EP1047340A1 - Procede d'exploration et de visualisation de tissus d'origine humaine ou animale a partir d'une sonde ultrasonore a haute frequence - Google Patents

Procede d'exploration et de visualisation de tissus d'origine humaine ou animale a partir d'une sonde ultrasonore a haute frequence

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Publication number
EP1047340A1
EP1047340A1 EP99900521A EP99900521A EP1047340A1 EP 1047340 A1 EP1047340 A1 EP 1047340A1 EP 99900521 A EP99900521 A EP 99900521A EP 99900521 A EP99900521 A EP 99900521A EP 1047340 A1 EP1047340 A1 EP 1047340A1
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EP
European Patent Office
Prior art keywords
probe
computer
controlled
tissue structure
scanning
Prior art date
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Ceased
Application number
EP99900521A
Other languages
German (de)
English (en)
Inventor
Amena Sa Ed
Geneviève BERGER
Pascal Laugier
Michel Puech
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Original Assignee
Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
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Publication date
Application filed by Centre National de la Recherche Scientifique CNRS filed Critical Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Priority to EP03290585A priority Critical patent/EP1329193A3/fr
Publication of EP1047340A1 publication Critical patent/EP1047340A1/fr
Ceased legal-status Critical Current

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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4483—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/10—Eye inspection
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8993—Three dimensional imaging systems

