analyse en Composante Principale).
L'enregistrement des figures de speckle necessite quelques precautions.
En effet, le speckle etudie est produit par un milieu vivant contenant par consequent des 5 diffuseurs mobiles dont leur mouvement peut etre considere comme aleatoire. Ceci entraine une agitation du speckle, nommee << boiling speckle >>, qui correspond a des fluctuations temporelles de l'intensite du speckle. Ces fluctuations temporelles sont 10 habituellement decrites par la fonction d'autocorrelation temporelle de l'intensite (voir le document [ 19 ] ) .
De ce fait, le temps d'acquisition d'une image speckle doit etre le plus court possible afin 15 d'eviter d'enregistrer ce speckle << brouille >>. La camera permettant un temps d'exposition variable, on choisit le temps d'acquisition le plus faible, egal a 100 ps, malgre la perte eventuelle d'un rapport correct signal sur bruit.
20 De plus, la taille des grains de speckle augmente lineairement avec la distance (voir le document [20]). Aussi, les grains de speckle enregistres doivent etre assez larges compares a la taille des pixels de la camera CCD, ce qui implique que
25 cette camera ne doit pas etre trop pres du milieu diffusant. De plus, chaque image doit contenir assez de grains afin d'effectuer une etude statistique significative de chaque image, ce qui implique pour la camera de ne pas etre non plus trop loin du milieu.
Il est difficile de trouver la distance L
entre le capteur CCD et le point d'illumination du
Il est difficile de trouver la distance L
entre le capteur CCD et le point d'illumination du
26 milieu diffusant en respectant idealement ces conditions. Un compromis doit donc etre trouve. La distance L choisie etait de 20 cm pour la peau de porc.
Ce choix est fourni a titre purement indicatif et nullement limitatif.
Toutefois, la distance L doit etre identique pour les premiere et deuxieme zones, c'est-A-dire la zone saine et la zone susceptible de comporter des lesions.
Afin d'eviter 1'enregistrement direct de la lumiere du laser qui est directement reflechie par la surface du milieu (reflexion speculaire), et ainsi afin d'eviter la saturation du capteur de la camera, l'observation et l'acquisition du champ de speckle s'effectuent en dehors de la reflexion speculaire a plus ou moins 10 pres.
Une serie d'images est enregistree par la camera CCD avec une frequence de 25 Hz. Une image video complete est composee de deux champs acquis l'un apres l'autre : un champ pair (compose des lignes paires 2, 4, 6,...) et un champ impair (compose des lignes impaires 1, 3, 5,...) . Ainsi, 50 champs (pairs et impairs) seront delivres par seconde pour obtenir une image complete a une frequence de 25 Hz. Encore une fois, etant donne la nature dynamique du speckle, les images sont acquises sur un unique champ (pair ou impair) puisque l'image change entre l'acquisition d'un champ pair et d'un champ impair. Les dimensions d'une image sont donc de 288x384 au lieu de 576x384 pour une image complete non compressee.
Ce choix est fourni a titre purement indicatif et nullement limitatif.
Toutefois, la distance L doit etre identique pour les premiere et deuxieme zones, c'est-A-dire la zone saine et la zone susceptible de comporter des lesions.
Afin d'eviter 1'enregistrement direct de la lumiere du laser qui est directement reflechie par la surface du milieu (reflexion speculaire), et ainsi afin d'eviter la saturation du capteur de la camera, l'observation et l'acquisition du champ de speckle s'effectuent en dehors de la reflexion speculaire a plus ou moins 10 pres.
Une serie d'images est enregistree par la camera CCD avec une frequence de 25 Hz. Une image video complete est composee de deux champs acquis l'un apres l'autre : un champ pair (compose des lignes paires 2, 4, 6,...) et un champ impair (compose des lignes impaires 1, 3, 5,...) . Ainsi, 50 champs (pairs et impairs) seront delivres par seconde pour obtenir une image complete a une frequence de 25 Hz. Encore une fois, etant donne la nature dynamique du speckle, les images sont acquises sur un unique champ (pair ou impair) puisque l'image change entre l'acquisition d'un champ pair et d'un champ impair. Les dimensions d'une image sont donc de 288x384 au lieu de 576x384 pour une image complete non compressee.
27 Le signal analogique delivre par la camera est ensuite numerise sur 8 bits par une carte d'acquisition d'images qui permet de mesurer l'intensite sur une echelle de niveaux de gris allant jusqu'A 256.
Afin de n'avoir ni perte ni deformation de l'information contenue dans le signal numerique, aucune compression n'est effectuee.
Le nombre d'images acquises est de 200 par point de mesure (correspondant au point d'impact du faisceau laser P) a une frequence de 25 images par seconde et avec un temps d'acquisition de 100 ps.
Plusieurs points de mesure sont realises pour chaque zone analysee de peau (zone saine et zone pathologique).
Les images de speckle sont ensuite traitees pour determiner la << taille du speckle >> (taille moyenne des grains d'une image speckle), par une methode frequentielle classique, rappelee a la fin de la presente description.
Les images sont aussi traitees ligne par ligne ou colonne par colonne, par une methode fractale, pour en determiner les trois coefficients stochastiques comme indique a la fin de la description. Pour une image et pour chaque dimension de l'image (horizontale ou verticale), un coefficient stochastique calcule (coefficient de Hurst H, saturation de la variance G ou autosimilarite S) selon la dimension horizontale (respectivement verticale) correspond a la moyenne des coefficients trouves pour chaque courbe de diffusion
Afin de n'avoir ni perte ni deformation de l'information contenue dans le signal numerique, aucune compression n'est effectuee.
Le nombre d'images acquises est de 200 par point de mesure (correspondant au point d'impact du faisceau laser P) a une frequence de 25 images par seconde et avec un temps d'acquisition de 100 ps.
Plusieurs points de mesure sont realises pour chaque zone analysee de peau (zone saine et zone pathologique).
Les images de speckle sont ensuite traitees pour determiner la << taille du speckle >> (taille moyenne des grains d'une image speckle), par une methode frequentielle classique, rappelee a la fin de la presente description.
Les images sont aussi traitees ligne par ligne ou colonne par colonne, par une methode fractale, pour en determiner les trois coefficients stochastiques comme indique a la fin de la description. Pour une image et pour chaque dimension de l'image (horizontale ou verticale), un coefficient stochastique calcule (coefficient de Hurst H, saturation de la variance G ou autosimilarite S) selon la dimension horizontale (respectivement verticale) correspond a la moyenne des coefficients trouves pour chaque courbe de diffusion
28 correspondant a chaque ligne (respectivement colonne) de l'image. On peut ainsi comparer les resultats obtenus par les deux methodes.
On considere maintenant l'application de l'invention a l'irradiation cutanee chez le porc.
Selon le dispositif de la figure 1, conforme a l'invention, pour un angle 8 constant, plus l'angle d'incidence du faisceau laser T est grand, plus la surface et le volume diffusants sont importants. De la meme faqon, pour un angle T constant, la surface et le volume de diffusion sont observes differement selon la position de la camera dans le plan de l'observation : plus l'angle 8 entre la direction de l'observation et celle de la normale a la surface du tissu est grand, plus la surface et le volume diffusants observes par la camera sont importants. Par ailleurs, plus l'angle T est grand devant 8 ou inversement plus l'angle 8 est grand devant T, moins le flux d'energie capte par la camera prend en compte la reflexion speculaire. Ainsi, la probabilite de prendre en compte des photons multidiffuses, ceux provenant de couches plus profondes de la peau, augmente avec la difference en valeur absolue entre les deux angles T et 8. On rappelle que l'on note cette difference d'angles, en valeur absolue, Da et qu'elle correspond a l'angle d'observation par rapport a la direction de la reflexion speculaire. En consequence, plus on s'ecarte de la reflexion speculaire, plus la probabilite que les mesures contiennent des informations provenant du
On considere maintenant l'application de l'invention a l'irradiation cutanee chez le porc.
Selon le dispositif de la figure 1, conforme a l'invention, pour un angle 8 constant, plus l'angle d'incidence du faisceau laser T est grand, plus la surface et le volume diffusants sont importants. De la meme faqon, pour un angle T constant, la surface et le volume de diffusion sont observes differement selon la position de la camera dans le plan de l'observation : plus l'angle 8 entre la direction de l'observation et celle de la normale a la surface du tissu est grand, plus la surface et le volume diffusants observes par la camera sont importants. Par ailleurs, plus l'angle T est grand devant 8 ou inversement plus l'angle 8 est grand devant T, moins le flux d'energie capte par la camera prend en compte la reflexion speculaire. Ainsi, la probabilite de prendre en compte des photons multidiffuses, ceux provenant de couches plus profondes de la peau, augmente avec la difference en valeur absolue entre les deux angles T et 8. On rappelle que l'on note cette difference d'angles, en valeur absolue, Da et qu'elle correspond a l'angle d'observation par rapport a la direction de la reflexion speculaire. En consequence, plus on s'ecarte de la reflexion speculaire, plus la probabilite que les mesures contiennent des informations provenant du
29 volume est grande ; les informations provenant des couches profondes predominent alors sur celles provenant de la surface. Or, contrairement au cas d'une pathologie a un stade avance comme 1'etait la sclerodermie (voir document [18]), dans le cas d'une pathologie en evolution pour laquelle les lesions ne sont pas forcement visibles (brulure radiologique pendant la phase cliniquement silencieuse par exemple), les modifications physiopathologiques du tissu s'effectuent d'abord en profondeur ; un diagnostic efficace repose alors sur l'observation de ces modifications a ces echelles de profondeurs. Ainsi, dans l'intention de prendre en compte, dans 1'enregistrement du champ de speckle, les modifications cutanees s'effectuant a differentes couches et differentes profondeurs cutanees, il est necessaire, pour une aide au diagnostic efficace et fiable, d'observer le champ de speckle sous differents angles par rapport a la direction de la reflexion speculaire (Da variable et superieur a 10 ). Pour ce faire, le composant mecanique en forme d'arc 18 (figure 1) supportant le laser 13 et la camera 14, a ete considere dans la constitution du dispositif de la figure 1, conforme a l'invention, afin de permettre une variation des angles T et/ou 8 et donc de l'angle Da=lT-8I, et ainsi de permettre d'enregistrer le speckle genere par la peau a differentes profondeurs : un angle Da de 20 etant lie aux informations contenues essentiellement dans les couches superficielles et un angle Da de 60 aux informations contenues essentiellement dans les couches profondes comme le derme profond ou 1'hypoderme.
Dans l'application de la brulure radiologique, on a choisi d'effectuer les mesures avec 5 une valeur de l'angle d'incidence du faisceau laser T
dans l'intervalle allant de 20 a 60 et une valeur de l'angle e fixe, choisie egale a 0 . Dans cette application, l'angle d'observation du speckle par rapport a la direction de la reflexion speculaire Da 10 etait alors d'une valeur egale a celle de l'angle T.
Un modele d'etude pre-clinique a ete developpe specifiquement pour l'application de l'invention a l'irradiation cutanee chez le porc. Il 15 s'agit d'un modele calibre d'irradiation localisee chez le porc, simulant de faqon reproductible les brulures radiologiques chez l'Homme.
La peau de porc est le meilleur modele biologique connu de la peau humaine. Les irradiations 20 s'effectuent par rayonnement gamma (60Co, 1 Gy/minute).
