EP2691948A1 - Procede et appareil de generation d'ondes ultrasonores focalisees a modulation de surface - Google Patents

Procede et appareil de generation d'ondes ultrasonores focalisees a modulation de surface

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EP2691948A1
EP2691948A1 EP12714787.4A EP12714787A EP2691948A1 EP 2691948 A1 EP2691948 A1 EP 2691948A1 EP 12714787 A EP12714787 A EP 12714787A EP 2691948 A1 EP2691948 A1 EP 2691948A1
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EP
European Patent Office
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transducer elements
ultrasonic transducer
ultrasonic
zone
focusing
Prior art date
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Application number
EP12714787.4A
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German (de)
English (en)
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EP2691948B1 (fr
Inventor
Jérémy VINCENOT
David MELODELIMA
Emmanuel Blanc
Jean-Yves Chapelon
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.)
Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM
EDAP TMS France SAS
Original Assignee
Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM
EDAP TMS France SAS
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Publication date
Application filed by Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM, EDAP TMS France SAS filed Critical Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM
Publication of EP2691948A1 publication Critical patent/EP2691948A1/fr
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Publication of EP2691948B1 publication Critical patent/EP2691948B1/fr
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    • G—PHYSICS
    • G10—MUSICAL INSTRUMENTS; ACOUSTICS
    • G10K—SOUND-PRODUCING DEVICES; METHODS OR DEVICES FOR PROTECTING AGAINST, OR FOR DAMPING, NOISE OR OTHER ACOUSTIC WAVES IN GENERAL; ACOUSTICS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • G10K11/00—Methods or devices for transmitting, conducting or directing sound in general; Methods or devices for protecting against, or for damping, noise or other acoustic waves in general
    • G10K11/18—Methods or devices for transmitting, conducting or directing sound
    • G10K11/26—Sound-focusing or directing, e.g. scanning
    • G10K11/32—Sound-focusing or directing, e.g. scanning characterised by the shape of the source

Definitions

  • the present invention relates to the technical field of devices or devices comprising an ultrasonic probe formed by a plurality of ultrasonic transducer elements, adapted to emit high intensity focused ultrasound (HIFU).
  • HIFU high intensity focused ultrasound
  • the object of the present invention finds particularly advantageous applications in the field of therapeutic treatments by focussed ultrasonic waves.
  • the ultrasonic waves pass between the emission surface and the focusing zone, various propagation media of different nature such as the water of a cooling circuit, the skin, the fat, the muscles, etc. However, these different media have different acoustic attenuation characteristics. It thus appears, for each of the paths traveled, an attenuation of the ultrasonic waves depending on the distance traveled in each medium through.
  • Ultrasonic waves will focus on the focus area (point or crown) giving rise to a progressive increase in pressure along the path of the ultrasonic wave.
  • the transducer elements have identical emission surfaces so that each of them has the same electrical impedance.
  • the control circuits of each of these transducer elements are also identical to facilitate the realization of such a device.
  • transducers described by these patents do not make it possible to homogenize the energy contributions made by the various ultrasonic transducer elements to a specific treatment area since the focusing and attenuation effects experienced by the ultrasonic waves on their path are not not taken into account.
  • US Pat. No. 5,922,962 describes an ultrasonic transducer comprising a series of transducer elements having identical lengths but different widths. The widths of the transducer elements are determined so as to maintain the same ultrasound beam profile, ie the same ultrasound resolution, regardless of the focusing distance.
  • This paper describes various beamforming techniques for dynamically focusing at different depths in transmit and receive modes as well as various apodization techniques to reduce side-lobe effects. These beamforming techniques do not take into account acoustic attenuations of the ultrasonic waves on the path between the target zone and the transducer elements in order to obtain in the target zone a substantially identical energy input of the ultrasonic waves emitted by each of the transducer elements.
  • EP 0 401 027 discloses imaging transducers with the same disadvantages as the transducer described by US Pat. No. 5,922,962.
  • the transducers described by such documents are not intended to homogenize the energetic contributions of the different transducer elements, insofar as it is not sought a supply of energy in a target area for therapy purposes.
  • the present invention therefore aims to overcome the drawbacks of the state of the art by proposing a new focusing technique of ultrasonic waves for homogenizing energy contributions on a target area to obtain tissue biological lesions.
  • the method of generating ultrasound waves focused on a focusing zone to ensure biological lesions comprises activating a plurality of ultrasonic transducer elements distributed on a transmitting surface to emit respectively a a plurality of focused ultrasound waves in the focusing zone, passing through propagation media with different acoustic attenuation.
  • a target zone is chosen in which it is desired to homogenize the energy inputs of the ultrasonic waves emitted by the ultrasonic transducer elements
  • the focusing effect and the acoustic attenuations of the ultrasonic waves are compensated with ultrasonic transducer elements, at least some of which have non-identical emission surfaces, so that in the target zone the energy input ultrasonic waves emitted by the different ultrasonic transducer elements is substantially identical.
  • the method according to the invention may additionally comprise in combination at least one and / or the following additional characteristics:
  • ultrasonic transducer elements of elementary sizes so as to constitute ultrasonic transducer elements of different emission surfaces that can be configured according to the acoustic attenuation encountered
  • Max E (t) the maximum value of the energy contribution of the transducer element t located at the periphery of the emission surface
  • Max E (n) the maximum value of the energy contribution of the transducer element n in the target area
  • Another object of the invention is to propose a therapy apparatus for generating ultrasound waves focused on a focusing zone, comprising an ultrasonic probe formed by a plurality of ultrasonic transducer elements distributed on a transmission surface to emit a plurality of focused ultrasonic waves in the focusing zone, in passing through propagation media with different acoustic attenuations, the ultrasonic transducer elements being excited by control signals from a control circuit, characterized in that at least some of the transducing transducer elements have non-identical transmitting surfaces for emitting focused ultrasonic waves which, in a target area, have substantially identical energy inputs.
  • apparatus according to the invention may additionally have in combination at least one and / or the following additional characteristics:
  • the ultrasonic transducer elements are driven by excitation signals of substantially identical values
  • the ultrasonic transducer elements are distributed according to a concave emission surface that is truncated or not,
  • the ultrasonic transducer elements are distributed according to rings or segments of rings concentric with each other along the axis of focus by having different emission surfaces
  • the ultrasonic transducer elements are distributed on a flat surface.
  • Figure 1 is a perspective view of a first embodiment of a therapy probe according to the invention.