Definitions

  • the present invention relates to a process of exploration and visualization, using ultrasound ultrasound techniques, of tissue structures of human or animal origin such as in particular eyeballs and more particularly at the level of the posterior segment (the vitreous cavity, the posterior wall of the globe covered by the choroid and the retina, the macula), those of the anterior segment (the cornea, the anterior chamber, the iris and the lens). It also targets a device and an ultrasonic probe allowing this exploration and this visualization in 2D or 3D.
  • the choice of frequency is imposed by the compromise resolution / depth of penetration. Indeed, due to the increase in the attenuation of ultrasonic waves with frequency, the depth of penetration of ultrasound is all the more important the lower the frequency. On the other hand, the resolution of the images decreases when the frequency decreases.
  • both lateral and axial, of the exploration and visualization methods using high frequency ultrasonic probes of the order of 50 to 100 MHz (cf. US-5,551,432 and CJ PAVLIN, MD SHERAR, FS FOSTER: Subsurface ultrasound microscopic imaging of the intact eye. Ophthalmology 97: 244, 1990), with short focal length (of the order of 4 to 8 mm), allowed exploration with a resolution of 50 ⁇ m of the structures of the anterior segment of the eye, at depths of the order of 5 mm, or of the structures of the peripheral retina very close to the anterior segment.
  • the present invention aims to overcome the drawbacks of the known methods of the prior art, by proposing a method of exploration and visualization using a high frequency ultrasonic probe which combines both a very good spatial resolution and a field of exploration. covering the anterior and posterior segments of the eyeball.
  • the process of exploration and visualization of tissues of human or animal origin is characterized in that: - an ultrasonic probe carried by a head controlled by means of a three-dimensional positioning system is positioned, in particular controlled by a computer in line with said tissue structure, - the probe is controlled so that it generates beams of converging ultrasonic waves of high frequency, these waves being focused at a given area of tissue structure,
  • a scanning of the tissue structure is carried out by the positioning system controlled by the computer, in parallel carrying out an acquisition, by the computer, of the signals reflected by the tissue structure,
  • the probe is excited so that it generates beams of waves whose nominal frequency is in the range of 30 to 100 MHz with a wide passband, adapted to the frequencies reflected by the structure explored.
  • the beams of waves are focused at a vertical penetration distance of between 20 and 30 mm.
  • FIG. 1 is a block view of a device for implementing the method of the invention
  • FIG. 2 is a view illustrating a use of the method of the invention for exploring the posterior segment of an eyeball
  • - Figure 3 is a view illustrating a use of the method of the invention for exploring the anterior segment of an eyeball
  • FIGS. 4a and 4b illustrate, on the one hand a front view of an embodiment of the ultrasonic probe composed of an annular network whose focus point can be changed electronically, and on the other hand a side view of this same probe in which a phase shift is introduced on transmission or reception between the various rings constituting the network;
  • FIG. 5 is a view illustrating a use of the method of the invention for exploring the anterior segment of an eyeball, using a dynamically focused probe
  • - Figure 6 is a view illustrating a use of the method of the invention for exploring the posterior segment of an eyeball, using a dynamically focused probe
  • FIG. 7 shows a comparison of a macular section, of a human globe in vitro, obtained by macroscopic histological image (right part) and by an image resulting from the process object of the invention (left part) where P represents folds retinas, R the retina, S the sclera, V the vitreous;
  • - Figure 8 is the image obtained from an anterior segment of a rabbit eye, by the process which is the subject of the invention, where C represents the cornea, I the iris, S the sclera, Cr the anterior surface of the crystalline.
  • FIG. 1 an installation of which allows its implementation is shown diagrammatically in FIG. 1, this consists in positioning an ultrasonic probe 1 mounted within a head articulated in the three dimensions X, Y, Z, at least one of which can be fixed, this head being controlled by a position control system 2, controlled by a computer 3, in a direction in particular perpendicular to the medium to be explored .
  • This ultrasonic probe 1 essentially consists of a transducer, in particular of PVDF (Polyvinylidenedifluoride), controlled by a transmitter / receiver 4, in order to generate beams of broadband ultrasonic convergent waves, these waves being able to take a spherical or linear profile.
  • PVDF Polyvinylidenedifluoride
  • FIG. 2 for an exploration of the posterior segment of an eyeball 5 previously inserted in a coupling medium 6, the latter not altering the propagation of the waves, in particular at the level of the retina.
  • a probe 1 positioned on the pars plana 7 is used, to avoid absorption of the ultrasound beam by the lens 8 (this lens further delimiting the posterior segment 9 from the anterior segment 10 of an eyeball 5).