Pendant l'irradiation, le porc est couche sur le ventre et dispose de maniere a ce que l'axe du faisceau d'irradiation soit perpendiculaire a l'axe de la colonne vertebrale. Un bloc de cire d'environ 1 cm 25 d'epaisseur est place sur la zone de peau irradiee afin de realiser les conditions d'equilibre electronique au niveau de la peau et ainsi obtenir une meilleure homogeneite de la dose en profondeur. Des dosimetres thermolumiscents, constitues de poudre d'alumine
Dans l'application de la brulure radiologique, on a choisi d'effectuer les mesures avec 5 une valeur de l'angle d'incidence du faisceau laser T
dans l'intervalle allant de 20 a 60 et une valeur de l'angle e fixe, choisie egale a 0 . Dans cette application, l'angle d'observation du speckle par rapport a la direction de la reflexion speculaire Da 10 etait alors d'une valeur egale a celle de l'angle T.
Un modele d'etude pre-clinique a ete developpe specifiquement pour l'application de l'invention a l'irradiation cutanee chez le porc. Il 15 s'agit d'un modele calibre d'irradiation localisee chez le porc, simulant de faqon reproductible les brulures radiologiques chez l'Homme.
La peau de porc est le meilleur modele biologique connu de la peau humaine. Les irradiations 20 s'effectuent par rayonnement gamma (60Co, 1 Gy/minute).
Pendant l'irradiation, le porc est couche sur le ventre et dispose de maniere a ce que l'axe du faisceau d'irradiation soit perpendiculaire a l'axe de la colonne vertebrale. Un bloc de cire d'environ 1 cm 25 d'epaisseur est place sur la zone de peau irradiee afin de realiser les conditions d'equilibre electronique au niveau de la peau et ainsi obtenir une meilleure homogeneite de la dose en profondeur. Des dosimetres thermolumiscents, constitues de poudre d'alumine
30 (A1203), sont incorpores dans 1'epaisseur de cire afin de controler la dose delivree sur la peau.
31 Ce protocole experimental d'irradiation a ete valide par une serie de mesures sur un fantome simplifie, representatif des principales caracteristiques du porc (epaisseur et hauteur du tronc, densite de la peau).
Des irradiations ont ete effectuees en suivant ce protocole experimental, a differentes doses, a savoir 5, 10, 15, 20, 40 et 60 Gy et ont permis, dans ces conditions experimentales, de selectionner la dose de 40 Gy, dose a laquelle des signes de necrose ont ete observes. En observant 1'evolution des signes cliniques de la brulure radiologique chez un premier porc irradie a 40 Gy, on peut voir une evolution semblable a celle qui est observee chez l'Homme avec une phase de latence qui precede la necrose. Dans le cas du porc mentionne ci-dessus , cette phase de latence va de J3 a J104, c'est-A-dire de 3 jours a 104 jours apres le jour de l'irradiation qui est note JO. Sur le plan clinique, un leger erytheme passager a ete observe vingt-quatre heures apres l'irradiation ; il se confirme a J2 et disparait a partir de J3.
En observant 1'evolution de la zone irradiee par la technique de laser Doppler, on note une difference de reponse cutanee avec une image d'hypervascularisation correspondant au developpement de la reaction inflammatoire (erytheme), principalement a J1 . Cette reaction s' attenue a J2 pour disparaitre a partir de J3. Aucune image n'a permis de distinguer la zone irradiee jusqu'a la fin de 1'experimentation. En fait, on constate que les images de la technique
Des irradiations ont ete effectuees en suivant ce protocole experimental, a differentes doses, a savoir 5, 10, 15, 20, 40 et 60 Gy et ont permis, dans ces conditions experimentales, de selectionner la dose de 40 Gy, dose a laquelle des signes de necrose ont ete observes. En observant 1'evolution des signes cliniques de la brulure radiologique chez un premier porc irradie a 40 Gy, on peut voir une evolution semblable a celle qui est observee chez l'Homme avec une phase de latence qui precede la necrose. Dans le cas du porc mentionne ci-dessus , cette phase de latence va de J3 a J104, c'est-A-dire de 3 jours a 104 jours apres le jour de l'irradiation qui est note JO. Sur le plan clinique, un leger erytheme passager a ete observe vingt-quatre heures apres l'irradiation ; il se confirme a J2 et disparait a partir de J3.
En observant 1'evolution de la zone irradiee par la technique de laser Doppler, on note une difference de reponse cutanee avec une image d'hypervascularisation correspondant au developpement de la reaction inflammatoire (erytheme), principalement a J1 . Cette reaction s' attenue a J2 pour disparaitre a partir de J3. Aucune image n'a permis de distinguer la zone irradiee jusqu'a la fin de 1'experimentation. En fait, on constate que les images de la technique
32 Doppler sont significatives seulement lorsque 1'erytheme est visible, a J1 et a J2.
D'apres ces conditions experimentales definies, il a ete decide d'appliquer 1'exploitation de la statistique du champ de speckle a ce modele animal par le dispositif objet de l'invention.
On donne ci-apres le protocole experimental qui a ete choisi pour 1'exploitation de la statistique du champ de speckle provenant de peaux de porc.
Quatre irradiations par rayonnement gamma (6oCo) ont ete effectuees localement sur la peau du porc, sur une surface de 5 cm x 10 cm avec une dose de 40 Gy.
Des series de mesures ont ete effectuees tous les 8 jours environ apres irradiation. Huit points de mesure ont ete effectues sur chaque zone (zone saine, correspondant a 0 Gy, et zone irradiee a 40 Gy) avec 200 images pour chaque point. Pour etre certain de mesurer a chaque experience au meme endroit sur cette peau, cette derniere a ete tatouee sur chaque zone (saine et irradiee) de maniere a delimiter 8 carres de 1 cm2. Les mesures ont ete ainsi effectuees durant environ 3 a 4 mois. A chaque date d'experimentation et pour chaque point de mesure, on a une grande taille d'echantillon (n = 200) . Dans le but de comparer la variabilite entre les points de mesure pour une meme zone et la variabilite entre les zones, on a applique le test ANOVA a deux facteurs (voir le document [21]).On definit le parametre pA, la p-valeur pour 1'hypothese nulle HOA, correspondant au facteur A
D'apres ces conditions experimentales definies, il a ete decide d'appliquer 1'exploitation de la statistique du champ de speckle a ce modele animal par le dispositif objet de l'invention.
On donne ci-apres le protocole experimental qui a ete choisi pour 1'exploitation de la statistique du champ de speckle provenant de peaux de porc.
Quatre irradiations par rayonnement gamma (6oCo) ont ete effectuees localement sur la peau du porc, sur une surface de 5 cm x 10 cm avec une dose de 40 Gy.
Des series de mesures ont ete effectuees tous les 8 jours environ apres irradiation. Huit points de mesure ont ete effectues sur chaque zone (zone saine, correspondant a 0 Gy, et zone irradiee a 40 Gy) avec 200 images pour chaque point. Pour etre certain de mesurer a chaque experience au meme endroit sur cette peau, cette derniere a ete tatouee sur chaque zone (saine et irradiee) de maniere a delimiter 8 carres de 1 cm2. Les mesures ont ete ainsi effectuees durant environ 3 a 4 mois. A chaque date d'experimentation et pour chaque point de mesure, on a une grande taille d'echantillon (n = 200) . Dans le but de comparer la variabilite entre les points de mesure pour une meme zone et la variabilite entre les zones, on a applique le test ANOVA a deux facteurs (voir le document [21]).On definit le parametre pA, la p-valeur pour 1'hypothese nulle HOA, correspondant au facteur A
33 (variabilite inter-zone), et le parametre pB, la p-valeur pour 1'hypothese nulle HOB, correspondant au facteur B(variabilite intra-zone) Les comparaisons entre les zones saine et irradiee ont alors ete validees a chaque date d'experimentation par le test statistique mentionne ci-dessus. A la fin de la campagne de mesure, les zones mesurees ont ete biopsees pour une validation histologique des mesures.
Le dispositif de la figure 1 a ete utilise dans le cas de la brulure radiologique et le contexte experimental etait le suivant :
- distance constante entre la camera CCD et le point d'illumination P de la peau : L=20 cm ;
- angle d'incidence du faisceau laser par rapport a la direction normale a la surface prenant les valeurs suivantes : yJ=20 , 40 et 60 ;
- angle d'observation de la camera par rapport a la direction normale a la surface choisi fixe : e=0 ;
dans ces conditions experimentales, l'angle d'observation du speckle par rapport a la direction de la reflexion speculaire Da est alors egale a l'angle yJ ; par la suite, dans cette application, nous confondrons alors l'appellation de ces deux angles ;
- temps d'acquisition d'une image :100 s ;
et - les images n'ont pas ete compressees.
On considere 1'exemple d'un porc numerote P129.
Le dispositif de la figure 1 a ete utilise dans le cas de la brulure radiologique et le contexte experimental etait le suivant :
- distance constante entre la camera CCD et le point d'illumination P de la peau : L=20 cm ;
- angle d'incidence du faisceau laser par rapport a la direction normale a la surface prenant les valeurs suivantes : yJ=20 , 40 et 60 ;
- angle d'observation de la camera par rapport a la direction normale a la surface choisi fixe : e=0 ;
dans ces conditions experimentales, l'angle d'observation du speckle par rapport a la direction de la reflexion speculaire Da est alors egale a l'angle yJ ; par la suite, dans cette application, nous confondrons alors l'appellation de ces deux angles ;
- temps d'acquisition d'une image :100 s ;
et - les images n'ont pas ete compressees.
On considere 1'exemple d'un porc numerote P129.
34 1. Approche frequentielle classique calcul de la taille des grains Les images ont toutes ete traitees mais, par souci de clarte, on ne presentera ici que les resultats numeriques et graphiques a J64 apres irradiation et pour yJ=20 , presentes sur le tableau 2 et les figures 2a et 2b.
En utilisant le test d'ANOVA decrit precedemment, on obtient pour la largeur dx des grains (figure 2a) : pA=O, 044 et pB=O, 93 ; pour la hauteur, ou longueur, dy des grains (figure 2b) : pA =0,57 et pB
=0,82. En prenant un seuil de 0,01 pour la valeur de p, aucune discrimination entre 0 Gy et 40 Gy n'est possible par le calcul de la taille des grains.
De la meme faqon, les resultats correspondant aux autres mesures (autres dates et autres angles d'incidence du faisceau laser) montrent un comportement similaire avec des valeurs de pA
comprises ente 0,13 et 0,93 pour plus de 8 cas sur 10 et entre 0,029 et 0,13 pour moins de 2 cas sur 10.