  • Figure 2 is a schematic view of a half-section elevation of the therapy probe illustrated in FIG. 1 to describe the object of the invention.
  • Figures 3A-3D are schematic half elevation views of the therapy probe illustrated in FIG. 1 and respectively showing the focusing effect, the acoustic absorption effect, the combination of the focusing and absorption effects, the rebalancing of the energy supply in a target zone by application of the invention.
  • Figures 4 and 5 are diagrams in half-section elevation for explaining a variant according to the invention.
  • Figure 6 is a top view showing on the left side, the distribution of ultrasonic transducer elements of the prior art and on the right side, the distribution of ultrasonic transducer elements according to the invention.
  • Figure 7 shows an exemplary embodiment of a therapy probe according to the invention of the planar type.
  • FIG. 7A and 7B show another alternative embodiment of the probe described in FIG. 7, with FIG. 7A illustrating the probe with elementary ultrasonic transducer elements of the same surface which in FIG. 7B are electronically assembled to present a surface modulation identical to that illustrated in FIG. 7.
  • FIGS. 1 and 2 illustrate a first embodiment of an ultrasound therapy probe 1 forming part of a device for generating focused ultrasound waves.
  • the ultrasonic probe i comprises a plurality of ultrasonic transducer elements 3 distributed along a transmission surface 4.
  • the ultrasonic transducer elements 3 are excited by control signals coming from a control circuit not shown but known per se and adapted from whereby the ultrasonic transducer elements 3 emit focused ultrasonic waves in a focusing zone 5 to ensure biological or tissue lesions.
  • the ultrasonic transducer elements 3 are distributed along a concave emission surface 4 and each have a ring or crown shape.
  • the ultrasonic transducer elements 3 are therefore mounted concentrically with respect to each other and with respect to the axis of focus X.
  • the ultrasonic transducer elements 3 have non-identical emission surfaces for emitting focused ultrasound waves which in a target zone 7 have substantially identical energy inputs.
  • the ultrasonic transducer elements 3 have surfaces of different values to compensate for differences in focus and acoustic attenuation experienced by the ultrasound waves during their path between the emission surface 4 and the target zone 7.
  • This target zone 7 can thus be chosen, as will be shown in the following description at all locations from the transmission surface 4 and up to the focusing area 5, the latter being the target area 7 in an advantageous embodiment.
  • the first propagation medium E t and the second propagation medium E 2 have a separation zone or an interface 6.
  • This second medium E 2 which has an acoustic attenuation A 2 (with A 2 ⁇ Ai) extends at least as far as 5
  • the target zone 7 is a plane located in the example shown in FIG. 2, in the second medium E 2 , between the focusing zone 5 and the interface 6.
  • the focusing effect is due to the concavity of the emission surface 4 giving rise to a strong increase of the pressure along the path of the ultrasonic wave while the acoustic attenuation which represents the energy transfer of the
  • the ultrasonic wave towards its propagation medium depends mainly on the absorbing properties of the propagation medium, resulting in a decrease in pressure during the path traveled.
  • the pressure of an ultrasonic wave between the target zone 7 and the probe 1 is a function of the distance traveled by the waves in each of the media E 1 , E 2 and has the following expression (1):
  • Rc radius of curvature of the transducer element (m)
  • the distances traveled are unequal so that the ultrasonic waves emitted by a transducer element located at the periphery the emission surface have a greater distance to travel than those emitted from the center of the emission surface and are therefore attenuated when moving away from the focusing axis x.
  • the combination of these two phenomena gives rise to the pressure curve Pi illustrated in FIG. 3C.
  • This pressure curve shows a pressure inequality at the target zone 7 (namely the skin in the example considered), this pressure inequality can lead to the creation of burns close to the axis of focus x.
  • this inequality in terms of the energy contribution in the target zone 7 is compensated by assigning to the ultrasonic transducer elements 3, surfaces of different sizes or values. It should be noted that all the ultrasonic transducer elements 3 are driven by excitation signals of substantially identical values. In other words, the same power setpoint is applied to all the ultrasonic transducer elements 3. It thus appears possible to use all the power available by the probe.
  • the method according to the invention thus aims at determining a surface weighting factor F s for each of the ultrasonic transducer elements 3, such that:
  • n the number of the transducer element 3 and varying from 1 to t in the axis of focus direction X towards the periphery of the emission surface 4,
  • the power factor F p (n) is expressed as a function of the focusing effect and the acoustic attenuation on each transducer element ultrasound 3 between the transducer element and the target zone 7, during a cutting of the emission surface in equal areas (before modulation).
  • the power factor F p (n) can be expressed as follows:
  • Max E (t) maximum value of the energy contribution of the transducer element t located at the periphery of the emission surface 4,
  • Max E (n) maximum value of the energy contribution of the transducer element n in the target zone 7.
  • each ultrasonic transducer element 3 of rank n is such that:
  • the transducer elements 3 close to the center of the probe have a greater surface area with respect to the transducer elements 3 close to the periphery of the probe.
  • the surface of the transducer elements 3 increases for the transducer elements 3 close to the center and inversely decreases for the transducer elements close to the periphery of the probe.
  • the ultrasonic waves pass through two acoustic attenuation media whose interface 6 between the media is flat, parallel to the plane tangent to the probe.
  • the number of acoustic attenuation media traversed by the ultrasonic waves can to be more important.
  • the shape of the interface 6 between the acoustic attenuation media may be different from a plane parallel to the plane tangent to the probe.
  • Fig. 4 illustrates an example in which the interface 6 between the two acoustic attenuation media E 1 , E 2 is of convex shape.
  • the volume of water (acoustic attenuation medium Ei) is greater so that the focusing contrast and attenuation is greater.
  • the contrast of the energy contributions is accentuated for an interface 6 of convex shape with respect to a plane interface.
  • an interface 6 of concave shape as illustrated in FIG. 5 leads to a rebalancing of the energy contributions with respect to the example illustrated in FIG. 2.
  • the energy contributions of the ultrasonic transducer elements are identical. in the target area 7.
  • the method according to the invention aims to choose a target zone 7 in which is desired a homogenization of the energy input of the ultrasonic waves emitted by the ultrasonic transducer elements 3.
  • this target zone corresponds to the focusing zone.
  • this target zone corresponds to a plane included in a propagation medium and in particular in the second propagation medium, corresponding to the tissues situated between the cooling water and the tissue to be treated.
  • the method according to the invention aims at determining the focusing effect as well as the acoustic attenuations of the ultrasonic waves on their path between this target zone 7 and the ultrasonic transducer elements 3.
