FR2785170A1 - Procede et dispositif pour generer des donnees destinees au diagnostic du degre de lesion du tissu epidermique d'un patient - Google Patents

Abstract

Le dispositif comporte un enregistreur vidéo de la surface du tissu dans des canaux spectraux au moyen d'une lame séparatrice, de filtres spectraux appropriés (351-354) et de capteurs d'image (361-364), avec une unité d'évaluation et une unité d'affichage des zones endommagées. Un objectif (31) capte la lumière blanche réfléchie spectralement par le tissu et l'achemine vers la lame séparatrice qui est un multiplexeur de longueurs d'onde composé de plusieurs prismes (331-334) en série permettant une distribution de la lumière réfléchie spectralement par la surface de la peau en au moins quatre images, la surface des prismes opposée à l'objectif présentant une couche de filtre à arêtes à sélection spectrale (351-354). L'unité d'évaluation contient des moyens pour effectuer une analyse des données dans un espace de paramètres issus des différentes valeurs de réflexion spectrale des capteurs d'image.

Description

Procédé et dispositif pour générer des données destinées au diagnostic du degré de lésion du tissu épidermique d'un patient.

L'invention concerne un procédé et un dispositif pour générer des données destinées au diagnostic du degré de lésion du tissu épidermique d'un patient. Elle trouve notamment son application dans les diagnostics initiaux en médecine, le contrôle continu, la documentation et l'archivage des brûlures en usage clinique opératoire.

En diagnostic clinique, les altérations pathologiques de la peau, notamment les brûlures de la peau, sont diagnostiquées aujourd'hui encore comme il y a 200 ans d'après leur aspect visuel et avec l'oeil du médecin, c'est-à-dire de manière subjective et dépendante de l'expérience. Ce sont notamment les brûlures qui, de manière générale et suivant l'expérience du médecin, donnent lieu à des erreurs de diagnostic de 30 à 50 % en raison des influences du patient et de l'environnement. L'étendue réelle des dégâts n'est fréquemment constatée que quelques jours plus tard ou au moment de la première opération.

En recherchant un procédé objectif, des expériences ont été menées avec des ultrasons [Wyllie et al., Burns 17 (1991) 123-128], la thermographie [Cole et al., Burns 16 (1990) 60-63], des méthodes à base de couleurs, des isotopes, la RMN (Résonance Magnétique Nucléaire) [Nettelbad et al., Burns Vol. 22 (1996) N 2, 117-119] ainsi que des techniques au laser-doppler [Essex et al., J Biomed Eng Vol. 13 (1991) 189-193 ; Niazi et al., Burns 19 (1993 (485-489], mais sans toutefois pouvoir obtenir le succès clinique escompté, car ces méthodes sont pour la plupart invasives (contamination du patient), trop risquées pour les patients en soins intensifs, durent trop longtemps ou sont trop chères et la reproductibilité des résultats est souvent insuffisante. Mme les travaux menés jusqu'à présent sur les procédés optiques par réflexion spectrale se sont avérés infructueux et n'ont donc pas été mis en application dans la pratique. Les essais dans la plage des longueurs d'onde visibles (Afromowitz et al., 1988) ont échoué en application clinique, notamment en raison du fait que le taux d'erreurs liées aux différents types de peaux était trop élevé.

L'essai mené dans le brevet américain US 5 701 902 consistait en une stimulation par fluorescence (dans la plage UV ou spectrale visible) accompagnée d'une spectroscopie IR destinée à caractériser les brûlures.

Cette solution est toutefois invasive (administration intraveineuse du colorant fluorescent) et se limite à des mesures ponctuelles ( < 1 mm2). Il est impossible de procéder à un contrôle continu (reproductibilité des points de mesure) ou à des relevés sur une grande surface (une portion de 10 cm sur 10 nécessiterait environ 6 heures).

Il est connu du brevet américain US 4 693 255 d'effectuer des enregistrements vidéo en image sur une grande surface des brûlures de la peau, ceci en utilisant à des fins d'analyse la cinétique des modifications de l'aspect du tissu brûlé au moyen d'un colorant de marquage, de préférence un colorant fluorescent, introduit quelques instants auparavant. Ce procédé étant invasif et la dynamique du colorant se déroulant dans un créneau de 1 à 20 minutes, ce procédé ne convient déjà pas pour les diagnostics immédiats ni pour les contrôles continus.