Tableau 2. Resultats pour la taille moyenne des grains, pour chaque point de mesure P et pour chaque zone : saine (0 Gy, lignes pointillees sur les 5 figures 2a et 2b) et irradiee (40 Gy, lignes continues sur les figure 2a et 2b) pour le porc P129 a J64 et pour yf=20 0 Gy Point 1 Point 2 Point 3 Point 4 Point 5 Point 6 Point 7 Point 8 Largeur 19,45 18,3 17,93 18,11 18,04 17,98 18,89 16 dx (~am) 0,9 0,73 0,35 0,45 0,28 0,17 0,99 0,03 Hauteur 17,81 16,3 16,02 16,09 18 16 18,42 15,4 dy (~am) 0,68 0,71 0,22 0,41 0,02 0,03 1,05 0,92 Gy Point 1 Point 2 Point 3 Point 4 Point 5 Point 6 Point 7 Point 8 Largeur 18,01 19,99 19,39 18,04 21,45 21,15 19,92 21,09 dx (~am) 0,17 0,34 0,92 0,28 1,03 1,03 0,4 0,99 Hauteur 16 17,81 16,18 16 18,34 17,98 16,02 18,95 dy (~am) 0,03 0,58 0,57 0,03 1,56 0,9 0,22 1 10 2. Approche fractale : calcul des trois parametres stochastiques De la meme faqon, par souci de clarte, on ne represente que les resultats numeriques et graphiques a J64 apres irradiation, pour un angle 15 d'incidence du faisceau laser de yJ = 20 et pour la dimension horizontale de l'image, bien que les images aient toutes ete traitees. Ces resultats sont presentes sur le tableau 3 et les figures 3a, 3b et 3c.
Tableau 3. Resultats de l'approche stochastique du speckle pour chaque point de mesure P
et pour chaque zone : saine (0 Gy, lignes pointillees sur les figure 3a, 3b et 3c) et irradiee (40 Gy, lignes continues sur les figures 3a, 3b et 3c) pour le porc P129 a J64, pour yf=20 et pour la dimension horizontale de l'image 0 Gy Point 1 Point 2 Point 3 Point 4 Point 5 Point 6 Point 7 Point 8 Saturation de la 0,0766 0,074 0,0719 0,0762 0,0765 0,0752 0,0736 0,073 variance 0,0011 0,0006 0,0004 0,0015 0,0011 0,0004 0,0006 0,0008 (G) Autosimila 7,06 6,56 6,67 6,92 7,17 6,65 7,19 6,01 rite (S) 0,27 0,25 0,14 0,23 0,15 0,1 0,36 0,17 0,746 0,74 0, 0,765 0,758 0,748 0,746 0,702 0,79 Hurst (H) 0,022 024 0,0169 0,03 0,013 0,015 0,046 0,021 40 Gy Point 1 Point 2 Point 3 Point 4 Point 5 Point 6 Point 7 Point 8 Saturation de la 0,0805 0,0818 0,0807 0,0787 0,0872 0,0856 0,0833 0,0805 variance 0,0004 0,0007 0,0008 0,0005 0,0022 0,0008 0,0006 0,0014 (G) Autosimila 7,03 7,85 7,4 7,09 8,48 8,21 7,57 8,4 rite (S) 0,12 0,2 0,19 0,11 0,68 0,33 0,14 0,38 0,734 0,649 0,661 0,696 0,655 0,615 0,661 0,683 Hurst (H) 0,016 0,016 0,026 0,016 0,031 0,019 0,016 0,019 Le test d'ANOVA a deux facteurs donne les valeurs suivantes pour l'indice p:
- saturation de la variance G (figure 3a) pA = 0,002 et pB = 0,29 - autosimilarite S (figure 3b) : pA = 0,011 et pB = 0,84, et - Hurst H (figure 3c) : pA = 0,0007 et pB =
0,31.
La discrimination entre la zone saine et la zone irradiee est alors significative a plus de 99,8%
pour le coefficient de Hurst et pour la saturation de la variance. L'autosimilarite est << presque >>
discriminante si l'on prend un seuil de 0,01 pour l'indice pA. Cependant, c'est la seule serie de mesures ou son indice est aussi faible puisque pour toutes les autres mesures (correspondant aux autres angles d'incidence du faisceau laser et aux autres dates) l'indice pA etait trop grand pour la discrimination (pA
> 0, 023) .
Par contre, le coefficient de Hurst permet toujours de discriminer la zone irradiee de la zone saine a partir de J64 pour yf = 20 (voir tableau 4).
Les parametres calcules selon la dimension horizontale de l'image ont discrimine de la meme faqon, pour chaque date d'experimentation et chaque angle, que ceux calcules selon la dimension verticale de l'image.
La figure 4 montre des photographies de la peau du porc (zone irradiee) a toutes les dates de mesure.
Tableau 4. Parametres calules pour la dimension horizontale de l'image (saturation de la variance G, autosimilarite S et Hurst H et largeur du grain dx) discriminants pour les trois angles d'observation etudies (20 ,40 ,60 ) et expression clinique du tissu cutane irradie pour toutes les dates de mesure Coefficients discriminants (p S lY = 20 lY = 40 lY = 60 Signe clinique visible (scv) 0,01) J15 - - - Neant (scv) J37 - - - Neant (scv) J55 - - - Neant (scv) J64 H, G H, G H, G Neant (scv) J75 H, G H, G H, G Neant (scv) J84 H G H Neant (scv) J93 H H - Neant, souffrance (scv) J104 H - H Neant (scv) Neant, souffrance J112 H - H (scv) Comme on peut le voir sur le tableau 4 et sur les photographies de la figure 4, malgre l'absence de lesion visible (erytheme ou autre), le coefficient de Hurst H et la saturation de la variance G
discriminent la zone irradiee a J64 et J75 pour les trois angles d'observation. A partir de J84, seul le coefficient de Hurst discrimine au moins pour deux des trois angles . Ce coefficient est plus efficace pour la discrimination.
On note que l'animal presente une sensibilite importante de la zone irradiee au touche a J93 qui a constitue le premier signe clinique.
L'apparition d'une douleur de surface est generalement consideree comme predictive de l'apparition d'une necrose chez l'Homme. On constate que la discrimination pour les 3 angles choisis apparait avant cette phase de douleur (J64, J75, et J84).
On considere 1'exemple de trois autres porcs numerote P161, P163 et P164.
Les resultats pour ces trois autres porcs (P161, P163 et P164) sont presentes sur le tableau 5 sous forme de scores des parametres discriminants (G, H, S et dx), scores effectues sur 1'ensemble des dates de mesures et pour chaque angle mesure. Les parametres sont representes sur le tableau 5 pour la dimension horizontale de l'image. Comme pour le porc P129, pour chaque date d'experimentation et pour chaque angle, la discrimination n'a pas ete differente avec les parametres calcules selon la dimension verticale de 1'image.
La discrimination a ete possible pendant la phase cliniquement silencieuse ou aucun signe clinique n'est encore visible, et la premiere discrimination durant cette phase a ete realisee ainsi :
- Porc P161 : 20 jours avant l'apparition de la premiere lesion et par les parametres H, G a W=60 - Porc P163 : 57 jours avant l'apparition de la premiere lesion et par H a W=60 - Porc P164 : 56 jours avant l'apparition de la premiere lesion et par H a W=20 et 60 .
On constate que l'angle yf=60 permet la premiere discrimination pour ces trois porcs, les premieres modifications du tissu, dues a l'irradiation, semblent alors s'effectuer au sein des couches profondes.
La figure 5 est une representation graphique des scores des parametres discriminants pour 5 chaque angle, tous porcs confondus (porcs P129, P161, P163 et P164).
On constate aussi que, pour tous les porcs, le parametre de Hurst est le plus efficace pour la discrimination et que yJ=40 est l'angle le moins 10 efficace (figure 5 et tableau 5) notamment pour une discrimination precoce. La grande efficacite de l'angle d'observation yf=60 implique que les modifications physiopathologiques s'effectuent essentiellement dans les couches les plus profondes de la peau. L'efficacite 15 du diagnostic, dans le cas de la brulure radiologique, repose alors sur l'observation des couches cutanees les plus profondes. L'efficacite de l'angle yf=20 indique que des modifications importantes s'effectuent aussi dans les couches superficielles de la peau (epiderme).
20 Les couches intermediaires, visibles essentiellement a 40 , ne seraient pas sujettes a d'importantes modifications dans le cas de la brulure radiologique, ce qui expliquerait la mauvaise efficacite de cet angle pour la discrimination. Par consequent, afin de prendre 25 en compte les modifications physiopathologiques situees a differentes profondeurs cutanees et donc de ne negliger aucune strate cutanee ou se produirait les modifications entrainant les variations du champ de speckle, il est necessaire d'explorer toute la 30 profondeur cutanee pour un diagnostic optimum et le plus precoce possible ; ceci est possible en faisant varier l'angle d'observation Da par rapport a la reflexion speculaire.
Tableau 5. Scores sur 1'ensemble des dates d'experimentations des parametres discriminants calcules selon la dimension horizontale de l'image (trois parametres stochastiques (saturation de la variance G, autosimilarite S et Hurst H) et largeur des grains dx) pour chaque angle d'observation et pour chaque porc. Le total des scores sur tous les porcs y est aussi indique Parametre yr = 20 lY = 40 lY = 60 disc minant G H S dx G H S dx G H S dx Porc Total sur tous les porcs La figure 6 montre l'augmentation de 1'epaisseur de 1'epiderme et de 1'epaisseur du derme de la zone irradiee par rapport a la zone saine (en %) pour les quatre porcs.
L'histologie sur la biopsie des zones saine et irradiee permet de quantifier le niveau d'atteinte du tissu cutane et de correler 1'evolution des parametres physiques avec les modifications biologiques correspondantes. Les mesures histologiques effectuees a J112 pour le porc P129, a J106 pour le porc P161, a J92 pour le porc P163 et a J168 pour le porc P164 montrent une augmentation des epaisseurs de 1'epiderme et du derme de :
30% et 47% respectivement pour le porc P129 30% et 54 % respectivement pour le porc P161 83% et 42 % respectivement pour le porc P163 80% et 43 % respectivement pour le porc P164.
Le tableau 6 montre les coefficients de correlation (r) calcules entre les parametres du speckle, calcules selon la dimension horizontale de l'image (G, S, dx et H), et les epaisseurs de 1'epiderme et du derme. Les calculs des correlartions ont ete effectues en considerant 1'ensemble des points de mesures et 1'ensemble des quatre porcs etudies. La significativite du test effectue sur le coefficient de correlation est aussi indiquee, avec un seuil de l'indice de confiance p choisi ici de 0,005. Le symbole - signifie "peu different de".
Les calculs des correlations entre les differentes epaisseurs et les parametres du speckle (G, H, S et dx) montrent que le speckle est relie aux modifications du derme a yf=40 et plus fortement a yf=60 par le parametre de Hurst (Tableau 6).
L'exploration de la peau en profondeur du dispositif, objet de l'invention, est alors confirmee par le parametre de Hurst. Ainsi, la variation de l'angle d'observation par rapport a la direction de la reflexion speculaire, permet, dans 1'enregistrement du champ de speckle, la prise en compte de differentes couches cutanees, des couches superficielles aux couches les plus profondes, et donc un diagnostic precoce et la localisation des modifications physiopathologiques cutanees entrainant les modifications du speckle observees.
Tableau 6. Coefficients de correlation (r) calcules entre les parametres du speckle (G, S, dx et H), calcules selon la dimension horizontale de l'image, et les epaisseurs de 1'epiderme et du derme. La significativite du test effectue sur le coefficient de correlation est aussi indiquee, avec un seuil de l'indice de confiance p choisi ici de 0,005 T = 20 T = 40 T = 60 G/ Epiderme G/ Derme G/ Epiderme G/ Derme G/ Epiderme G/ Derme r=0,443 r=0,240 r=0,511 r=0,141 r=0,413 r=0,061 ................................... ..................................
...................................
......................................................
................................... ...................................