  • this determination phase consists in taking the focusing effect and the acoustic attenuation of the various propagation media traversed and the distance between the ultrasonic transducer elements 3 and the interface or the interfaces between the media. This distance can be calculated according to the configuration of the propagation medium or media with respect to the ultrasonic transducer elements 3. It should be noted that the distance between the ultrasound transducer elements 3 and the interface of the media can be determined more precisely. by measuring the reflected echoes in A mode which consists in measuring the echoes reflected following the sending of a calibration signal by the ultrasonic transducer elements 3.
  • the pressure in the target zone 7 can be calculated for a multitude of ultrasonic waves coming from the emission surface making it possible to obtain the pressure curve Pi illustrated in FIG. FIG. 3C.
  • the transmission surface 4 is cut from the focusing axis x to its peripheral portion.
  • the emission surface 4 is cut into concentric rings each contributing to a part of the pressure curve Pi.
  • the maximum pressure value is determined and a The surface weighting factor F s is applied in such a way that this maximum pressure value becomes identical on all the elements (curve P2).
  • the method according to the invention therefore makes it possible to modulate the emission surface of the ultrasonic transducer elements 3 in areas of different sizes but adapted so that the energy input of the ultrasonic waves is substantially identical in the target zone 7.
  • the different transducer elements 3 are configured with emission surfaces of different values adapted for one or more given applications. It should be noted that the greater the number of ultrasonic transducer elements 3, the more accurate and efficient the modulation.
  • Fig. 6 illustrates the cutting of a focusing probe having transducer elements 3 in the form of rings.
  • the left part of FIG. 6 represents ultrasonic transducer elements of equal areas whereas the right part of FIG. 6 represents ultrasonic transducer elements 3 with different surfaces modulated according to the method according to the invention.
  • the method according to the invention can be implemented for therapy probes of various shapes.
  • the ultrasonic transducer elements 3 are distributed according to a complete concave emission surface of revolution.
  • this concave surface may be truncated on either side of a central plane of symmetry so that the ultrasonic transducer elements 3 are distributed according to ring segments concentric with each other.
  • this concave surface has the shape of a torus, that is to say that this concave surface is generated by the rotation of a concave curve segment of finite length around an axis of symmetry. which is at a non-zero distance from the center of curvature of the concave curve segment.
  • this emission area of toric shape can be truncated on either side of a central plane of symmetry.
  • the concave emission surface is derived from a cylindrical geometry generated by the translation of two concave curve segments of finite length, symmetrical with respect to a plane of symmetry, this translation being carried out along a length limited and in a direction perpendicular to the plane containing said concave curve segments.
  • Fig. 7 illustrates by way of example, a probe 1 of planar shape, the various ultrasonic transducer elements 3 have emission surfaces of different sizes.
  • each ultrasound transducer element is powered by signals having phase shifts to obtain a focusing effect in the target area.
  • Another object of the invention is to be able to propose a technique for producing a probe configurable on demand depending on the configuration of the ultrasonic wave propagation media.
  • this technique provides for choosing an elementary size for all the ultrasonic transducer elements 3i.
  • FIG. 7A illustrating a planar emission surface
  • all elementary ultrasonic transducer elements 3i have the same emission surface.
  • These elementary ultrasonic transducer elements 3i are then grouped so as to produce ultrasonic transducer elements 3 which have different surface sizes (FIG 7B).
  • this technique makes it possible to create, on demand, ultrasonic transducer elements 3 having different emission surfaces.
  • the ultrasonic transducer elements 3i may have different element sizes, with an identical width for all the ultrasonic transducer elements 3i.

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Abstract

L'invention concerne un procédé de génération d'ondes ultrasonores focalisées sur une zone de focalisation (5) pour assurer des lésions biologiques, comprenant l'activation d'une pluralité d'éléments transducteurs ultrasonores (3). Selon l'invention, on : - choisit une zone cible dans laquelle est souhaitée une homogénéisation des apports d'énergie des ondes ultrasonores émises par les éléments transducteurs ultrasonores, - détermine l'effet de focalisation ainsi que les atténuations acoustiques des ondes ultrasonores sur leur trajet entre la zone cible et les éléments transducteurs ultrasonores (3), - compense l'effet de focalisation et les atténuations acoustiques des ondes ultrasonores, avec des éléments transducteurs ultrasonores (3) dont au moins certains d'entre eux présentent des surfaces d'émissions non identiques afin que dans la zone cible, l'apport d'énergie des ondes ultrasonores émises par les différents éléments transducteurs ultrasonores (3) soit sensiblement identique.

Description

PROCEDE ET APPAREIL DE GENERATION D'ONDES ULTRASONORES FOCALISEES A MODULATION DE SURFACE
La présente invention concerne le domaine technique des appareils ou des dispositifs comportant une sonde ultrasonore formée par une pluralité d'éléments transducteurs ultrasonores, adaptés pour émettre des ultrasons focalisés de haute intensité (HIFU).
L'objet de la présente invention trouve des applications particulièrement avantageuses dans le domaine des traitements thérapeutiques par des ondes ultrasonores focalisées.
II est connu que la thérapie par ultrasons focalisés permet de créer des lésions biologiques dans les tissus résultant d'une combinaison des effets thermiques et de l'activité de cavitation acoustique. La forme de ces lésions tissulaires est issue directement de la forme de la surface d'émission de la sonde ultrasonore utilisée. Par exemple, une sonde ultrasonore de forme sphérique permet d'obtenir une zone de focalisation ponctuelle tandis qu'une sonde de forme torique conduit à l'obtention d'une zone de focalisation en forme d'anneau ou de couronne.
En chaque point de la zone de focalisation, il est à noter que les distances parcourues depuis la surface d'émission par les ondes ultrasonores sont identiques et que la pression est directement reliée à la convergence des ondes ultrasonores en ce point. En pratique, les ondes ultrasonores traversent entre la surface d'émission et la zone de focalisation, divers milieux de propagation de nature différente tels que l'eau d'un circuit de refroidissement, la peau, la graisse, les muscles, etc. Or, ces différents milieux présentent des caractéristiques d'atténuation acoustique différentes. Il apparaît ainsi, pour chacun des chemins parcourus, une atténuation des ondes ultrasonores dépendant de la distance parcourue dans chacun des milieux traversés.
De plus, après l'émission dans les milieux de propagation, il est observé un effet de focalisation dû à la concavité de la surface d'émission. Les ondes ultrasonores vont se concentrer sur la zone de focalisation (point ou couronne) donnant lieu à une augmentation progressive de la pression le long du trajet de l'onde ultrasonore.