  • This probe 1 emits beams of ultrasonic waves calibrated in a nominal frequency range with wide band varying from 30 to 100 MHz, involving wavelengths ranging from 50 to 15 ⁇ m, focused at a focal distance between 20 and 30 mm and preferably 25 mm, in fact corresponding to focusing at an average depth of an eyeball.
  • the reception system will have a bandwidth adapted to the frequencies reflected by the structure, these frequencies being lower than the frequencies emitted due to the attenuation of the medium crossed.
  • this same probe 1 is used and under the same control conditions as above, in a position offset on the vertical axis (Z axis) by a distance corresponding in fact to the previous focal distance.
  • the focal distance, in particular along the axis of vertical penetration is not modified by a mechanical control 2 of the position, but by an electronic or digital device controlling the probe and making it possible to modify, by judicious control, the focusing zone of the probe, so as to simultaneously obtain a good resolution image of the anterior segment and the posterior segment of the eye.
  • This dynamically focused probe produced by an electronic or digital control process, is composed of a circularly symmetrical ultra-element probe composed of several concentric annular transducers regularly spaced on a flat surface or with spherical concacity (see Figure 4a). These transducers are independent of each other and are individually controlled on transmission and reception by pulses offset in time (see FIG. 4b which illustrates a dynamic focusing obtained by introducing a phase shift - time delay - at 1 between the different rings).
  • the wavefront generated is convergent and its curvature is modified as a function of the distance between the structure explored and the probe.
  • the peripheral rings emit first and the excitation of the central ring is the most delayed.
  • the focal distance along the axis of the probe can be variable and is therefore determined by the phase shift or time delay introduced between the different transducers.
  • the same principle of dynamic focusing is used on reception: the electronic delay is adjusted to the depth of the echoes which arrive at this instant on the probe. This is how the depth of field is increased without degrading the lateral resolution.
  • the backscattered ultrasonic signal is amplified and then digitalized using the digitizer 11, at a given sampling frequency (in particular of the order of 400 MHz on 8 bits).
  • This same computer controls stepping or direct current motors to ensure the displacement of the probe and the scanning of the ultrasonic beams over the sample according to a determined pitch in X and in Y to allow another point of measurement or at a step R, ⁇ using a probe support head allowing arcuate scanning.
  • the computer is equipped with a module for processing the image and the radio frequency signal.
  • This module includes programmed software allowing the two quantitative approaches of 2D and / or 3D biometrics and tissue characterization.
  • the ultrasound signal can be represented in real time as an A-scan line or as a 2D B-scan image.
  • the B-scan images can visualize sections in the different planes parallel to the direction of propagation of the ultrasound (cf. Figures 7 and 8).
  • a 2D C-scan image can also be calculated in order to visualize sections in the plane perpendicular to the direction of propagation of the ultrasound.
  • the C-scan can represent sections located at different depths of the entire eyeball.
  • the calculation and reconstruction of a 3D image can be obtained using programmed mathematical functions specific to the ultrasonic data to be processed.
  • Radio frequency signal processing software allows frequency analysis of the digitized and recorded backscattered signals in order to calculate quantitative ultrasonic parameters for tissue characterization. These parameters include the attenuation coefficient in dB / cm.MHz (decibels / cm.MegaHertz), the integral attenuation coefficient in dB / cm, the backscattering coefficient in dB / cm.MHz and the integral backscattering coefficient in dB / cm.
  • the images obtained by this exploration process at the level of an eyeball, both in the region of the anterior segment and of the posterior segment, have a resolution which is improved by a factor of at least two to three times per compared to that obtained with traditional ultrasound scanners and are not limited by the transparency of the environments explored, such as in particular with traditional optical means of exploration (biomicroscopy, angiography) the quality of which may be affected by the presence of cataracts and hemorrhages.
  • FIG. 7 illustrates the similarities between a histological image and an ultrasound image of the macula of a human eye (in vitro), and FIG. 8 illustrates an image of an anterior segment of an eye of rabbit.
  • the method and the device which allows its implementation, as described above, are not limited to applications in ophthalmology, but they can find applications in gynecology and obstetrics, in gastroenterology, and in the field of cardio examinations. - vascular and laparoscopic, or in dermatology and more generally in any environment which reflects an exploitable signal.
  • the point or area of focus of the wave beam will be adjusted within a range from a few tenths of a millimeter to several millimeters and the wave range used will be between 30 and 100 MHz.