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Le tableau 7 et la figure 7 montrent 1'evolution dans le temps t du rapport 40 Gy/0 Gy pour le porc P129, pour l'angle d'observation de yJ = 20 , tous points de mesure confondus, pour les trois coefficients stochastiques calcules selon la dimension horizontale de l'image.
On remarque que, pour toutes les dates, le coefficient de Hurst est plus faible pour la zone irradiee, contrairement a la saturation de la variance qui, elle, est plus grande. De plus, on peut voir une diminution globale de ce rapport pour le coefficient de Hurst en fonction du temps, ce qui temoigne qu'il est le coefficient stochastique le plus efficace pour la discrimination, comme cela a ete dit plus haut.
Tableau 7. Rapport 40 Gy/0 Gy pour les trois coefficients stochastiques calcules selon la dimension horizontale de l'image : saturation de la variance G, autosimilarite S et coefficient de Hurst H, pour toutes les dates de mesure et pour yJ = 20 , tous points de mesure confondus Rapport 40Gy/
0Gy Saturation de la variance 1,094 1,0921 1,032 1,103 1,055 1,17 1,122 1,024 1,071 (G) Autosimilarite 1,069 0,99 0,99 1,14 0,955 1,06 1,075 1,004 1,02 (S) Hurst (H) 0,98 0, 922 0, 99 0,89 0,91 0, 922 0,88 0, 934 0,91 L'evolution du coefficient de Hurst, calcule selon la dimension horizontale de l'image, est representee sur la figure 8, en fonction des differentes dates de prises de mesures apres irradiation, pour la zone saine et la zone irradiee, tous points de mesures confondus, pour le porc P161 et yf=60 , (lignes pointillees: 0 Gy, zone saine ; ligne continue : 40 Gy, zone irradiee).
Une approche fractale du phenomene speckle 5 a ete utilisee pour la discrimination d'un milieu inerte, compose de billes de latex de concentration differentes (voir le document [12]).
Dans la presente invention, cette approche stochastique est utilisee en vue d'en faire un outil 10 d'aide au diagnostic de la lesion cutanee radio-induite. Le dispositif d'acquisition du champ de speckle, qui est simple et peu couteux (figure 1), le protocole des mesures, le traitement de ces figures de speckle par une approche fractale et par une approche 15 frequentielle classique decrites a la fin de la presente description et l'analyse du traitement de ces figures par des methodes statistiques permettant de valider la comparaison effectuee entre les zones saine et pathologique conformement a l'invention, sont des 20 outils avantageux pour l'aide, in vivo, au diagnostic de cette pathologie et au pronostic de son evolution.
De plus, l'approche fractale utilisee s'est averee plus efficace pour une discrimination precoce des deux zones (saine et irradiee) ; une approche 25 fractale parait alors plus puissante pour caracteriser de maniere significative les figures de speckle.
Par ailleurs, on a montre que le dispositif represente sur la figure 1 a permis de discriminer la zone saine de la zone irradiee pendant 30 la phase cliniquement silencieuse par au moins un des trois angles d'observation utilises : 29 jours avant l'apparition de la premiere lesion pour le porc P129, 20 jours pour le porc P161, 57 jours pour le porc P163 et 56 jours pour le porc P164. Le fait de pouvoir faire une discrimination de la zone irradiee alors qu'aucune lesion n'est visible constitue un point tres important et innovant. De plus, l'observation non invasive du tissu biologique a differentes profondeurs, mise en evidence par les etudes de correlations precedentes, permet de reveler la localisation des modifications physiopathologiques correspondant aux modifications du speckle observees. En particulier, les variations significatives seules du parametre de Hurst a yf=60 correspondent a des modifications au niveau du derme et les variations significatives de l'un des parametres ou de 1'ensemble de ces parametres a yf=20 correspondent a des modifications au niveau de 1'epiderme.
L'exploration non invasive du tissu biologique a differentes profondeurs et permettant le diagnostic et le pronostic alors meme qu'aucun signe clinique n'est visible constitue un point tres important et innovant.
Dans les exemples donnees plus haut, on a mis en ceuvre l'invention en effectuant le traitement des figures de speckle a la fois par une methode frequentielle classique et par une methode fractale.
Cependant, on ne sortirait pas du cadre de l'invention en effectuant ce traitement simplement par une methode frequentielle classique ou par une methode fractale ou meme par toute autre methode appropriee.
En outre, en revenant au dispositif de la figure 1, on precise que le tore 28, place a la base du guide 20, peut etre remplace par tout autre moyen de delimitation de la surface etudiee, du moment que ce moyen permet au faisceau laser 29 d'atteindre cette surface et permet aussi a la lumiere retrodiffusee d'etre detectee. En outre, les moyens mecaniques constitues par le support 18 et le guide 20 peuvent etre remplaces par d'autres moyens non mecaniques ayant les memes fonctions, par exemple des moyens mecano-optiques, acousto-optiques ou electro-optiques.
De plus, on precise que tous les composants du dispositif de la figure 1 sont commercialement disponibles.
L'invention permet non seulement la discrimination pre-lesion, mais aussi l'obtention d'un systeme de pronostic de la lesion radio-induite et la realisation d'une cartographie de la dose du tissu analyse.
Par ailleurs, l'invention peut etre utilisee dans le cadre d'un champ d'applications biomedicales plus large que celui du diagnostic et du pronostic du syndrome cutane d'irradiation aigue. On peut citer alors les nombreuses possibilites d'applications biomedicales :
- utilisation comme outil d'aide au diagnostic de lesions cutanees en general (cancer, sclerodermie locale, vitiligo, mycoses...), - utilisation comme outil d'aide au diagnostic de lesions radio-induites consecutives a une radiotherapie, - utilisation comme outil d'aide au diagnostic des lesions causees par une irradiation accidentelle, - utilisation comme outil d'aide au diagnostic des lesions causees par des brulures autres que celles dues a l'irradiation (brulures thermiques, chimiques, electriques, erythemes solaires...) - utilisation pour le pronostic des lesions cutanees en general (brulures radiologiques, thermiques, chimiques, electriques..., sclerodermie locale, cancer cutane...) - enfin, de maniere beaucoup plus generale, utilisation pour le diagnostic et le pronostic de lesions tissulaires (lesions cutanees, lesions des muqueuses, sclerodermie systemique, cancer...).
En outre, l'invention a deux champs d'application dans le domaine cosmetologique :
- utilisation pour 1'evaluation du vieillissement cutane, et - utilisation pour 1'evaluation de 1'efficacite cosmetologique ou pharmacologique de formulations ou preparations a visee dermatologique.
L'interet de l'invention, est, d'une part, qu'elle permet de detecter un effet avant que ce dernier ne soit visible et, d'autre part, qu'elle represente un outil d'aide au diagnostic utilisable in vivo et surtout non invasif. Le faible cout du dispositif objet de l'invention facilite sa miniaturisation dans le but d'en faire un outil facilement transportable pour le transfert en clinique et pour la distribution dans les hopitaux.
On rappelle ci-apres la theorie statistique du speckle.
Goodman (voir le document [22]) et Goldfisher (voir le document [23]) ont ete les premiers a etudier les proprietes statistiques du speckle et a exprimer la Densite Spectrale de Puissance (PSD) et sa fonction d'autocorrelation. Les statistiques du premier et du second ordre du speckle sont decrites ci-apres.
Statistique d'ordre 1 Considerons un faisceau lumineux coherent retrodiffuse par une surface diffusante. En chaque point de 1'espace, l'amplitude du champ electrique correspond a la somme des contributions en amplitude des differents diffuseurs de la surface A(x,y,z)= ~ 1Y aklexp(j~pk) , ou ak et ~pk sont l' amplitude et la phase de la ke1Te contribution respectivement, N le nombre de diffuseurs dans le milieu. Cette amplitude apparait comme une marche aleatoire dans le plan complexe. De plus, les hypotheses suivantes sont considerees:
(i) l'amplitude ak et la phase (Pk de la keme contribution sont independantes l'une de l'autre et de toute autre contribution, et (ii) les phases (Pk sont uniformement distribuees sur [0 ; 211].
En partant de ces hypotheses, Goodman (voir le document [22]) a developpe, en utilisant le theoreme de la limite centrale, la fonction de densite de probabilite (equation (1)) pour les parties reelle et imaginaire du champ electrique :
z P(A(Y),A(`)1 exp -[A(r) ]2 +[A(d) ]2 avec 62 = lim inf 1 N (1) 2)Z62 262 }N~~ N 1 ak ~ k-i 2 L'amplitude a une distribution circulaire gaussienne. La densite de probabilite de l'intensite I
peut alors etre calculee et s'exprime par:
P(I) = zexp~- z~ (2) 5 L'intensite a une distribution du type exponentielle decroissante. Or, l'intensite observee est celle qui est detectee par la camera et correspond donc a l'integration spatio-temporelle de cette intensite absolue. Ainsi, la fonction de densite de 10 probabilite de l'intensite detectee Id peut s'ecrire comme le produit de convolution de l'intensite absolue et d'une fonction de detection H:
Id =ff I (u, v).H (x - u, y - v)dudv (3) La densite de probabilite de l'intensite 15 detectee s'ecrit alors :
P(Id)- M Id exp -M.Id avec M=~I)2 16~ (4) (I) F(M) (I) ou 61 est la deviation standard de l'intensite, IP(M) la fonction gamma habituelle r(M)= f tM-1 exp(-t)dt et M peut etre interprete comme le 20 nombre de grains de speckle vus par la camera.
L'intensite tend vers une distribution gaussienne lorsque M tend vers +oc. Experimentalement, on observe une distribution gaussienne pour M tres superieur a 1.
De ce fait, on considere que l'intensite detectee suit 25 un processus gaussien.
Statistique d'ordre 2 On s'interesse ici a la representation du speckle experimental dans le domaine des frequences. On ne s'interesse donc plus a sa caracteristique en un point de 1'espace (amplitude, intensite, phase) mais entre deux points de 1'espace, c'est-a-dire a sa statistique dite du second ordre.
On definit la densite spectrale de puissance (PSD) d'un signal comme etant le carre du module de la transformee de Fourier de ce signal. La densite spectrale de puissance de l'intensite en un point de coordonnees (x,y) s'ecrit PsD(I(x,Y))= TF(I(x,Y)12 (5) La figure 9 montre une densite spectrale de puissance PSD, qui est typique de figures de speckle experimentales, en fonction de la frequence spatiale f, en echelle log-log. On peut voir que les figures de speckle presentent une decroissance dite en 1/f pour les hautes frequences. Ce comportement est caracteristique d'un processus autosimilaire dans ce domaine de frequences.
La fonction d'autocorrelation spatiale en intensite est definie par 1'equation (6):
Rr(AXI AY)=(I(xiI YiMxa1 Ya)) (6) ou 4x=x,-xz et DY=Y,-Ya= I(x,,Y,) et I(xz,ya) sont les intensites en deux points du plan d'observation (x, y) . Le symbole correspond a la moyenne spatiale. Si x2 = 0, y2 = 0, xl = x et yl = y, on peut alors ecrire :
Rr(Ax, Y)=Rr(x, Y) =
La fonction d'autocovariance est definie comme la fonction d'autocorrelation centree sur la moyenne. Lorsqu'elle est normalisee, elle s'ecrit :
z c~ (x~ Y) = R, (x, Y)- (I (x, Y)) (7) (I(x, Y)z ) -(I(x, Y)) 2 D'apres le theoreme de Wiener-Khintchine, la fonction d'autocorrelation de l'intensite est donnee par la transformee de Fourier inverse (notee FT-1 ) de la PSD de l'intensite :
RI (x, y) = FT -1 [PSD(I (x, y))] ( 8 ) On utilise cette expression pour le calcul de la fonction d'autocorrelation.