Pour tenter de s'affranchir des inconvénients liés à l'hétérogénéité acoustique des tissus, il est connu, par exemple par le brevet FR 2 642 640, d'utiliser un dispositif de focalisation dont la face d'émission de la sonde est divisée en plusieurs éléments transducteurs auxquels sont appliqués, par l'intermédiaire de circuits de commande, des signaux d'activation obtenus par retournement de la répartition dans le temps et de la forme des signaux d'échos reçus en retour d'un faisceau non focalisé envoyé sur les tissus à traiter. Les éléments transducteurs émettent ainsi des puissances acoustiques différentes dépendantes de l'atténuation et de l'effet de focalisation des ondes acoustiques.
En pratique, les éléments transducteurs possèdent des surfaces d'émission identiques afin que chacune d'elles présente la même impédance électrique. Les circuits de commande de chacun de ces éléments transducteurs sont également identiques pour faciliter la réalisation d'un tel dispositif.
Cependant, cette solution présente un inconvénient majeur. En effet, la puissance électrique disponible pour chacun des éléments transducteurs est limitée par l'électronique du circuit de commande. Ainsi, dès que l'un des éléments transducteurs fonctionne à sa puissance maximale pour compenser la différence d'atténuation et de focalisation des ondes ultrasonores, les autres transducteurs ultrasonores doivent fonctionner avec une puissance électrique réduite et l'électronique du circuit de commande ne sera pas en mesure de fournir la puissance maximale pour laquelle il a été conçu. En pratique, le circuit de commande fonctionne toujours en deçà de sa capacité maximale.
Il est également connu par le brevet US 4 888 746 un transducteur de thérapie formé de plusieurs éléments transducteurs pouvant être activés indépendamment les uns des autres par des signaux d'amplitude et de phases variables afin de moduler la forme de l'onde ultrasonore au point de focalisation en vue, en particulier, de réduire les effets de cavitation. De même, le brevet FR 2 903 616 décrit une sonde de thérapie de forme torique dont les divers éléments transducteurs sont activés de façon séquentielle pour permettre une focalisation des ondes ultrasonores selon une couronne.
Les transducteurs décrits par ces brevets ne permettent pas d'homogénéiser les contributions énergétiques apportées par les divers éléments transducteurs ultrasonores sur une zone de traitement spécifique dans la mesure où les effets de focalisation et d'atténuation subies par les ondes ultrasonores sur leur trajet ne sont pas pris en compte.
Dans le domaine de l'imagerie, le brevet US 5 922 962 décrit un transducteur ultrasonore comportant une série d'éléments transducteurs présentant des longueurs identiques mais des largeurs différentes. Les largeurs des éléments transducteurs sont déterminées de manière à conserver le même profil de faisceau ultrasonore c'est-à-dire la même résolution échographique, quelle que soit la distance de focalisation.
Ce document décrit diverses techniques de formation de faisceaux pour focaliser dynamiquement à différentes profondeurs dans les modes d'émission et de réception ainsi que divers techniques d'apodisation pour réduire les effets des lobes latéraux Ces techniques de formation de faisceaux ne prennent pas en considération les atténuations acoustiques des ondes ultrasonores sur le trajet entre la zone cible et les éléments transducteur en vue d'obtenir dans la zone cible un apport d'énergie sensiblement identique des ondes ultrasonores émises par chacun des éléments transducteur.
De manière similaire, les documents US 5 165 414, EP 0 689 187 et
EP 0 401 027 décrivent des transducteurs d'imageries présentant les mêmes inconvénients que le transducteur décrit par le brevet US 5 922 962. Les transducteurs décrits par de tels documents ne visent pas à homogénéiser les contributions énergétiques des différents éléments transducteurs, dans la mesure où il n'est pas recherché un apport d'énergie dans une zone cible à visée de thérapie. La présente invention vise donc à remédier aux inconvénients de l'état de la technique en proposant une nouvelle technique de focalisation des ondes ultrasonores permettant d'homogénéiser les contributions énergétiques sur une zone cible en vue d'obtenir des lésions biologiques tissulaires.
Pour atteindre un tel objectif, le procédé de génération d'ondes ultrasonores focalisées sur une zone de focalisation pour assurer des lésions biologiques, comprend l'activation d'une pluralité d'éléments transducteurs ultrasonores répartis sur une surface d'émission pour émettre respectivement une pluralité d'ondes ultrasonores focalisées dans la zone de focalisation, en traversant des milieux de propagation à atténuations acoustiques différentes.
Selon l'invention :
- on choisit une zone cible dans laquelle est souhaitée une homogénéisation des apports d'énergie des ondes ultrasonores émises par les éléments transducteurs ultrasonores,
- on détermine l'effet de focalisation ainsi que les atténuations acoustiques des ondes ultrasonores sur leur trajet entre la zone cible et les éléments transducteurs ultrasonores,
- on compense l'effet de focalisation et les atténuations acoustiques des ondes ultrasonores, avec des éléments transducteurs ultrasonores dont au moins certains d'entre eux présentent des surfaces d'émissions non identiques afin que dans la zone cible, l'apport d'énergie des ondes ultrasonores émises par les différents éléments transducteurs ultrasonores soit sensiblement identique.
De plus, le procédé selon l'invention peut présenter en outre en combinaison au moins l'une et/ou l'autre des caractéristiques additionnelles suivantes :
- compenser les effets de focalisation et les atténuations acoustiques en affectant à chacun des éléments transducteurs ultrasonores un facteur de pondération surfacique dépendant de l'atténuation acoustique et de l'effet de focalisation subies par les ondes ultrasonores, - déterminer les facteurs de pondération acoustiques, en prenant en compte la distance entre les éléments transducteurs ultrasonores et la zone de séparation des milieux de propagation,
- prendre en compte la distance entre les éléments transducteurs ultrasonores et la zone de séparation des milieux de propagation, en calculant cette distance en fonction de la configuration du milieu de propagation par rapport auxdits éléments transducteurs ultrasonores,
- prendre en compte la distance entre les éléments transducteurs ultrasonores et la zone de séparation des milieux de propagation, en mesurant les échos réfléchis à la suite de l'envoi d'un signal d'étalonnage par les éléments transducteurs ultrasonores,
- regrouper des éléments transducteurs ultrasonores de tailles élémentaires de manière à constituer des éléments transducteurs ultrasonores de surfaces d'émissions différentes configurables en fonction des atténuations acoustiques rencontrées,
- pour une pluralité d'éléments transducteurs ultrasonores répartis sur une surface d'émission concave de rayon de courbure Rc, à calculer l'aire Sn de chaque élément transducteur ultrasonore n telle que :
Sn = [Swaie (l/(Fp(n).Z))]
- avec Stotaie : la somme des surfaces des éléments transducteurs ultrasonores,
- Fp (n) = Max E(t) / Max E(n),
avec Max E(t), la valeur maximale de la contribution énergétique de l'élément transducteur t situé à la périphérie de la surface d'émission et Max E(n), la valeur maximale de la contribution énergétique de l'élément transducteur n dans la zone cible,
Z : somme des 1/Fp pour tous les éléments transducteurs.