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Abstract

Procédé d'exploration et de visualisation de tissus d'origine humaine ou animale consistant à: positionner une sonde ultrasonore (1) portée par une tête pilotée par l'intermédiaire d'un système (2) de positionnement dans les trois dimensions, notamment commandé par un ordinateur (3) au droit de ladite structure de tissus, commander la sonde de manière à ce qu'elle génère des faisceaux d'ondes convergentes ultrasonores de haute fréquence (de l'ordre de *= à 50 MHz), ces ondes étant focalisées au niveau d'une zone donnée de structure de tissus, selon une distance de pénétration comprise entre 20 et 30 mm, effectuer un balayage de la structure de tissus par le système de positionnement (2) piloté par l'ordinateur (3), en effectuant parallèlement une acquisition, par l'ordinateur (3), des signaux réfléchis par la structure de tissus, effectuer divers traitements de signal sur les données issues du balayage, pour améliorer la restitution des informations et faciliter l'interprétation par le praticien.

Description

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

Claims

REVENDICATIONS
1 - Procédé d'exploration et de visualisation de tissus d'origine humaine ou animale, caractérisé en ce que : - on positionne une sonde ultrasonore portée par une tête pilotée par l'intermédiaire d'un système de positionnement dans les trois dimensions, notamment commandé par un ordinateur au droit de ladite structure de tissus,
- on commande la sonde de manière à ce qu'elle génère des faisceaux d'ondes convergentes ultrasonores de haute fréquence, ces ondes étant focalisées au niveau d'une zone donnée de structure de tissus,
- on effectue un balayage de la structure de tissus par le système de positionnement piloté par l'ordinateur, en effectuant parallèlement une acquisition, par l'ordinateur, des signaux réfléchis par la structure de tissus,
- on effectue divers traitements de signal sur les données issues du balayage, pour améliorer la restitution des informations et faciliter l'interprétation par le praticien.
2 - Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'on excite la sonde de manière à ce qu'elle génère des faisceaux d'ondes dont la fréquence nominale est comprise dans la fourchette de 30 à 100 MHz avec une large bande passante, adaptée aux fréquences réfléchies par la structure explorée.
3 - Procédé selon la revendication 1 ou 2 , caractérisé en ce que les faisceaux d'ondes sont focalisés selon une distance verticale de pénétration comprise entre 20 et 30 mm.
4 - Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il est appliqué à l'exploration d'un segment postérieur d'un globe oculaire.
5 - Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il est appliqué à l'exploration d'un segment antérieur d'un globe oculaire. 6 - Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il est appliqué à l'exploration d'un globe oculaire humain.
7 - Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il est appliqué en gynécologie et obstétrique, en gastro-entérologie, et dans le domaine des examens cardio-vasculaires et par coelioscopie, ou en dermatologie et plus généralement dans tout milieu qui réfléchit un signal exploitable.
8 - Installation pour la mise en oeuvre du procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisée en ce qu'elle comporte une sonde ultrasonore (1) montée au sein d'une tête articulée dans les trois dimensions, éventuellement commandé par un ordinateur (3) , dans une direction notamment perpendiculaire au milieu à explorer, cette sonde (1) consistant en un transducteur, commandé par un émetteur/récepteur (4) , afin d'une part de générer et de focaliser des faisceaux d'ondes convergentes ultrasonores de large bande, en direction de la structure de tissus à balayer et à explorer, par l'intermédiaire d'un milieu de couplage (6) , et d'autre part de recueillir les signaux réfléchis par ladite structure aux fins de traitement notamment par l'ordinateur (3) en vue d'une interprétation ultérieure.
9 - Installation selon la revendication 8, caractérisée en ce que la distance focale de la sonde ultrasonore (1) , est modifiée par un dispositif électronique ou numérique qui la commande de manière judicieuse, afin d'ajuster le point de focalisation de ladite sonde.