La fonction d'autocovariance normalisee calculee s'ecrit :
FT-'( FT(I(x,Y)1z )-~I(x,Y))a c, (x, y) = (9) ~I(x, Y)2~-(I(x, Y))z c, (x,0) et c, (0, y) correspondent respectivement aux profils horizontal et vertical de c, (x, y) .
Leurs largeurs a mi-hauteur (en anglais, full widths at half maximum), respectivement notees dx et dy, fournissent une mesure raisonnable de la << taille moyenne >> des grains d'une figure de speckle (voir le document [20]).
La figure 10 montre le profil horizontal cI (x, 0) en fonction de x (en m) .
Ceci constitue l'approche frequentielle classique du phenomene speckle et permet alors de caracteriser spatialement une figure de speckle par ce qu'on appelle << la taille du speckle >>, par l'intermediaire des caracteristiques de ses grains.
Correlation entre le phenomene speckle et le mouvement brownien fractionnaire Le mouvement brownien est une description mathematique du mouvement aleatoire subi par une particule en suspension dans un fluide, qui n'est soumise a aucune autre interaction que celle des molecules du fluide. Le trajet de la particule en suspension est rendu aleatoire par les fluctuations aleatoires des vitesses des molecules du fluide. A
1'echelle macroscopique, on observe un mouvement aleatoire et desordonne de la particule.
Si l'on note x={x(t), t E9Ft} le processus caracterisant un phenomene de mouvement brownien (qF? :
ensemble des nombres reels), 1'equation de ses accroissements s'ecrit :
([x(t+At)_x(t)]2)At (10) ou le symbole oc signifie << proportionnel a .
La correlation entre la statistique du speckle et celle du mouvement brownien a ete proposee precedemment (voir le document [12]). En effet, rappelons que dans la theorie du speckle, on suppose la non correlation entre les amplitudes et les phases ainsi qu'entre les accroissements (hypothese (i) considere plus haut).
De ce fait, du point de vue du traitement de signal, l'amplitude du speckle correspond a un bruit blanc gaussien. Le mouvement brownien est l'integration du bruit blanc gaussien. L'intensite detectee du speckle correspond alors a un mouvement brownien. Par consequent, leurs statistiques d'ordre 1 sont de meme nature : elles sont gaussiennes pour la distribution en amplitude et pour la distribution en intensite.
Leurs statistiques d'ordre 2 ont aussi les memes caracteristiques : leurs PSD presentent une decroissance en 1/f et leur accroissements sont gaussiens dans les deux cas.
Pour cette raison, la modelisation du phenomene speckle par le mouvement brownien fractionnaire a ete consideree (voir le document [12]).
L'equation (11) correspond a 1'expression du processus d'accroissement du mouvement brownien fractionnaire.
Lorsque le parametre H devient egal a 0,5, ce processus devient celui d'un mouvement brownien classique ou il n'y a pas de correlation entre les accroissements (Eq.
(10) ) .
([X(t + At) - X(t)]2)-c Ot2H, avec He [0 ; 1] (11) En fait, le mouvement brownien fractionnaire est la generalisation du mouvement brownien pour lequel il n'y a pas de correlation entre les accroissements. L'equation (11) est connue sous le nom d'equation de diffusion.
Dans la presente invention, l'approche fractale du speckle par le modele du mouvement brownien fractionnaire est appliquee a 1'etude du speckle provenant in vivo de milieux biologiques.
Mouvement brownien fractionnaire applique au phenomene speckle : fonction de diffusion d'une figure de speckle.
Pour decrire 1'equation de diffusion d'une 5 figure de speckle, il est necessaire d'exprimer le processus d'accroissement pour l'intensite dans 1'echelle des espaces. Avec 1'hypothese de stationnarite au second ordre, on peut ecrire pour la dimension horizontale de l'image :
10 ([I(x+,y)_I(x,y)]2)=2((I(x,y)2)_cff), (12) ou Cffest la fonction d'autocorrelation de l'intensite pour la dimension horizontale de l'image.
Comme on l'a vu precedemment, la PSD du speckle contient une decroissance en 1/f seulement pour 15 les hautes frequences. Ce comportement pour les hautes frequences caracterise une regularite locale sur la trajectoire des accroissements. Or, d'apres la theorie fractale (voir le document [24]), la fonction d'autocorrelation d'un processus qui contient une 20 regularite locale est :
Cff =(X(t)X(t+At)) = 62 exp(-.1.I Atj2H) (13) ou H reflete la regularite holderienne des accroissements. L'equation de diffusion s'ecrit alors, dans 1'echelle des espaces et pour la dimension 25 horizontale de l'image, (voir le document [12]) .
([I(, + Ax, y) - I(,, y)] 2~ =26i (i_exp(_2j2H)) (14) ou: log(([I(x+4x,Y)-I(x,Y)]2)) =1og(26i)+log((1-exp(-.1IAX1aH(15) Une representation graphique de 1'equation (15) ainsi que la courbe de diffusion d'une figure de speckle obtenue avec de la peau saine sont presentees sur la figure 11 (unite arbitraire). Les pointilles correspondent a la courbe theorique et les etoiles aux points experimentaux. L'accroissement d'intensite est note DI et le voisinage (en anglais, neighbourhood) est note 6.
Nous pouvons extraire trois parametres de la courbe de diffusion, a savoir H, S et G:
H, le coefficient de Hurst, est donne par la pente a l'origine. Il est lie a la dimension fractale Df de l'image par 1'expression Df = d +1-H, ou d est la dimension topologique. H caracterise la dimension fractale de l'image et est alors une caracteristique des grains. Il est aussi un parametre de regularite locale, comme on l'a vu plus haut.
S, l'autosimilarite, est donne par ri / A
(voir le document [25]) et permet la quantification de la dimension dans l'image, dimension qui separe le comportement classique du comportement autosimilaire.
Dans cette dimension, le processus est dit << a invariance d'echelle >>.
G, la saturation de la variance, egale a 26,2, caracterise l'image de maniere globale.
Il convient de noter que la partie lineaire de la courbe indique le comportement autosimilaire du processus.
Les documents cites dans la presente description sont les suivants:
[1] Benderitter M, Isoir M, Buand V, Durand V, Linard C, Vozenin-Brotons MC, Steffanazi J, Carsin H, Gourmelon P, << Collapse of skin antioxidant status during the subacute period of cutaneous radiation syndrome : a case report >>, Radiat Res. 2007 Jan ; 167(1):43-50 [2] Pouget JP, Laurent C, Delbos M, Benderitter M, Clairand I, Trompier F, Stephanazzi J, Carsin H, Lambert F, Voisin P, Gourmelon P, "PCC-FISH
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biodosimetric analysis of a victim of the Georgian radiological accident", Radiat Res. 2004 Oct ;
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En utilisant le test d'ANOVA decrit precedemment, on obtient pour la largeur dx des grains (figure 2a) : pA=O, 044 et pB=O, 93 ; pour la hauteur, ou longueur, dy des grains (figure 2b) : pA =0,57 et pB
=0,82. En prenant un seuil de 0,01 pour la valeur de p, aucune discrimination entre 0 Gy et 40 Gy n'est possible par le calcul de la taille des grains.
De la meme faqon, les resultats correspondant aux autres mesures (autres dates et autres angles d'incidence du faisceau laser) montrent un comportement similaire avec des valeurs de pA
comprises ente 0,13 et 0,93 pour plus de 8 cas sur 10 et entre 0,029 et 0,13 pour moins de 2 cas sur 10.
Tableau 2. Resultats pour la taille moyenne des grains, pour chaque point de mesure P et pour chaque zone : saine (0 Gy, lignes pointillees sur les 5 figures 2a et 2b) et irradiee (40 Gy, lignes continues sur les figure 2a et 2b) pour le porc P129 a J64 et pour yf=20 0 Gy Point 1 Point 2 Point 3 Point 4 Point 5 Point 6 Point 7 Point 8 Largeur 19,45 18,3 17,93 18,11 18,04 17,98 18,89 16 dx (~am) 0,9 0,73 0,35 0,45 0,28 0,17 0,99 0,03 Hauteur 17,81 16,3 16,02 16,09 18 16 18,42 15,4 dy (~am) 0,68 0,71 0,22 0,41 0,02 0,03 1,05 0,92 Gy Point 1 Point 2 Point 3 Point 4 Point 5 Point 6 Point 7 Point 8 Largeur 18,01 19,99 19,39 18,04 21,45 21,15 19,92 21,09 dx (~am) 0,17 0,34 0,92 0,28 1,03 1,03 0,4 0,99 Hauteur 16 17,81 16,18 16 18,34 17,98 16,02 18,95 dy (~am) 0,03 0,58 0,57 0,03 1,56 0,9 0,22 1 10 2. Approche fractale : calcul des trois parametres stochastiques De la meme faqon, par souci de clarte, on ne represente que les resultats numeriques et graphiques a J64 apres irradiation, pour un angle 15 d'incidence du faisceau laser de yJ = 20 et pour la dimension horizontale de l'image, bien que les images aient toutes ete traitees. Ces resultats sont presentes sur le tableau 3 et les figures 3a, 3b et 3c.
Tableau 3. Resultats de l'approche stochastique du speckle pour chaque point de mesure P
et pour chaque zone : saine (0 Gy, lignes pointillees sur les figure 3a, 3b et 3c) et irradiee (40 Gy, lignes continues sur les figures 3a, 3b et 3c) pour le porc P129 a J64, pour yf=20 et pour la dimension horizontale de l'image 0 Gy Point 1 Point 2 Point 3 Point 4 Point 5 Point 6 Point 7 Point 8 Saturation de la 0,0766 0,074 0,0719 0,0762 0,0765 0,0752 0,0736 0,073 variance 0,0011 0,0006 0,0004 0,0015 0,0011 0,0004 0,0006 0,0008 (G) Autosimila 7,06 6,56 6,67 6,92 7,17 6,65 7,19 6,01 rite (S) 0,27 0,25 0,14 0,23 0,15 0,1 0,36 0,17 0,746 0,74 0, 0,765 0,758 0,748 0,746 0,702 0,79 Hurst (H) 0,022 024 0,0169 0,03 0,013 0,015 0,046 0,021 40 Gy Point 1 Point 2 Point 3 Point 4 Point 5 Point 6 Point 7 Point 8 Saturation de la 0,0805 0,0818 0,0807 0,0787 0,0872 0,0856 0,0833 0,0805 variance 0,0004 0,0007 0,0008 0,0005 0,0022 0,0008 0,0006 0,0014 (G) Autosimila 7,03 7,85 7,4 7,09 8,48 8,21 7,57 8,4 rite (S) 0,12 0,2 0,19 0,11 0,68 0,33 0,14 0,38 0,734 0,649 0,661 0,696 0,655 0,615 0,661 0,683 Hurst (H) 0,016 0,016 0,026 0,016 0,031 0,019 0,016 0,019 Le test d'ANOVA a deux facteurs donne les valeurs suivantes pour l'indice p:
- saturation de la variance G (figure 3a) pA = 0,002 et pB = 0,29 - autosimilarite S (figure 3b) : pA = 0,011 et pB = 0,84, et - Hurst H (figure 3c) : pA = 0,0007 et pB =
0,31.