Un autre objet de l'invention est de proposer un appareil de thérapie pour générer des ondes ultrasonores focalisées sur une zone de focalisation, comportant une sonde ultrasonore formée par une pluralité d'éléments transducteurs ultrasonores répartis sur une surface d'émission pour émettre une pluralité d'ondes ultrasonores focalisées dans la zone de focalisation, en traversant des milieux de propagation à atténuations acoustiques différentes, les éléments transducteurs ultrasonores étant excités par des signaux de commande provenant d'un circuit de commande, caractérisé en ce qu'au moins certains des éléments transducteurs uitrasonores présentent des surfaces d'émission non identiques pour émettre des ondes ultrasonores focalisées qui, dans une zone cible, possèdent des apports d'énergie sensiblement identiques.
De plus, l'appareil selon l'invention peut présenter en outre en combinaison au moins l'une et/ou l'autre des caractéristiques additionnelles suivantes :
- au moins certains des éléments transducteurs ultrasonores sont pilotés par des signaux d'excitation de valeurs sensiblement identiques,
- les éléments transducteurs ultrasonores sont répartis selon une surface d'émission concave tronquée ou non,
- les éléments transducteurs ultrasonores sont répartis selon des anneaux ou des segments d'anneaux concentriques les uns aux autres selon l'axe de focalisation en présentant des surfaces d'émission différentes,
- les éléments transducteurs ultrasonores sont répartis sur une surface plane.
Diverses autres caractéristiques ressortent de la description faite ci-dessous en référence aux dessins annexés qui montrent, à titre d'exemples non limitatifs, des formes de réalisation de l'objet de l'invention.
La Figure 1 est une vue en perspective d'une première forme de réalisation d'une sonde de thérapie conforme à l'invention.
La Figure 2 est une vue schématique d'une demie-coupe élévation de la sonde de thérapie illustrée à la Fig. 1 permettant de décrire l'objet de l'invention.
Les Figures 3A à 3D sont des vues schématiques en demi-coupe élévation de la sonde de thérapie illustrée à la Fig. 1 et montrant respectivement, l'effet de focalisation, l'effet d'absorption acoustique, la combinaison des effets de focalisation et d'absorption, le rééquilibrage de l'apport énergétique dans une zone cible par application de l'invention. Les Figures 4 et 5 sont des schémas en demi-coupe élévation permettant d'expliciter une variante selon l'invention.
La Figure 6 est une vue de dessus montrant sur la partie gauche, la répartition des éléments transducteurs ultrasonores de l'art antérieur et sur la partie droite, la répartition des éléments transducteurs ultrasonores conforme à l'invention.
La Figure 7 montre un exemple de réalisation d'une sonde de thérapie conforme à l'invention du type plan.
Les Fig. 7A et 7B montrent une autre variante de réalisation de la sonde décrite à la Fig. 7, avec la Fig. 7A illustrant la sonde avec des éléments transducteurs ultrasonores élémentaires de même surface qui à la Fig. 7B sont assemblées électroniquement pour présenter une modulation de surface identique de celle illustrée à la Fig. 7.
Les Figures 1 et 2 illustrent un premier exemple de réalisation d'une sonde ultrasonore de thérapie 1 faisant partie d'un appareil de génération d'ondes ultrasonores focalisées. La sonde ultrasonore i comporte une pluralité d'éléments transducteurs ultrasonores 3 répartis selon une surface d'émission 4. Les éléments transducteurs ultrasonores 3 sont excités par des signaux de commande provenant d'un circuit de commande non représenté mais connu en soi et adapté de manière que les éléments transducteurs ultrasonores 3 émettent des ondes ultrasonores focalisées dans une zone de focalisation 5 pour assurer des lésions biologiques ou tissulaires. Dans l'exemple illustré aux Fig. 1 et 2, les éléments transducteurs ultrasonores 3 sont répartis selon une surface d'émission concave 4 et présentent chacun une forme d'anneau ou de couronne. Les éléments transducteurs ultrasonores 3 sont donc montés de manière concentrique les uns par rapport aux autres et par rapport à l'axe de focalisation X.
Conformément à l'invention, au moins certains des éléments transducteurs ultrasonores 3 présentent des surfaces d'émission non identiques pour émettre des ondes ultrasonores focalisées qui dans une zone cible 7 possèdent des apports d'énergie sensiblement identiques. En d'autres termes, les éléments transducteurs ultrasonores 3 possèdent des surfaces d'émissions de valeurs différentes pour compenser les différences de focalisation et d'atténuation acoustique que subissent les ondes ultrasonores lors de leur trajet entre la surface d'émission 4 et la zone cible 7. Cette zone cible 7 peut ainsi être choisie, comme cela sera montrée dans la suite de la description, en tous endroits situés à partir de la surface d'émission 4 et jusqu'à la zone de focalisation 5, cette dernière étant la zone cible 7 dans une variante avantageuse de réalisation.
En effet, il doit être considéré que les ondes ultrasonores traversent depuis la surface d'émission 4 jusqu'à la zone cible 7, plusieurs milieux de propagation Ei, E2 ... E, ... Ek, présentant chacun des atténuations acoustiques respectivement Ai, A2 ... Ai , ... AR.A titre d'exemple, la Fig. 2 illustre l'interposition entre la zone de focalisation 5 et la sonde 1, d'un premier milieu de propagation Ei en contact avec la surface d'émission 4, présentant une atténuation acoustique Ai = 0 et d'un deuxième milieu E2 situé à une distance a du plan tangent à la sonde. Le premier milieu de propagation Et et le deuxième milieu de propagation E2 possède une zone de séparation ou une interface 6. Ce deuxième milieu E2 qui présente une atténuation acoustique A2 (avec A2≠ Ai) s'étend au moins jusqu'à la zone de focalisation 5. La zone cible 7 est un plan situé dans l'exemple illustré à la Fîg. 2, dans le deuxième milieu E2, entre la zone de focalisation 5 et l'interface 6.