Le brevet américain US 4 170 987 décrit un système et un procédé de diagnostic de la peau médical se composant d'un miroir orientable et de trois détecteurs sur lesquels sont représentés simultanément les mmes pixels de la peau du patient échantillonnés dans une trame de ligne. Les détecteurs noir et blanc sont ici disposés derrière différents filtres de couleur (par exemple vert, rouge, IR). Les valeurs de gris des détecteurs sont numérisées après un traitement préalable destiné à en augmenter le contraste ou a réaliser une adaptation dynamique de la plage, puis mémorisées. A partir des trois valeurs numériques mémorisées associées à chaque pixel, on calcule alors des rapports qui peuvent tre affichés sur un écran couleur sous la forme d'une image en couleurs fausses ou imprimés.

Outre le fait que la méthode d'échantillonnage par balayage présente tous les inconvénients d'une application mobile, il faut surtout déplorer la complexité des réglages optiques et l'affaiblissement de la lumière liée aux multiples divisions de l'intensité. Du fait que le temps nécessaire au réglage ne demeure maîtrisable que dans le cas d'une distribution du rayon dans un mme plan et que l'affaiblissement indésirable de la lumière est déjà très élevée en présence de deux miroirs distributeurs, le système présenté dans le brevet américain US 4 170 987 ne peut en fait enregistrer que des images d'intensité pour un maximum de trois longueurs d'onde différentes s'il faut obtenir un enregistrement avec pixels synchronisés ayant un rapport signal/bruit suffisamment élevé.

Un autre inconvénient d'ordre général de toutes les solutions connues pour le diagnostic du degré de lésion de la peau réside dans le fait que les valeurs mesurées dépendent du type de peau spécifique, de l'emplacement de la brûlure, du moment de la mesure après la brûlure, des conditions d'éclairage et d'un éventuel traitement préalable (pommades).

En conséquence, les valeurs absolues mesurées n'ont qu'une valeur limitée, à tel point que la majorité des examens décrits dans la littérature n'ont pas abouti à un modèle correspondant de norme ou d'interprétation. La conséquence est que les procédés de mesure deviennent de plus en plus compliqués en raison de l'augmentation du nombre de grandeurs mesurées supplémentaires dont une partie est étrangère à l'art, par exemple en raison des canaux de mesure supplémentaires et/ou des étapes invasives (colorants).

L'invention a pour objet de trouver une nouvelle possibilité d'apprécier le degré de lésion de la peau humaine en se basant sur des enregistrements vidéo d'analyse spectrale qui permettent une évaluation objective et reproductible des lésions de la peau indépendamment du type de peau et du moment où a eu lieu la lésion. Un objet spécial de l'invention est de réaliser un accessoire de diagnostic objectif qui permet de différencier avec certitude les degrés de brûlure 2a (2, en surface) à 2d (2, profond) et 3 de la peau saine ainsi que des scènes de l'image qui ne concernent pas le patient.

Conformément à l'invention, un procédé pour générer des données destinées au diagnostic du degré de lésion du tissu épidermique d'un patient qui consiste en un enregistrement vidéo simultané de la surface du tissu épidermique dans plusieurs canaux spectraux différents, à générer des données d'image dérivées issues des différentes images spectrales et à afficher ensuite les différentes zones endommagées du tissu épidermique est réalisé par le fait que le tissu épidermique est éclairé sur une grande surface avec une lumière de manière à ce que pratiquement seule la lumière réfléchie spectralement par la surface du tissu épidermique donne lieu à une enregistrement vidéo dans le canal spectral, que la lumière réfléchie spectralement est divisée en au moins quatre trajets optiques séparés, des plages de longueurs d'onde définies graduellement dans le spectre étant découplées pour les canaux spectraux par des filtres à artes successifs à sélection spectrale qui sont montés sur les surfaces optiques de prismes, que l'analyse spectrale graduelle d'un filtrage à bande étroite du spectre est effectuée dans chaque canal du spectre avant la conversion optoélectronique de l'image, ce filtrage passe-bande tenant compte des modifications caractéristiques du pouvoir de réflexion spectrale des différentes couches de la peau lors de leur lésion, qu'une analyse des grappes ou clusters est effectuée dans un espace de paramètres des indices de réflexion spectrale, les centres et les rayons des clusters étant déterminés et mémorisés par apprentissage des indices de réflexion spectrale à partir de modèles de tissu épidermique présentant un degré de lésion connu et les indices de réflexion spectrale des tissus épidermiques inconnus étant affectés à ces clusters appris de degrés de lésion de la peau, et qu'au moins une représentation des surfaces de différents degrés de lésion de la peau dans la zone de la surface enregistrée de la peau soit affichée en fonction de l'affectation des clusters.