La discrimination entre la zone saine et la zone irradiee est alors significative a plus de 99,8%
pour le coefficient de Hurst et pour la saturation de la variance. L'autosimilarite est << presque >>
discriminante si l'on prend un seuil de 0,01 pour l'indice pA. Cependant, c'est la seule serie de mesures ou son indice est aussi faible puisque pour toutes les autres mesures (correspondant aux autres angles d'incidence du faisceau laser et aux autres dates) l'indice pA etait trop grand pour la discrimination (pA
> 0, 023) .
Par contre, le coefficient de Hurst permet toujours de discriminer la zone irradiee de la zone saine a partir de J64 pour yf = 20 (voir tableau 4).
Les parametres calcules selon la dimension horizontale de l'image ont discrimine de la meme faqon, pour chaque date d'experimentation et chaque angle, que ceux calcules selon la dimension verticale de l'image.
La figure 4 montre des photographies de la peau du porc (zone irradiee) a toutes les dates de mesure.
Tableau 4. Parametres calules pour la dimension horizontale de l'image (saturation de la variance G, autosimilarite S et Hurst H et largeur du grain dx) discriminants pour les trois angles d'observation etudies (20 ,40 ,60 ) et expression clinique du tissu cutane irradie pour toutes les dates de mesure Coefficients discriminants (p S lY = 20 lY = 40 lY = 60 Signe clinique visible (scv) 0,01) J15 - - - Neant (scv) J37 - - - Neant (scv) J55 - - - Neant (scv) J64 H, G H, G H, G Neant (scv) J75 H, G H, G H, G Neant (scv) J84 H G H Neant (scv) J93 H H - Neant, souffrance (scv) J104 H - H Neant (scv) Neant, souffrance J112 H - H (scv) Comme on peut le voir sur le tableau 4 et sur les photographies de la figure 4, malgre l'absence de lesion visible (erytheme ou autre), le coefficient de Hurst H et la saturation de la variance G
discriminent la zone irradiee a J64 et J75 pour les trois angles d'observation. A partir de J84, seul le coefficient de Hurst discrimine au moins pour deux des trois angles . Ce coefficient est plus efficace pour la discrimination.
On note que l'animal presente une sensibilite importante de la zone irradiee au touche a J93 qui a constitue le premier signe clinique.
L'apparition d'une douleur de surface est generalement consideree comme predictive de l'apparition d'une necrose chez l'Homme. On constate que la discrimination pour les 3 angles choisis apparait avant cette phase de douleur (J64, J75, et J84).
On considere 1'exemple de trois autres porcs numerote P161, P163 et P164.
Les resultats pour ces trois autres porcs (P161, P163 et P164) sont presentes sur le tableau 5 sous forme de scores des parametres discriminants (G, H, S et dx), scores effectues sur 1'ensemble des dates de mesures et pour chaque angle mesure. Les parametres sont representes sur le tableau 5 pour la dimension horizontale de l'image. Comme pour le porc P129, pour chaque date d'experimentation et pour chaque angle, la discrimination n'a pas ete differente avec les parametres calcules selon la dimension verticale de 1'image.
La discrimination a ete possible pendant la phase cliniquement silencieuse ou aucun signe clinique n'est encore visible, et la premiere discrimination durant cette phase a ete realisee ainsi :
- Porc P161 : 20 jours avant l'apparition de la premiere lesion et par les parametres H, G a W=60 - Porc P163 : 57 jours avant l'apparition de la premiere lesion et par H a W=60 - Porc P164 : 56 jours avant l'apparition de la premiere lesion et par H a W=20 et 60 .
On constate que l'angle yf=60 permet la premiere discrimination pour ces trois porcs, les premieres modifications du tissu, dues a l'irradiation, semblent alors s'effectuer au sein des couches profondes.
La figure 5 est une representation graphique des scores des parametres discriminants pour 5 chaque angle, tous porcs confondus (porcs P129, P161, P163 et P164).
On constate aussi que, pour tous les porcs, le parametre de Hurst est le plus efficace pour la discrimination et que yJ=40 est l'angle le moins 10 efficace (figure 5 et tableau 5) notamment pour une discrimination precoce. La grande efficacite de l'angle d'observation yf=60 implique que les modifications physiopathologiques s'effectuent essentiellement dans les couches les plus profondes de la peau. L'efficacite 15 du diagnostic, dans le cas de la brulure radiologique, repose alors sur l'observation des couches cutanees les plus profondes. L'efficacite de l'angle yf=20 indique que des modifications importantes s'effectuent aussi dans les couches superficielles de la peau (epiderme).
20 Les couches intermediaires, visibles essentiellement a 40 , ne seraient pas sujettes a d'importantes modifications dans le cas de la brulure radiologique, ce qui expliquerait la mauvaise efficacite de cet angle pour la discrimination. Par consequent, afin de prendre 25 en compte les modifications physiopathologiques situees a differentes profondeurs cutanees et donc de ne negliger aucune strate cutanee ou se produirait les modifications entrainant les variations du champ de speckle, il est necessaire d'explorer toute la 30 profondeur cutanee pour un diagnostic optimum et le plus precoce possible ; ceci est possible en faisant varier l'angle d'observation Da par rapport a la reflexion speculaire.
Tableau 5. Scores sur 1'ensemble des dates d'experimentations des parametres discriminants calcules selon la dimension horizontale de l'image (trois parametres stochastiques (saturation de la variance G, autosimilarite S et Hurst H) et largeur des grains dx) pour chaque angle d'observation et pour chaque porc. Le total des scores sur tous les porcs y est aussi indique Parametre yr = 20 lY = 40 lY = 60 disc minant G H S dx G H S dx G H S dx Porc Total sur tous les porcs La figure 6 montre l'augmentation de 1'epaisseur de 1'epiderme et de 1'epaisseur du derme de la zone irradiee par rapport a la zone saine (en %) pour les quatre porcs.
L'histologie sur la biopsie des zones saine et irradiee permet de quantifier le niveau d'atteinte du tissu cutane et de correler 1'evolution des parametres physiques avec les modifications biologiques correspondantes. Les mesures histologiques effectuees a J112 pour le porc P129, a J106 pour le porc P161, a J92 pour le porc P163 et a J168 pour le porc P164 montrent une augmentation des epaisseurs de 1'epiderme et du derme de :
30% et 47% respectivement pour le porc P129 30% et 54 % respectivement pour le porc P161 83% et 42 % respectivement pour le porc P163 80% et 43 % respectivement pour le porc P164.
Le tableau 6 montre les coefficients de correlation (r) calcules entre les parametres du speckle, calcules selon la dimension horizontale de l'image (G, S, dx et H), et les epaisseurs de 1'epiderme et du derme. Les calculs des correlartions ont ete effectues en considerant 1'ensemble des points de mesures et 1'ensemble des quatre porcs etudies. La significativite du test effectue sur le coefficient de correlation est aussi indiquee, avec un seuil de l'indice de confiance p choisi ici de 0,005. Le symbole - signifie "peu different de".
Les calculs des correlations entre les differentes epaisseurs et les parametres du speckle (G, H, S et dx) montrent que le speckle est relie aux modifications du derme a yf=40 et plus fortement a yf=60 par le parametre de Hurst (Tableau 6).
L'exploration de la peau en profondeur du dispositif, objet de l'invention, est alors confirmee par le parametre de Hurst. Ainsi, la variation de l'angle d'observation par rapport a la direction de la reflexion speculaire, permet, dans 1'enregistrement du champ de speckle, la prise en compte de differentes couches cutanees, des couches superficielles aux couches les plus profondes, et donc un diagnostic precoce et la localisation des modifications physiopathologiques cutanees entrainant les modifications du speckle observees.
Tableau 6. Coefficients de correlation (r) calcules entre les parametres du speckle (G, S, dx et H), calcules selon la dimension horizontale de l'image, et les epaisseurs de 1'epiderme et du derme. La significativite du test effectue sur le coefficient de correlation est aussi indiquee, avec un seuil de l'indice de confiance p choisi ici de 0,005 T = 20 T = 40 T = 60 G/ Epiderme G/ Derme G/ Epiderme G/ Derme G/ Epiderme G/ Derme r=0,443 r=0,240 r=0,511 r=0,141 r=0,413 r=0,061 ................................... ..................................
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Le tableau 7 et la figure 7 montrent 1'evolution dans le temps t du rapport 40 Gy/0 Gy pour le porc P129, pour l'angle d'observation de yJ = 20 , tous points de mesure confondus, pour les trois coefficients stochastiques calcules selon la dimension horizontale de l'image.
On remarque que, pour toutes les dates, le coefficient de Hurst est plus faible pour la zone irradiee, contrairement a la saturation de la variance qui, elle, est plus grande. De plus, on peut voir une diminution globale de ce rapport pour le coefficient de Hurst en fonction du temps, ce qui temoigne qu'il est le coefficient stochastique le plus efficace pour la discrimination, comme cela a ete dit plus haut.
Tableau 7. Rapport 40 Gy/0 Gy pour les trois coefficients stochastiques calcules selon la dimension horizontale de l'image : saturation de la variance G, autosimilarite S et coefficient de Hurst H, pour toutes les dates de mesure et pour yJ = 20 , tous points de mesure confondus Rapport 40Gy/
0Gy Saturation de la variance 1,094 1,0921 1,032 1,103 1,055 1,17 1,122 1,024 1,071 (G) Autosimilarite 1,069 0,99 0,99 1,14 0,955 1,06 1,075 1,004 1,02 (S) Hurst (H) 0,98 0, 922 0, 99 0,89 0,91 0, 922 0,88 0, 934 0,91 L'evolution du coefficient de Hurst, calcule selon la dimension horizontale de l'image, est representee sur la figure 8, en fonction des differentes dates de prises de mesures apres irradiation, pour la zone saine et la zone irradiee, tous points de mesures confondus, pour le porc P161 et yf=60 , (lignes pointillees: 0 Gy, zone saine ; ligne continue : 40 Gy, zone irradiee).
Une approche fractale du phenomene speckle 5 a ete utilisee pour la discrimination d'un milieu inerte, compose de billes de latex de concentration differentes (voir le document [12]).
Dans la presente invention, cette approche stochastique est utilisee en vue d'en faire un outil 10 d'aide au diagnostic de la lesion cutanee radio-induite. Le dispositif d'acquisition du champ de speckle, qui est simple et peu couteux (figure 1), le protocole des mesures, le traitement de ces figures de speckle par une approche fractale et par une approche 15 frequentielle classique decrites a la fin de la presente description et l'analyse du traitement de ces figures par des methodes statistiques permettant de valider la comparaison effectuee entre les zones saine et pathologique conformement a l'invention, sont des 20 outils avantageux pour l'aide, in vivo, au diagnostic de cette pathologie et au pronostic de son evolution.
De plus, l'approche fractale utilisee s'est averee plus efficace pour une discrimination precoce des deux zones (saine et irradiee) ; une approche 25 fractale parait alors plus puissante pour caracteriser de maniere significative les figures de speckle.