Lors du trajet de l'onde ultrasonore entre la surface d'émission 4 et la zone de focalisation 5, deux phénomènes, du point de vue de la pression, rentrent en jeu, à savoir l'effet de focalisation géométrique et l'atténuation acoustique. L'effet de focalisation est dû à la concavité de la surface d'émission 4 donnant lieu à une forte augmentation de la pression le long du trajet de l'onde ultrasonore tandis que l'atténuation acoustique qui représente le transfert d'énergie de l'onde ultrasonore vers son milieu de propagation, dépend principalement des propriétés absorbantes du milieu de propagation, se traduisant par une diminution de pression au cours du chemin parcouru. La pression d'une onde ultrasonore entre la zone cible 7 et la sonde 1 est fonction de la distance parcourue par les ondes dans chacun des milieux Ei, E2 et présente l'expression (1) suivante : i=\
Ei : milieu de propagation avec i = 1 à k,
Dj : distance parcourue dans le milieu de propagation Ei (m),
P(r) : pression à la distance r de la surface d'émission (Pa),
Rc : rayon de courbure de l'élément transducteur (m),
P0 : pression lors de l'émission (Pa),
Ai : Absorption acoustique du milieu de propagation Ei (Np.m 1)
Afin de calculer la pression dans la zone cible 7, seuls l'atténuation et l'effet de focalisation ont été pris en compte. Il est bien sûr possible d'affiner le modèle en considérant tout autre effet mis en jeu lors de l'émission ultrasonore, notamment la diffraction avec un modèle de Rayleigh par exemple.
Dans le cas où l'onde ultrasonore traverse deux milieux Ei, E2 entre la surface d'émission 4 et la zone cible 7, l'expression est la suivante :
P(r) =P0.e A1*D1.e A2*D2.Rc/(Rc-r)
Au niveau de la zone cible 7, il doit être noté comme illustré à la Fig. 3A, une inégalité des contributions énergétiques au sein de cette zone le long de l'axe x puisque l'effet de focalisation est plus fort au centre de cette zone et plus faible sur la périphérie. De plus, ce phénomène est augmenté par l'atténuation acoustique comme illustré à la Fig. 3B. Dans le cas où le premier milieu Ei (de l'eau par exemple) présente une atténuation acoustique nulle, les ondes ultrasonores n'étant pas atténuées dans le milieu Ei, alors ces ondes ultrasonores possèdent toutes la même intensité lorsqu'elles arrivent à l'interface 6 (c'est-à-dire la peau par exemple). Au-delà de l'interface 6, les distances parcourues sont inégales de sorte que les ondes ultrasonores émises par un élément transducteur situé à la périphérie de la surface d'émission ont une distance plus grande à parcourir, que celles émises depuis le centre de la surface d'émission et sont donc atténuées lorsque l'on s'éloigne de l'axe de focalisation x. Au final, la combinaison de ces deux phénomènes donne lieu à la courbe de pression Pi illustrée à la Fig. 3C. Cette courbe de pression montre une inégalité de pression au niveau de la zone cible 7 (à savoir la peau dans l'exemple considéré), cette inégalité de pression pouvant conduire à la création de brûlures proches de l'axe de focalisation x.
Compte tenu que l'effet de focalisation ainsi que l'atténuation subie par les ondes ultrasonores sont différentes en fonction de leur lieu d'émission sur la sonde 1, il s'ensuit une inégalité, au niveau de la zone cible 7, en termes de contribution énergétique apportée par les différentes ondes ultrasonores.
Conformément à l'invention, cette inégalité en termes de contribution énergétique dans la zone cible 7 est compensée en affectant aux éléments transducteurs ultrasonores 3, des surfaces de tailles ou de valeurs différentes. Il est à noter que tous les éléments transducteurs ultrasonores 3 sont pilotés par des signaux d'excitation de valeurs sensiblement identiques. En d'autres termes, une même consigne de puissance est appliquée à tous les éléments transducteurs ultrasonores 3. Il apparaît donc possible d'utiliser l'intégralité de la puissance disponible par la sonde.
Le procédé selon l'invention vise ainsi à déterminer un facteur de pondération surfacique Fs pour chacun des éléments transducteurs ultrasonores 3, tel que :
Fs (n) = l/[Fp(n) . Z]
avec O< Fs < l
n : le numéro de l'élément transducteur 3 et variant de 1 à t dans le sens axe de focalisation X vers la périphérie de la surface d'émission 4,
Fp : le facteur de puissance,
Z : la somme sur les éléments transducteurs des 1/FP.
Le facteur de puissance Fp(n) s'exprime en fonction de l'effet de focalisation et des atténuations acoustiques sur chaque élément transducteur ultrasonore 3 entre l'élément transducteur et la zone cible 7, lors d'une découpe de la surface d'émission en surfaces égales (avant modulation).
Le facteur de puissance Fp(n) peut s'exprimer de la manière suivante :
Fp(n) = Max E(t) / Max E(n),
Max E(t) : valeur maximale de la contribution énergétique de l'élément transducteur t situé à la périphérie de la surface d'émission 4,
Max E(n) : valeur maximale de la contribution énergétique de l'élément transducteur n dans la zone cible 7.
L'aire ou la surface S(n) de chaque élément transducteur ultrasonore 3 de rang n est tel que :
S(n) = Stotate Fs (n)
avec Stotaie/ la surface totale de la sonde.
Il ressort des expressions ci-dessus, que les éléments transducteurs 3 proches du centre de la sonde (de l'axe de focalisation X) présentent une surface plus grande par rapport aux éléments transducteurs 3 proches de la périphérie de la sonde. Ainsi, la surface des éléments transducteurs 3 augmente pour les éléments transducteurs 3 proches du centre et inversement diminue pour les éléments transducteurs proches de ia périphérie de la sonde.
L'application de ces différents facteurs de pondération surfacique Fs pour les éléments transducteurs ultrasonores 3 entraîne une modification du champ de pression et permet ainsi de rééquilibrer l'apport énergétique de chacun des éléments transducteurs ultrasonores 3 dans la zone cible 7. Comme cela ressort de la Fig. 3D, l'apport d'énergie des ondes ultrasonores émises par les différents éléments transducteurs ultrasonores 3 est sensiblement identique dans la zone cible 7 (courbe P2) malgré l'effet de focalisation et les atténuations acoustiques subies par les ondes ultrasonores sur leur trajet.