Il s'avère avantageux d'utiliser des filtres à artes sélectifs à réflexion spectrale pour l'analyse spectrale de la lumière réfléchie spectralement dans la plage de longueurs d'onde, ceci afin de découpler graduellement dans 1'espace les proportions spectrales. Ce sont de préférence des filtres passe-bas réfléchissants successifs ayant des longueurs d'onde graduellement croissantes de l'arte passe-bas qui sont employés ici. De mme, les filtres à artes successifs employés pourraient également tre des filtres passe-haut ayant des longueurs d'onde graduellement décroissantes de l'arte passe-haut.

Pour diminuer l'influence des différents types de peau, des différences d'éclairage et d'autres facteurs variables lors de 1'enregistrement de l'image, il s'avère avantageux de calculer, avant l'analyse des clusters pour chacun des pixels associés et à partir des images spectrales enregistrées en mme temps, des rapports destinés à générer des indices de réflexion spectrale dérivés d'après l'équation

où ri correspond aux indices de réflexion spectrale numérisés des n indices de réflexion spectrale différents enregistrés sur une bande étroite dans le spectre pour un pixel unique de la surface représentée de la peau.

Pour de nombreuses applications, il s'avère suffisant de choisir un nombre n des indices de réflexion spectrale enregistrés sur une bande étroite dans le spectre de quatre et d'utiliser à cet effet les parties de la bande spectrale bleue, verte, rouge et proche infrarouge (NIR).

La classification des degrés de brûlure de la peau est réalisée de préférence en utilisant les longueurs d'onde centrales du filtrage à bande étroite de 450 nm, 550 nm, 650 nm et 800 nm, les demi-largeurs du filtrage à large bande étant choisies entre 5 et 20 nanomètres.

Une représentation en couleurs fausses de la surface comportant les différentes lésions de la peau s'avère judicieuse pour obtenir une représentation claire des différents degrés de lésion de la peau.

En plus de la représentation des différents degrés de lésion de la peau, il est également possible de composer une image en couleurs réelles à partir des canaux spectraux étroits rouge, vert et bleu enregistrés, avec une possibilité de sélectionner l'une ou l'autre représentation.

Dans le cas d'un dispositif pour générer des données destinées au diagnostic du degré de lésion du tissu épidermique d'un patient, l'objet indiqué ci-dessus est réalisé avec une unité d'enregistrement vidéo destinée à enregistrer simultanément la surface du tissu épidermique dans plusieurs canaux spectraux différents au moyen d'une lame séparatrice, de filtres spectraux appropriés et de capteurs d'image, avec une unité d'évaluation qui contient des moyens pour générer les données d'image dérivées des différentes images spectrales et avec une unité de sortie destinée à afficher les différentes zones endommagées du tissu épidermique, par le fait qu'un objectif permettant l'acquisition à grande surface de la lumière blanche réfléchie spectralement par le tissu épidermique est prévu dans l'unité d'enregistrement vidéo afin d'acheminer la lumière captée vers la lame séparatrice, que la lame séparatrice est un multiplexeur de longueurs d'onde composé de plusieurs prismes montés en série qui permet une distribution de la lumière réfléchie spectralement par la surface de la peau en au moins quatre images différentes, la surface des prismes opposée à l'objectif présentant chacune une couche de filtre à artes à sélection spectrale pour le découplage spatial d'un faisceau de lumière ayant une longueur d'onde limitée et chacun de ces faisceaux lumineux découplés de manière sélective étant filtré par un filtre à bande étroite avant d'atteindre le capteur d'image associé, et que l'unité d'évaluation contient des moyens pour effectuer une analyse des données dans un espace de paramètres issus des différentes valeurs spectrales de réflexion spectrale des capteurs d'image, l'analyse des données comprenant une comparaison des données courantes avec les données déjà mémorisées dans le mme espace de paramètres provenant des degrés de lésion connus et appris de la peau et l'affectation des données actuelles aux degrés de lésion connus de la peau.