Par ailleurs, on a montre que le dispositif represente sur la figure 1 a permis de discriminer la zone saine de la zone irradiee pendant 30 la phase cliniquement silencieuse par au moins un des trois angles d'observation utilises : 29 jours avant l'apparition de la premiere lesion pour le porc P129, 20 jours pour le porc P161, 57 jours pour le porc P163 et 56 jours pour le porc P164. Le fait de pouvoir faire une discrimination de la zone irradiee alors qu'aucune lesion n'est visible constitue un point tres important et innovant. De plus, l'observation non invasive du tissu biologique a differentes profondeurs, mise en evidence par les etudes de correlations precedentes, permet de reveler la localisation des modifications physiopathologiques correspondant aux modifications du speckle observees. En particulier, les variations significatives seules du parametre de Hurst a yf=60 correspondent a des modifications au niveau du derme et les variations significatives de l'un des parametres ou de 1'ensemble de ces parametres a yf=20 correspondent a des modifications au niveau de 1'epiderme.
L'exploration non invasive du tissu biologique a differentes profondeurs et permettant le diagnostic et le pronostic alors meme qu'aucun signe clinique n'est visible constitue un point tres important et innovant.
Dans les exemples donnees plus haut, on a mis en ceuvre l'invention en effectuant le traitement des figures de speckle a la fois par une methode frequentielle classique et par une methode fractale.
Cependant, on ne sortirait pas du cadre de l'invention en effectuant ce traitement simplement par une methode frequentielle classique ou par une methode fractale ou meme par toute autre methode appropriee.
En outre, en revenant au dispositif de la figure 1, on precise que le tore 28, place a la base du guide 20, peut etre remplace par tout autre moyen de delimitation de la surface etudiee, du moment que ce moyen permet au faisceau laser 29 d'atteindre cette surface et permet aussi a la lumiere retrodiffusee d'etre detectee. En outre, les moyens mecaniques constitues par le support 18 et le guide 20 peuvent etre remplaces par d'autres moyens non mecaniques ayant les memes fonctions, par exemple des moyens mecano-optiques, acousto-optiques ou electro-optiques.
De plus, on precise que tous les composants du dispositif de la figure 1 sont commercialement disponibles.
L'invention permet non seulement la discrimination pre-lesion, mais aussi l'obtention d'un systeme de pronostic de la lesion radio-induite et la realisation d'une cartographie de la dose du tissu analyse.
Par ailleurs, l'invention peut etre utilisee dans le cadre d'un champ d'applications biomedicales plus large que celui du diagnostic et du pronostic du syndrome cutane d'irradiation aigue. On peut citer alors les nombreuses possibilites d'applications biomedicales :
- utilisation comme outil d'aide au diagnostic de lesions cutanees en general (cancer, sclerodermie locale, vitiligo, mycoses...), - utilisation comme outil d'aide au diagnostic de lesions radio-induites consecutives a une radiotherapie, - utilisation comme outil d'aide au diagnostic des lesions causees par une irradiation accidentelle, - utilisation comme outil d'aide au diagnostic des lesions causees par des brulures autres que celles dues a l'irradiation (brulures thermiques, chimiques, electriques, erythemes solaires...) - utilisation pour le pronostic des lesions cutanees en general (brulures radiologiques, thermiques, chimiques, electriques..., sclerodermie locale, cancer cutane...) - enfin, de maniere beaucoup plus generale, utilisation pour le diagnostic et le pronostic de lesions tissulaires (lesions cutanees, lesions des muqueuses, sclerodermie systemique, cancer...).
En outre, l'invention a deux champs d'application dans le domaine cosmetologique :
- utilisation pour 1'evaluation du vieillissement cutane, et - utilisation pour 1'evaluation de 1'efficacite cosmetologique ou pharmacologique de formulations ou preparations a visee dermatologique.
L'interet de l'invention, est, d'une part, qu'elle permet de detecter un effet avant que ce dernier ne soit visible et, d'autre part, qu'elle represente un outil d'aide au diagnostic utilisable in vivo et surtout non invasif. Le faible cout du dispositif objet de l'invention facilite sa miniaturisation dans le but d'en faire un outil facilement transportable pour le transfert en clinique et pour la distribution dans les hopitaux.
On rappelle ci-apres la theorie statistique du speckle.
Goodman (voir le document [22]) et Goldfisher (voir le document [23]) ont ete les premiers a etudier les proprietes statistiques du speckle et a exprimer la Densite Spectrale de Puissance (PSD) et sa fonction d'autocorrelation. Les statistiques du premier et du second ordre du speckle sont decrites ci-apres.
Statistique d'ordre 1 Considerons un faisceau lumineux coherent retrodiffuse par une surface diffusante. En chaque point de 1'espace, l'amplitude du champ electrique correspond a la somme des contributions en amplitude des differents diffuseurs de la surface A(x,y,z)= ~ 1Y aklexp(j~pk) , ou ak et ~pk sont l' amplitude et la phase de la ke1Te contribution respectivement, N le nombre de diffuseurs dans le milieu. Cette amplitude apparait comme une marche aleatoire dans le plan complexe. De plus, les hypotheses suivantes sont considerees:
(i) l'amplitude ak et la phase (Pk de la keme contribution sont independantes l'une de l'autre et de toute autre contribution, et (ii) les phases (Pk sont uniformement distribuees sur [0 ; 211].
En partant de ces hypotheses, Goodman (voir le document [22]) a developpe, en utilisant le theoreme de la limite centrale, la fonction de densite de probabilite (equation (1)) pour les parties reelle et imaginaire du champ electrique :
z P(A(Y),A(`)1 exp -[A(r) ]2 +[A(d) ]2 avec 62 = lim inf 1 N (1) 2)Z62 262 }N~~ N 1 ak ~ k-i 2 L'amplitude a une distribution circulaire gaussienne. La densite de probabilite de l'intensite I
peut alors etre calculee et s'exprime par:
P(I) = zexp~- z~ (2) 5 L'intensite a une distribution du type exponentielle decroissante. Or, l'intensite observee est celle qui est detectee par la camera et correspond donc a l'integration spatio-temporelle de cette intensite absolue. Ainsi, la fonction de densite de 10 probabilite de l'intensite detectee Id peut s'ecrire comme le produit de convolution de l'intensite absolue et d'une fonction de detection H:
Id =ff I (u, v).H (x - u, y - v)dudv (3) La densite de probabilite de l'intensite 15 detectee s'ecrit alors :
P(Id)- M Id exp -M.Id avec M=~I)2 16~ (4) (I) F(M) (I) ou 61 est la deviation standard de l'intensite, IP(M) la fonction gamma habituelle r(M)= f tM-1 exp(-t)dt et M peut etre interprete comme le 20 nombre de grains de speckle vus par la camera.
L'intensite tend vers une distribution gaussienne lorsque M tend vers +oc. Experimentalement, on observe une distribution gaussienne pour M tres superieur a 1.
De ce fait, on considere que l'intensite detectee suit 25 un processus gaussien.
Statistique d'ordre 2 On s'interesse ici a la representation du speckle experimental dans le domaine des frequences. On ne s'interesse donc plus a sa caracteristique en un point de 1'espace (amplitude, intensite, phase) mais entre deux points de 1'espace, c'est-a-dire a sa statistique dite du second ordre.
On definit la densite spectrale de puissance (PSD) d'un signal comme etant le carre du module de la transformee de Fourier de ce signal. La densite spectrale de puissance de l'intensite en un point de coordonnees (x,y) s'ecrit PsD(I(x,Y))= TF(I(x,Y)12 (5) La figure 9 montre une densite spectrale de puissance PSD, qui est typique de figures de speckle experimentales, en fonction de la frequence spatiale f, en echelle log-log. On peut voir que les figures de speckle presentent une decroissance dite en 1/f pour les hautes frequences. Ce comportement est caracteristique d'un processus autosimilaire dans ce domaine de frequences.
La fonction d'autocorrelation spatiale en intensite est definie par 1'equation (6):
Rr(AXI AY)=(I(xiI YiMxa1 Ya)) (6) ou 4x=x,-xz et DY=Y,-Ya= I(x,,Y,) et I(xz,ya) sont les intensites en deux points du plan d'observation (x, y) . Le symbole correspond a la moyenne spatiale. Si x2 = 0, y2 = 0, xl = x et yl = y, on peut alors ecrire :
Rr(Ax, Y)=Rr(x, Y) =
La fonction d'autocovariance est definie comme la fonction d'autocorrelation centree sur la moyenne. Lorsqu'elle est normalisee, elle s'ecrit :
z c~ (x~ Y) = R, (x, Y)- (I (x, Y)) (7) (I(x, Y)z ) -(I(x, Y)) 2 D'apres le theoreme de Wiener-Khintchine, la fonction d'autocorrelation de l'intensite est donnee par la transformee de Fourier inverse (notee FT-1 ) de la PSD de l'intensite :
RI (x, y) = FT -1 [PSD(I (x, y))] ( 8 ) On utilise cette expression pour le calcul de la fonction d'autocorrelation.
La fonction d'autocovariance normalisee calculee s'ecrit :
FT-'( FT(I(x,Y)1z )-~I(x,Y))a c, (x, y) = (9) ~I(x, Y)2~-(I(x, Y))z c, (x,0) et c, (0, y) correspondent respectivement aux profils horizontal et vertical de c, (x, y) .
Leurs largeurs a mi-hauteur (en anglais, full widths at half maximum), respectivement notees dx et dy, fournissent une mesure raisonnable de la << taille moyenne >> des grains d'une figure de speckle (voir le document [20]).
La figure 10 montre le profil horizontal cI (x, 0) en fonction de x (en m) .
Ceci constitue l'approche frequentielle classique du phenomene speckle et permet alors de caracteriser spatialement une figure de speckle par ce qu'on appelle << la taille du speckle >>, par l'intermediaire des caracteristiques de ses grains.
Correlation entre le phenomene speckle et le mouvement brownien fractionnaire Le mouvement brownien est une description mathematique du mouvement aleatoire subi par une particule en suspension dans un fluide, qui n'est soumise a aucune autre interaction que celle des molecules du fluide. Le trajet de la particule en suspension est rendu aleatoire par les fluctuations aleatoires des vitesses des molecules du fluide. A
1'echelle macroscopique, on observe un mouvement aleatoire et desordonne de la particule.
Si l'on note x={x(t), t E9Ft} le processus caracterisant un phenomene de mouvement brownien (qF? :
ensemble des nombres reels), 1'equation de ses accroissements s'ecrit :
([x(t+At)_x(t)]2)At (10) ou le symbole oc signifie << proportionnel a .
La correlation entre la statistique du speckle et celle du mouvement brownien a ete proposee precedemment (voir le document [12]). En effet, rappelons que dans la theorie du speckle, on suppose la non correlation entre les amplitudes et les phases ainsi qu'entre les accroissements (hypothese (i) considere plus haut).
De ce fait, du point de vue du traitement de signal, l'amplitude du speckle correspond a un bruit blanc gaussien. Le mouvement brownien est l'integration du bruit blanc gaussien. L'intensite detectee du speckle correspond alors a un mouvement brownien. Par consequent, leurs statistiques d'ordre 1 sont de meme nature : elles sont gaussiennes pour la distribution en amplitude et pour la distribution en intensite.
Leurs statistiques d'ordre 2 ont aussi les memes caracteristiques : leurs PSD presentent une decroissance en 1/f et leur accroissements sont gaussiens dans les deux cas.
Pour cette raison, la modelisation du phenomene speckle par le mouvement brownien fractionnaire a ete consideree (voir le document [12]).