10 - Installation selon la revendication 8, caractérisée en ce que la distance focale de la sonde ultrasonore (1) , est modifiée mécaniquement par le système d'asservissement de position (2) . 11 - Installation selon la revendication 8, caractérisée en ce que l'ordinateur (3) pilote des moteurs pas à pas afin d'assurer le déplacement de la sonde (1) et le balayage des faisceaux ultrasonores au-dessus de la structure de tissus selon un pas R,Ω en utilisant une tête support de sonde permettant un balayage arciforme.
12 - Installation selon la revendication 8, caractérisée en ce que l'ordinateur (3) pilote des moteurs pas à pas afin d'assurer le déplacement de la sonde (1) et le balayage des faisceaux ultrasonores au-dessus de la structure de tissus selon un pas X, Y, Z, en utilisant une tête support de sonde permettant un balayage cartésien.
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Families Citing this family (31)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB0015250D0 (en) * 2000-06-22 2000-08-16 Payne Peter A Ophthalmic uses of lasers
WO2004006774A2 (fr) * 2002-07-12 2004-01-22 Iscience Surgical Corporation Dispositif d'interface a ultrasons pour imagerie de tissus
WO2004034694A2 (fr) * 2002-10-10 2004-04-22 Visualsonics Inc. Systeme d'imagerie ultrasonore haute frequence et a et a frequence d'images rapide
US7178530B2 (en) * 2002-10-25 2007-02-20 Rines Robert H Method of ameliorating vision-inhibiting effects of cataracts and the like
US20040193054A1 (en) * 2003-02-19 2004-09-30 Leblanc Paul D. Hand-held ophthalmic device
CN1998095B (zh) 2004-04-20 2010-11-03 视声公司 阵列式超声换能器
US7033321B1 (en) * 2004-10-25 2006-04-25 Artann Laboratories, Inc. Ultrasonic water content monitor and methods for monitoring tissue hydration
US8255039B2 (en) * 2006-09-29 2012-08-28 Tearscience, Inc. Meibomian gland illuminating and imaging
JP4916779B2 (ja) * 2005-09-29 2012-04-18 株式会社トプコン 眼底観察装置
EP1952175B1 (fr) 2005-11-02 2013-01-09 Visualsonics, Inc. Formateur de faisceaux digital pour un système ultrasonore à réseau de transducteurs
US20070238991A1 (en) * 2006-01-25 2007-10-11 Jaltec Biomedical Inc. Ultrasound method and apparatus for characterizing and identifying biological tissues
US8249695B2 (en) * 2006-09-29 2012-08-21 Tearscience, Inc. Meibomian gland imaging
US9295584B2 (en) 2007-05-17 2016-03-29 Amo Development, Llc Customized laser epithelial ablation systems and methods
US20100256488A1 (en) * 2007-09-27 2010-10-07 University Of Southern California High frequency ultrasonic convex array transducers and tissue imaging
CN101229068B (zh) * 2008-02-06 2010-06-02 温州医学院眼视光研究院 晶状体三维成像超声扫描方法
FR2934695B1 (fr) * 2008-07-31 2011-07-15 Intelligence In Medical Technologies Procede et systeme de centralisation de construction d'images
US9184369B2 (en) 2008-09-18 2015-11-10 Fujifilm Sonosite, Inc. Methods for manufacturing ultrasound transducers and other components
US9173047B2 (en) 2008-09-18 2015-10-27 Fujifilm Sonosite, Inc. Methods for manufacturing ultrasound transducers and other components
WO2010031192A1 (fr) 2008-09-18 2010-03-25 Visualsonics Inc. Procédés de fabrication de transducteurs ultrasoniques et d’autres composants
WO2010039465A2 (fr) * 2008-09-23 2010-04-08 Elc Management Llc Procédés pour mesurer des fréquences ou des harmoniques du corps humain et traiter des affections sur la base du phénomène de résonance entre un produit et les fréquences ou les harmoniques d’un corps humain
CN103251375B (zh) 2009-04-01 2016-09-28 眼泪科学公司 用于成像和测量泪液膜层一个或多个厚度的仪器
KR101126184B1 (ko) * 2010-07-07 2012-03-22 서강대학교산학협력단 요면 형태 어레이를 이용한 초음파 영상 생성 방법
CA3219245A1 (fr) * 2013-03-04 2014-09-12 Sunnybrook Research Institute Systeme et procede de mesure et de correction de distorsions de phases ultrasonores induites par des milieux aberrants
CA2906552A1 (fr) * 2013-03-13 2014-10-02 Riverside Research Institute Procedes pour diagnostiquer une maladie vitreo-retinienne
JP6615748B2 (ja) 2013-05-03 2019-12-04 テイアサイエンス・インコーポレーテツド マイボーム腺分析のためにマイボーム腺を画像化するための眼瞼照射システムおよび方法
JP2015047354A (ja) * 2013-09-02 2015-03-16 セイコーエプソン株式会社 超音波測定装置及び超音波測定方法
AU2017311513A1 (en) 2016-08-10 2019-02-14 Amo Development, Llc Epithelial ablation systems and methods
WO2018064248A1 (fr) 2016-09-30 2018-04-05 University Hospitals Cleveland Medical Center Appareil et procédé de construction d'un modèle 3d virtuel à partir d'une vidéo ultrasonore 2d
FR3063003A1 (fr) * 2017-02-22 2018-08-24 Quantel Medical Procede d'echographie oculaire a transducteurs annulaires
KR102260156B1 (ko) * 2018-10-26 2021-06-07 연세대학교 원주산학협력단 피부에 대한 정확한 선량 평가 방법
CN114947963A (zh) * 2022-06-17 2022-08-30 中国医学科学院生物医学工程研究所 一种眼轴测量方法、装置、存储介质和计算机设备