Chaque couche de filtre à artes est avantageusement un filtre à réflexion spectrale ayant des artes vives et agissant comme un passe-bas, l'arte du filtre passe-bas étant graduellement décalée d'un prisme à l'autre vers les longueurs d'onde plus grandes. D'un autre côté, il est également possible que chaque couche de filtre à artes soit un filtre à réflexion
spectrale ayant des artes vives et agissant comme un passe-haut et que
l'arte du filtre passe-haut soit graduellement décalée d'un prisme à l'autre vers les longueurs d'onde plus petites. Ce type de disposition des filtres à
artes graduelles permet d'obtenir une grande sélectivité lors de la division du faisceau, une transmission optique élevée et une bonne qualité de restitution d'image pour tous les canaux du spectre.

Pour le réglage de la division du faisceau et pour l'enregistrement de l'image, il s'avère judicieux de disposer tous les filtres à artes perpendiculairement à un plan commun, lequel est le plan homogène de la division du faisceau dans l'espace.

L'unité d'évaluation contient des moyens avantageux pour calculer le rapport de chacun des pixels des différentes images spectrales enregistrées simultanément pour générer des indices de réflexion spectrale dérivé d'après l'équation

où ri correspond aux indices de réflexion spectrale numérisés des n indices de réflexion spectrale différents mesurés sur une bande étroite dans le spectre pour chaque pixel unique de la surface représentée de la peau.

De plus, pour la classification des lésions de la peau, notamment des brûlures de la peau, l'unité d'évaluation contient des moyens avantageux pour effectuer une analyse des clusters dans 1'espace de paramètres des différents indices de réflexion spectrale du spectre, les centres et les rayons des clusters étant déterminés et mémorisés par apprentissage des indices de réflexion spectrale à partir de modèles de tissu épidermique présentant un degré de lésion connu et les indices de réflexion spectrale des tissus épidermiques inconnus pouvant tre affectés à ces clusters appris de degrés de lésion de la peau et peuvent ainsi tre classifiés en fonction de leur lésion, et l'unité d'évaluation prévoit au moins des moyens pour représenter des surfaces de différents degrés de lésion de la peau dans la zone de la surface actuellement enregistrée de la peau en fonction de l'affectation des clusters et de la classification.

Pour classifier les degrés de brûlure de la peau, on utilise avantageusement exactement quatre indices de réflexion spectrale différents enregistrés sur une bande spectrale étroite des plages spectrales bleue, verte, rouge et proche infrarouge (NIR). Il s'est ici avéré que la longueur d'onde centrale avantageuse pour le filtrage à bande étroite est de 450 nm, 550 nm, 650 nm et 800 nm, demi-largeurs des filtres passe-bande étant choisies entre 5 et 20 nanomètres.

Le multiplexeur de longueurs d'onde du dispositif conforme à l'invention se compose dans ce cas de préférence de trois prismes en coin pour le couplage latéral du premier au troisième capteur d'image et d'un prisme à quatre côtés qui vient se raccorder à ces prismes pour le couplage rectiligne du quatrième capteur d'image, la couche de filtre à artes réfléchissante étant à chaque fois disposée à l'arrière des prismes en coin par rapport à la lumière en provenance de l'objectif et au moins une couche d'air se trouvant à l'avant pour la réflexion spectrale interne de la lumière découplée par chacun des filtres à artes du prisme en direction du côté le plus court du prisme, sur lequel est monté le capteur d'image sur un plan orthogonal par rapport à la direction de la réflexion spectrale interne, et tous les prismes sont dimensionnés de telle manière que les longueurs d'onde optiques à l'intérieur de chacun des prismes soient identiques jusqu'au capteur d'image.