L'equation (11) correspond a 1'expression du processus d'accroissement du mouvement brownien fractionnaire.
Lorsque le parametre H devient egal a 0,5, ce processus devient celui d'un mouvement brownien classique ou il n'y a pas de correlation entre les accroissements (Eq.
(10) ) .
([X(t + At) - X(t)]2)-c Ot2H, avec He [0 ; 1] (11) En fait, le mouvement brownien fractionnaire est la generalisation du mouvement brownien pour lequel il n'y a pas de correlation entre les accroissements. L'equation (11) est connue sous le nom d'equation de diffusion.
Dans la presente invention, l'approche fractale du speckle par le modele du mouvement brownien fractionnaire est appliquee a 1'etude du speckle provenant in vivo de milieux biologiques.
Mouvement brownien fractionnaire applique au phenomene speckle : fonction de diffusion d'une figure de speckle.
Pour decrire 1'equation de diffusion d'une 5 figure de speckle, il est necessaire d'exprimer le processus d'accroissement pour l'intensite dans 1'echelle des espaces. Avec 1'hypothese de stationnarite au second ordre, on peut ecrire pour la dimension horizontale de l'image :
10 ([I(x+,y)_I(x,y)]2)=2((I(x,y)2)_cff), (12) ou Cffest la fonction d'autocorrelation de l'intensite pour la dimension horizontale de l'image.
Comme on l'a vu precedemment, la PSD du speckle contient une decroissance en 1/f seulement pour 15 les hautes frequences. Ce comportement pour les hautes frequences caracterise une regularite locale sur la trajectoire des accroissements. Or, d'apres la theorie fractale (voir le document [24]), la fonction d'autocorrelation d'un processus qui contient une 20 regularite locale est :
Cff =(X(t)X(t+At)) = 62 exp(-.1.I Atj2H) (13) ou H reflete la regularite holderienne des accroissements. L'equation de diffusion s'ecrit alors, dans 1'echelle des espaces et pour la dimension 25 horizontale de l'image, (voir le document [12]) .
([I(, + Ax, y) - I(,, y)] 2~ =26i (i_exp(_2j2H)) (14) ou: log(([I(x+4x,Y)-I(x,Y)]2)) =1og(26i)+log((1-exp(-.1IAX1aH(15) Une representation graphique de 1'equation (15) ainsi que la courbe de diffusion d'une figure de speckle obtenue avec de la peau saine sont presentees sur la figure 11 (unite arbitraire). Les pointilles correspondent a la courbe theorique et les etoiles aux points experimentaux. L'accroissement d'intensite est note DI et le voisinage (en anglais, neighbourhood) est note 6.
Nous pouvons extraire trois parametres de la courbe de diffusion, a savoir H, S et G:
H, le coefficient de Hurst, est donne par la pente a l'origine. Il est lie a la dimension fractale Df de l'image par 1'expression Df = d +1-H, ou d est la dimension topologique. H caracterise la dimension fractale de l'image et est alors une caracteristique des grains. Il est aussi un parametre de regularite locale, comme on l'a vu plus haut.
S, l'autosimilarite, est donne par ri / A
(voir le document [25]) et permet la quantification de la dimension dans l'image, dimension qui separe le comportement classique du comportement autosimilaire.
Dans cette dimension, le processus est dit << a invariance d'echelle >>.
G, la saturation de la variance, egale a 26,2, caracterise l'image de maniere globale.
Il convient de noter que la partie lineaire de la courbe indique le comportement autosimilaire du processus.
Les documents cites dans la presente description sont les suivants:
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Opt. A: Pure Appl. Opt. vol 7, 21-28 (2005) [5] J. D. Briers, G. Richards et X.W.
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[8] J. R. Tyrer, "Theory for three-dimensional measurements in ESPI" ; Chapitre 6 de Optical measurement methods in biomechanics, edite par J. F. Orr, London : Chapman & Hall (1997) [9] J. F. Roman, P. Fernandez, V.
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[14] L. Pothuaud, et al., "Fractal analysis of trabecular bone texture on radiographs :
discriminant value in post menopausal osteoporosis", Osteoporos. Int., Vol. 8, pp. 618-625 (1998) [15] C. L. Benhamou, et al., "Fractal Analysis of radiographic Trabecular Bone Texture and Bone Mineral Density : Two Complementary Parameters Related to Osteoporotic Fractures", Journal of bone and mineral research, Vol. 16, No. 4, pp. 697-704 (2001) [16] L. Zhifand, L. Hui et Y. Qiu, "Fractal analysis of laser speckle for measuring roughness", Proc. SPIE., Vol. 6027, pp. 470-476 (2006) [17] 0. Carvalho et al., "Statistical speckle study to characterize scattering media: use of two complementary approaches", Optics Express, Vol. 15, No 21, pp. 13817-13931 (2007) [18] 0. Carvalho et al., "Speckle : Tool for diagnosis assistance", Proc. SPIE Int. Soc. Opt.
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Beek, "Multivariate Ornstein-Uhlenberg processes with mean field-dependent coefficients-application to postural sway", Phys. Rev., Vol. 63 (2001)
Claims (17)
1. Dispositif de mesure in vivo des propriétés des tissus biologiques, ce dispositif étant caractérisé en ce qu'il comprend :
une source de lumière cohérente (13) qui émet une lumière cohérente suivant une première direction (X), et illumine un tissu biologique dans la première direction, le tissu ainsi illuminé engendrant un phénomène de speckle, - des moyens (14) d'observation et d'acquisi-tion pour observer et acquérir, du champ du speckle suivant une deuxième direction (Y), - des moyens (18) de variation de l'angle entre les première et deuxième directions, pour observer le champ du speckle sous des angles différents par rapport à
la réflexion spéculaire, - des moyens de maintien et d'amortissement pour maintenir une distance constante entre le point d'illumination de la surface du tissu et les moyens d'observation et d'acquisition et pour amortir d'éventuels mouvements du tissu, - des moyens pour soutenir et déplacer un ensemble comprenant : la source de lumière cohérente, les moyens d'observation et d'acquisition, les moyens de variation et les moyens de maintien et d'amortissement, afin d'effectuer une mesure des tissus biologiques dans une pluralité de zones différentes, - des moyens électroniques (22) de traitement des figures de speckle obtenues par l'intermédiaire des moyens d'observation et d'acquisition, et des moyens électroniques (24) d'analyse du traitement des figures de speckle configurés pour comparer des caractéristiques statistiques entre des résultats des figures de speckle obtenues des moyens électroniques du traitement.
une source de lumière cohérente (13) qui émet une lumière cohérente suivant une première direction (X), et illumine un tissu biologique dans la première direction, le tissu ainsi illuminé engendrant un phénomène de speckle, - des moyens (14) d'observation et d'acquisi-tion pour observer et acquérir, du champ du speckle suivant une deuxième direction (Y), - des moyens (18) de variation de l'angle entre les première et deuxième directions, pour observer le champ du speckle sous des angles différents par rapport à
la réflexion spéculaire, - des moyens de maintien et d'amortissement pour maintenir une distance constante entre le point d'illumination de la surface du tissu et les moyens d'observation et d'acquisition et pour amortir d'éventuels mouvements du tissu, - des moyens pour soutenir et déplacer un ensemble comprenant : la source de lumière cohérente, les moyens d'observation et d'acquisition, les moyens de variation et les moyens de maintien et d'amortissement, afin d'effectuer une mesure des tissus biologiques dans une pluralité de zones différentes, - des moyens électroniques (22) de traitement des figures de speckle obtenues par l'intermédiaire des moyens d'observation et d'acquisition, et des moyens électroniques (24) d'analyse du traitement des figures de speckle configurés pour comparer des caractéristiques statistiques entre des résultats des figures de speckle obtenues des moyens électroniques du traitement.
2. Dispositif selon la revendication 1, dans lequel les moyens de variation de l'angle entre les première et deuxième directions sont aptes à faire varier cet angle dans l'intervalle allant de 0° à 180°.
3. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 et 2, dans lequel les moyens de variation de l'angle entre les première et deuxième directions sont aptes à modifier la première direction (X) indépendemment de la deuxième direction (Y) dans une orientation donnée et inversement.
4. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 3, comprenant en outre des moyens optiques qui sont aptes à contrôler la polarisation de la lumière cohérente émise par la source et la polarisation de la lumière arrivant sur les moyens d'observation et d'acquisition.
5. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 4 , dans lequel les moyens d'observation et d'acquisition comprennent des moyens de photodétection (14) qui captent le speckle et fournissent des signaux électriques représentatifs des figures de speckle correspondantes, - les moyens électroniques de traitement (22) sont aptes à traiter les signaux électriques sous la forme d'images non compressées, et - les moyens d'analyse du traitement des figures de speckle sont configurés pour comparer des caractéristiques statistiques du résultat du traitement des figures de speckle entre une pluralité de zones différentes du tissu biologique.
6. Dispositif selon la revendication 5, dans lequel les moyens de photodétection (14) sont aptes à
capter le speckle avec des temps d'exposition d'au plus 100 µs, et les moyens électroniques d'analyse du résultat du traitement des figures de speckle sont configurés pour comparer des caractéristiques statistiques du résultat du traitement des figures de speckle entre la première et la seconde zones du tissu biologique.
capter le speckle avec des temps d'exposition d'au plus 100 µs, et les moyens électroniques d'analyse du résultat du traitement des figures de speckle sont configurés pour comparer des caractéristiques statistiques du résultat du traitement des figures de speckle entre la première et la seconde zones du tissu biologique.
7. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 5 et 6, dans lequel les moyens de photodetection comprennent une caméra (14).
8. Dispositif selon la revendication 7, dans lequel la caméra (14) est une caméra CCD.
9. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 8, dans lequel les moyens d'observation et d'acquisition (14) sont prévus pour acquérir au moins 200 figures de speckle par zone illuminée.
10. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 9, dans lequel la source de lumière cohérente (13) est monochromatique.
11. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 10, dans lequel les moyens électroniques du traitement des figures de speckle sont configurés pour effectuer le traitement par une méthode fractale ou par une méthode fréquentielle classique ou les deux.
12. Dispositif selon la revendication 11, dans lequel le traitement des figures de speckle, lorsqu'il est effectué par une méthode fractale, comprend l'extraction de paramètres stochastiques qui sont caractéristiques des figures de speckle.
13. Dispositif selon la revendication 12, dans lequel les paramètres stochastiques comprennent :
- le coefficient de Hurst, - l'autosimilarité, et - la saturation de la variance.
- le coefficient de Hurst, - l'autosimilarité, et - la saturation de la variance.
14. Dispositif selon la revendication 2, dans lequel les moyens de variation de l'angle entre les première et seconde directions sont aptes à modifier l'orientation de la première direction (X) indépendamment de la seconde direction (Y) et inversement.
15. Dispositif selon la revendication 6, dans lequel les moyens de photodétection comprennent une caméra.
16. Dispositif selon la revendication 4, dans lequel les moyens optiques sélectionnent la lumière observée provenant de diverses couches profondes du tissu biologique.
17. Dispositif selon la revendication 1, dans lequel les moyens pour soutenir et déplacer un ensemble sont aptes à faciliter la mesure dans au moins une première et une seconde zones du tissu biologique, la première zone étant saine et la seconde zone étant susceptible de comporter des modifications.
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