Dans l'exemple illustré à la Fig. 2, les ondes ultrasonores traversent deux milieux d'atténuation acoustiques dont l'interface 6 entre les milieux est plane, parallèle au plan tangent à la sonde. Bien entendu, le nombre de milieux d'atténuation acoustiques traversés par les ondes ultrasonores peut être plus important. De même, la forme de l'interface 6 entre les milieux d'atténuation acoustiques peut être différente d'un plan parallèle au plan tangent à la sonde.
La Fig. 4 illustre un exemple dans lequel l'interface 6 entre les deux milieux d'atténuation acoustiques Ei, E2 est de forme convexe. En effet, à la Fig. 4, le volume d'eau (milieu d'atténuation acoustique Ei) est plus important de sorte que le contraste de focalisation et d'atténuation soit plus important. Le contraste des contributions énergétiques est accentué pour une interface 6 de forme convexe par rapport à une interface plane.
Au contraire, une interface 6 de forme concave comme illustrée à la Fig. 5 conduit à un rééquilibrage des contributions énergétiques par rapport à l'exemple illustré à la Fig. 2. Bien entendu, dans le cas précis où l'interface 6 entre les milieux acoustiques et la zone cible 7 présente le même centre de courbure que la face d'émission de la sonde 1, alors les contributions énergétiques des éléments transducteurs ultrasonores sont identiques dans la zone cible 7.
D'une manière générale, il doit être considéré que le procédé selon l'invention vise à choisir une zone cible 7 dans laquelle est souhaitée une homogénéisation des apports d'énergie des ondes ultrasonores émises par les éléments transducteurs ultrasonores 3. Selon une première variante préférée de réalisation, cette zone cible correspond à la zone de focalisation. Selon une deuxième variante préférée de réalisation, cette zone cible correspond à un plan inclus dans un milieu de propagation et en particulier dans le deuxième milieu de propagation, correspondant aux tissus situés entre l'eau de refroidissement et le tissu à traiter.
Le procédé selon l'invention vise à déterminer l'effet de focalisation ainsi que les atténuations acoustiques des ondes ultrasonores sur leur trajet entre cette zone cible 7 et les éléments transducteurs ultrasonores 3. Comme expliqué ci-dessus, cette phase de détermination consiste à prendre en compte l'effet de focalisation et les atténuations acoustiques des divers milieux de propagation traversés et la distance entre les éléments transducteurs ultrasonores 3 et l'interface ou les interfaces entre les milieux. Cette distance peut être calculée en fonction de la configuration du ou des milieux de propagation par rapport aux éléments transducteurs ultrasonores 3. Il est à noter que la distance entre les éléments transducteurs ultrasonores 3 et l'interface des milieux peut être déterminée de manière plus précise par la mesure des échos réfléchis en mode A qui consiste à mesurer les échos réfléchis à la suite de l'envoi d'un signal d'étalonnage par les éléments transducteurs ultrasonores 3.
En première approximation, à partir de l'équation (1), il peut être calculé la pression dans la zone cible 7 pour une multitude d'ondes ultrasonores issues de la surface d'émission permettant d'obtenir la courbe de pression Pi illustrée à la Fig. 3C.
La surface d'émission 4 est découpée à partir de l'axe de focalisation x jusqu'à sa partie périphérique. Dans le cas d'une surface d'émission 4 de révolution, la surface d'émission 4 est découpée en anneaux concentriques contribuant chacun à une partie de la courbe de pression Pi. Pour chaque anneau, la valeur maximale de pression est déterminée et un facteur de pondération surfacique Fs est appliqué de telle sorte que cette valeur maximum de pression devient identique sur tous les éléments (courbe P2).
Le procédé selon l'invention permet donc de moduler la surface d'émission des éléments transducteurs ultrasonores 3 en aires de tailles différentes mais adaptées de manière que l'apport d'énergie des ondes ultrasonores soit sensiblement identique dans la zone cible 7. Ainsi, les différents éléments transducteurs 3 sont configurés avec des surfaces d'émission de valeurs différentes adaptées pour une ou plusieurs applications données. Il est à noter que plus le nombre d'éléments transducteurs ultrasonores 3 est important, plus la modulation est précise et efficace.
La Fig. 6 illustre le découpage d'une sonde focalisante présentant des éléments transducteurs 3 en forme d'anneaux. La partie gauche de la Fig. 6 représente des éléments transducteurs ultrasonores de surfaces égales alors que la partie droite de la Fig. 6 représente des éléments transducteurs ultrasonores 3 avec des surfaces différentes modulées selon le procédé conforme à l'invention. Bien entendu, le procédé selon l'invention peut être mis en œuvre pour des sondes de thérapie de diverses formes. Dans l'exemple illustré sur la Fig. 1, les éléments transducteurs ultrasonores 3 sont répartis selon une surface d'émission concave complète de révolution. Pour des applications déterminées, cette surface concave peut être tronquée de part et d'autre d'un plan de symétrie central de sorte que les éléments transducteurs ultrasonores 3 sont répartis selon des segments d'anneaux concentriques les uns aux autres. Selon une variante préférée de réalisation, cette surface concave présente la forme d'un tore c'est-à-dire que cette surface concave est engendrée par la rotation d'un segment de courbe concave de longueur finie autour d'un axe de symétrie qui se trouve à une distance non nulle du centre de courbure du segment de courbe concave. Bien entendu, cette surface d'émission de forme torique peut être tronquée de part et d'autre d'un plan de symétrie central. Selon une autre variante de réalisation, la surface d'émission concave est issue d'une géométrie cylindrique engendrée par la translation de deux segments de courbe concave de longueur finie, symétriques par rapport à un plan de symétrie, cette translation étant réalisée selon une longueur limitée et selon une direction perpendiculaire au plan contenant lesdits segments de courbe concave. La Fig. 7 illustre à titre d'exemple, une sonde 1 de forme plane dont les différents éléments transducteurs ultrasonores 3 présentent des surfaces d'émission de tailles différentes.
Bien entendu, dans le cas d'une sonde de thérapie 1 de forme plane, chaque élément transducteur ultrasonore est alimenté par des signaux présentant des déphasages permettant d'obtenir un effet de focalisation dans la zone cible.