Pour illustrer la surface de la peau par le biais du multiplexeur de longueurs d'onde sur les capteurs d'image recevant des éclairages spectraux différents, l'objectif présente judicieusement une section courte du côté de l'objet et une section grande du côté de l'image. L'unité d'enregistrement vidéo avec l'objectif, le multiplexeur de longueurs d'onde, les couches de filtre à artes, les filtres passe-bande, les capteurs d'image et une mémoire d'image, est de préférence logée dans une caméra vidéo compacte et un transfert des données vers un ordinateur personnel est uniquement prévu pour l'analyse des clusters et la classification de la lésion de la peau.

Pour réduire les influences négatives de l'éclairage, une puissante source de lumière blanche est combinée à la caméra vidéo, l'éclairage devant tre dirigé de telle manière que la lumière qui se réfléchit directement sur la surface de la peau ne puisse pas atteindre l'objectif de la caméra.

L'idée fondamentale de l'invention, notamment pour le diagnostic des brûlures de la peau, consiste en un procédé de détection multispectral simple et méthodique à l'aide d'une caméra vidéo à technologie CCD, mobile, facile à manipuler et commandée par menus, avec éclairage actif du tissu épidermique avec de la lumière blanche et l'utilisation d'un procédé d'évaluation adaptatif des clusters en s'inspirant d'une base de données de patients évolutive et médicalement vérifiée pour l'évaluation automatisée des données avec production d'une image en couleurs réelles de forte luminosité et d'une image à couleurs fausses qui affecte une couleur donnée aux zones présentant le mme degré de brûlure.

De nombreuses analyses préalables ont permis de constater qu'une détermination sure des degrés de brûlure 2a (superficielle), 2b (dermique profonde) et 3 (pleine épaisseur) est possible avec plus de trois longueurs d'onde. L'invention se base ici en outre sur le fait que les données spectroscopiques d'une peau saine et brûlée (de manière homogène) forment des structures en cluster dans 1'espace de couleurs mentionné cidessus, ce qui permet, avec une base de données cliniquement précertifiée qui décrit la multiplicité des types de peaux ainsi que les caractéristiques spectroscopiques de réflexion spectrale de leurs degrés de brûlure et qui contient également les données du patient et du traitement (clinique) et rend possible, en utilisant un algorithme de cluster flou (par exemple l'algorithme modifié"fuzzy c-means"de Bezdek, 1981), de réaliser une affectation précise des valeurs mesurées aux profondeurs de brûlure ayant une signification clinique (sans mesures de référence supplémentaires).

Ceci veut dire que l'on procède à une recherche ciblée des données de mesure réelle d'après les calculs des clusters dans 1'espace de couleurs formé à partir des indices de réflexion spectrale, et ces clusters de mesure sont ensuite associés aux clusters déjà appris des degrés de lésion connus en déterminant la différence la plus faible. Il est ainsi possible d'associer chaque pixel de la peau à au moins trois (par calculs de rapport) intensités de réflexion spectrale dérivées d'un cluster de mesure. Après le filtrage et la préclassification des données de mesure qui peuvent tre affectées à l'environnement et à la peau non brûlée (ou les surfaces trop sombres ou excessivement éclairées), l'algorithme détermine alors les incertitudes ("zones floues"), la forme topographique caractéristique du cluster ("reconnaissance de forme") et adapte les coordonnées de 1'espace de couleurs"mesuré"à celles de la base de données. Outre les données spectroscopiques, l'algorithme tient également compte des données du patient comme, par exemple, la nature de la brûlure, le processus de brûlure, le temps après la brûlure et la nature du traitement préalable.

Avec l'arrangement conforme à l'invention, il est possible de réaliser une évaluation du degré de lésion de la peau humaine en se basant sur des enregistrements vidéo par analyse spectrale qui permettent une appréciation objective et reproductible de la lésion de la peau indépendamment du type de peau et du moment d'apparition de la lésion. Plus précisément, le dispositif conforme à l'invention représente un auxiliaire de diagnostic objectif qui fait la différence avec certitude entre les degrés de brûlure 2a (2, superficiel) à 2b (2, profond) et 3 et une peau saine.