Family Cites Families (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3948248A (en) * 1974-09-05 1976-04-06 Zuckerman Joel L Method of measuring ocular pulse
US4167180A (en) * 1975-05-01 1979-09-11 The Commonwealth Of Australia, Care Of The Department Of Health Method and apparatus for ultrasonic examination
CA1201197A (fr) * 1975-09-15 1986-02-25 Commonwealth Of Australia (The) Transducteur a foyer variable
US4223560A (en) * 1979-01-02 1980-09-23 New York Institute Of Technology Variable delay system
JPS57126066U (fr) * 1981-02-02 1982-08-06
DE3119295A1 (de) * 1981-05-14 1982-12-16 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Einrichtung zum zerstoeren von konkrementen in koerperhoehlen
US4519260A (en) * 1982-02-18 1985-05-28 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Ultrasonic transducers and applications thereof
JPS58157454A (ja) * 1982-03-15 1983-09-19 株式会社東芝 超音波診断装置
US4569231A (en) * 1984-07-09 1986-02-11 General Electric Company Multiple frequency annular transducer array and system
ATE95998T1 (de) * 1985-09-27 1993-11-15 Mentor O & O Inc Unabhaengiges, tragbares ultraschall-instrument zur anwendung in der augenheilkunde.
JPS62113512U (fr) * 1985-11-29 1987-07-20
FR2620327B1 (fr) 1987-09-11 1989-12-08 Synthelabo Sonde d'echographie a tete articulee
US5228004A (en) * 1988-12-21 1993-07-13 Ngk Insulators, Ltd. Ultrasonic testing method
JPH02280749A (ja) * 1989-04-24 1990-11-16 Fuji Electric Co Ltd 超音波プローブ
JP3373602B2 (ja) * 1993-08-05 2003-02-04 株式会社東芝 超音波治療装置
US5293871A (en) * 1993-05-05 1994-03-15 Cornell Research Foundation Inc. System for ultrasonically determining corneal layer thicknesses and shape
US5810742A (en) * 1994-10-24 1998-09-22 Transcan Research & Development Co., Ltd. Tissue characterization based on impedance images and on impedance measurements
US5551432A (en) 1995-06-19 1996-09-03 New York Eye & Ear Infirmary Scanning control system for ultrasound biomicroscopy
US5941825A (en) * 1996-10-21 1999-08-24 Philipp Lang Measurement of body fat using ultrasound methods and devices
US6059728A (en) * 1997-01-02 2000-05-09 Storz Instrument Co. Three-dimensional ultrasound imaging system and probe
FR2772590B1 (fr) * 1997-12-18 2000-04-14 Michel Puech Utilisation d'un transducteur ultrasonore pour l'exploration echographique du segment posterieur du globe oculaire
US6159153A (en) * 1998-12-31 2000-12-12 Duke University Methods and systems for ultrasound scanning using spatially and spectrally separated transmit ultrasound beams
US6352507B1 (en) * 1999-08-23 2002-03-05 G.E. Vingmed Ultrasound As Method and apparatus for providing real-time calculation and display of tissue deformation in ultrasound imaging
US6312381B1 (en) * 1999-09-14 2001-11-06 Acuson Corporation Medical diagnostic ultrasound system and method

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See references of WO9934733A1 *

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Publication number Publication date
US20050251043A1 (en) 2005-11-10
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