Un autre objet de l'invention est de pouvoir proposer une technique permettant de réaliser une sonde configurable à la demande en fonction de la configuration des milieux de propagation des ondes ultrasonores. Tel que cela ressort plus précisément des Fig. 7A, 7B, cette technique prévoit de choisir une taille élémentaire pour l'ensemble des éléments transducteurs ultrasonores 3i. Ainsi dans l'exemple illustré à la Fig. 7A illustrant une surface d'émission plane, tous les éléments transducteurs ultrasonores 3i élémentaires présentent la même surface d'émission. Ces éléments transducteurs ultrasonores 3i élémentaires sont ensuite regroupés de manière à réaliser des éléments transducteurs ultrasonores 3 qui présentent des tailles de surfaces différentes (Fig. 7B). Ainsi, cette technique permet de créer à la demande, des éléments transducteurs ultrasonores 3 possédant des surfaces différentes d'émission. Il est à noter que dans le cas d'une surface d'émission concave, les éléments transducteurs ultrasonores 3i peuvent présenter des tailles élémentaires différentes, avec une largeur identique pour tous les éléments transducteurs ultrasonores 3i.
L'invention n'est pas limitée aux exemples décrits et représentés car diverses modifications peuvent y être apportées sans sortir de son cadre.

Claims

REVENDICATIONS
1 - Procédé de génération d'ondes ultrasonores focalisées sur une zone de focalisation (5) pour assurer des lésions biologiques, comprenant l'activation d'une pluralité d'éléments transducteurs ultrasonores (3) répartis sur une surface d'émission (4) pour émettre respectivement une pluralité d'ondes ultrasonores focalisées dans la zone de focalisation (5), en traversant des milieux de propagation (Ej) à atténuations acoustiques différentes, caractérisé en ce qu'on :
- choisit une zone cible (7) dans laquelle est souhaitée une homogénéisation des apports d'énergie des ondes ultrasonores émises par les éléments transducteurs ultrasonores,
- détermine l'effet de focalisation ainsi que les atténuations acoustiques des ondes ultrasonores sur leur trajet entre la zone cible (7) et les éléments transducteurs ultrasonores (3),
- compense l'effet de focalisation et les atténuations acoustiques des ondes ultrasonores, avec des éléments transducteurs ultrasonores (3) dont au moins certains d'entre eux présentent des surfaces d'émissions non identiques afin que dans la zone cible (7), l'apport d'énergie des ondes ultrasonores émises par les différents éléments transducteurs ultrasonores (3) soit sensiblement identique.
2 - Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il consiste à compenser l'effet de focalisation et les atténuations acoustiques en affectant à chacun des éléments transducteurs ultrasonores (3) un facteur de pondération surfacique (Fs) dépendant de l'atténuation acoustique et de l'effet de focalisation subies par les ondes ultrasonores.
3 - Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce qu'il consiste à déterminer les facteurs de pondération acoustiques (Fs), en prenant en compte la distance entre les éléments transducteurs ultrasonores (3) et la zone de séparation (6) des milieux de propagation (Ei).
4 - Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce qu'il consiste à prendre en compte la distance entre les éléments transducteurs ultrasonores et la zone de séparation (6) des milieux de propagation, en calculant cette distance en fonction de la configuration du milieu de propagation (Ei) par rapport auxdits éléments transducteurs ultrasonores.
5 - Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce qu'il consiste à prendre en compte la distance entre les éléments transducteurs ultrasonores et la zone de séparation (6) des milieux de propagation, en mesurant les échos réfléchis à la suite de l'envoi d'un signal d'étalonnage par les éléments transducteurs ultrasonores (3).
6 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 5, caractérisé en ce qu'il consiste à regrouper des éléments transducteurs ultrasonores (3i) de tailles élémentaires de manière à constituer des éléments transducteurs ultrasonores (3) de surfaces d'émissions différentes configurables en fonction des atténuations acoustiques rencontrées.
7 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 6, caractérisé en ce qu'il consiste pour une pluralité d'éléments transducteurs ultrasonores (3) répartis sur une surface d'émission concave de rayon de courbure Rc, à calculer l'aire Sn de chaque élément transducteur ultrasonore n telle que :
S(n) = [Stotaie (l/(Fp(n).Z))]
- avec Stotaie : la somme des surfaces des éléments transducteurs ultrasonores,
- Fp (n) = Max E(t) / Max E(n),
avec Max E(t), la valeur maximale de la contribution énergétique de l'élément transducteur t situé à la périphérie de la surface d'émission (4) et Max E(n), la valeur maximale de la contribution énergétique de l'élément transducteur n dans la zone cible (7).
Z : somme des 1/Fp pour tous les éléments transducteurs.
8 - Appareil de thérapie générant des ondes ultrasonores focalisées sur une zone de focalisation (5), comportant une sonde ultrasonore (1) formée par une pluralité d'éléments transducteurs ultrasonores (3) répartis sur une surface d'émission (4) pour émettre une pluralité d'ondes ultrasonores focalisées dans la zone de focalisation (5), en traversant des milieux de propagation (Ej) à atténuations acoustiques différentes (Ai), les éléments transducteurs ultrasonores (3) étant excités par des signaux de commande provenant d'un circuit de commande, caractérisé en ce qu'au moins certains des éléments transducteurs ultrasonores (3) présentent des surfaces d'émission non identiques pour émettre des ondes ultrasonores focalisées qui, dans une zone cible (7), possèdent des apports d'énergie sensiblement identiques.
9 - Appareil selon la revendication 8, caractérisé en ce qu'au moins certains des éléments transducteurs ultrasonores (3) sont pilotés par des signaux d'excitation de valeurs sensiblement identiques.
10 - Appareil selon la revendication 8, caractérisé en ce que les éléments transducteurs ultrasonores (3) sont répartis selon une surface d'émission concave (4) tronquée ou non et en particulier selon une surface d'émission concave de forme torique tronquée.
11 - Appareil selon la revendication 8, caractérisé en ce que les éléments transducteurs ultrasonores (3) sont répartis selon des anneaux ou des segments d'anneaux concentriques les uns aux autres selon l'axe de focalisation en présentant des surfaces d'émission de valeurs différentes.
12 - Appareil selon la revendication 8, caractérisé en ce que les éléments transducteurs ultrasonores (3) sont répartis sur une surface plane.
13 - Appareil selon la revendication 8, caractérisé en ce que les éléments transducteurs ultrasonores (3) sont répartis selon une surface d'émission concave issue d'une géométrie cylindrique engendrée par la translation de deux segments de courbe concave de longueur finie, symétriques par rapport à un plan de symétrie, cette translation étant réalisée selon une longueur limitée et selon une direction perpendiculaire au plan contenant lesdits segments de courbe concave.
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