L'invention sera décrite plus en détail dans ce qui suit au moyen d'un exemple de réalisation. Les dessins illustrent :
Figure 1 un schéma des principaux éléments fonctionnels du procédé conforme à l'invention ;
Figure 2 l'unité d'enregistrement vidéo conforme à l'invention avec un multiplexeur de longueurs d'onde pour 4 longueurs d'onde ;
Figure 3 le concept de distribution des couleurs de 1'enregistrement vidé à 4 canaux conforme à l'invention ;
Figure 4 le principe conforme à l'invention d'analyse des données d'image, utilisé sur les degrés de brûlure de la peau ;
Figure 5 une représentation des indices de réflexion spectrale de la peau en fonction du degré de brûlure de la peau pour les canaux spectraux choisis conformément à l'invention ;
Figure 6 le fonctionnement conforme à l'invention du logiciel pour la classification adaptative des données d'image multispectrales.

Le procédé conforme à l'invention se compose pour l'essentiel des étapes suivantes :
-éclairage sur une grande surface du tissu épidermique avec de la lumière blanche de manière à ce que pratiquement seule de la lumière réfléchie spectralement par la surface du tissu épidermique ne parvienne dans les canaux spectraux en vue de 1'enregistrement vidéo,
-distribution de la lumière réfléchie spectralement par la surface de la peau en au moins quatre trajets optiques distincts, des plages de longueurs d'onde définies graduellement dans le spectre étant découplées pour les canaux spectraux par des filtres à artes successifs à sélection spectrale,
-filtrage spectral à bande étroite dans chaque trajet optique créé après l'analyse spectrale graduelle avant la conversion optoélectronique de l'image, ce filtrage passe-bande contribuant aux modifications caractéristiques du pouvoir de réflexion spectrale de la peau lors des lésions de la peau,
-analyse des clusters dans un espace de paramètres des indices de réflexion spectrale, les centres et les rayons des clusters étant déterminés et mémorisés par apprentissage avec des indices de réflexion spectrale à partir de modèles de tissu épidermique présentant un degré de lésion connu suivie par une affectation des indices de réflexion spectrale des tissus épidermiques inconnus à ces clusters appris de degrés de lésion de la peau, et
-représentation des surfaces de différents degrés de lésion de la peau dans la zone de la surface enregistrée de la peau en fonction de l'affectation des clusters.

Ce concept fondamental est représenté schématiquement dans la figure 1. Une source de lumière 1, de préférence une lampe halogène, éclaire le tissu épidermique à analyser, par exemple de la peau brûlée, de manière intense et avec de la lumière blanche. La lumière réfléchie par la surface de la peau (la lumière réfléchie directement est atténuée par la géométrie de l'éclairage pour l'enregistrement vidéo) est enregistrée par une caméra multispectrale, qui fera l'objet d'une description plus détaillée ci-après, en au moins quatre canaux spectraux, comme illustré dans la
Partie 1 (acquisition d'image) de la Figure 1. Les images spectrales 4 enregistrées sont transmises conformément à la Figure 1, Partie 2 (transfert d'image) vers une unité d'évaluation 5, de préférence un ordinateur personnel (PC), un portable ou tout autre ordinateur, et ceci sans que les images spectrales enregistrées n'aient été préalablement traitées, c'est-à- dire comprimées ou conditionnées d'une autre manière.

Conformément à la Partie 3 de la Figure 1 (analyse d'image et classification), les images spectrales 4-comme décrit plus en détail ciaprès-sont analysées pixel par pixel avec un logiciel approprié, une classification de la lésion de la peau de la surface de peau actuellement enregistrée étant effectuée par des calculs de rapport donnés et une comparaison avec les indices de réflexion spectrale de modèles de tissu épidermique ayant des degrés de lésion connus. Un affichage des zones de lésion est ensuite possible de différentes manières dans une unité d'affichage 6. Une représentation aux couleurs réelles (image true color), d'un côté, est notamment appropriée pour visualiser la brûlure en vue d'une expertise sans visibilité directe du blessé. D'un autre côté, la représentation aux couleurs fausses est notamment à favoriser pour pouvoir effectuer une séparation nette par zone des différents degrés de brûlure. Les deux formes de représentation peuvent, au choix, tre imprimées sur papier ou affichées sur un moniteur et sélectionnées suivant le besoin.

L'invention sera décrite dans ce qui suit sans se limiter aux généralités et, du fait de la facilité de représentation et de la globalité technique, au moyen d'une structure à quatre canaux qui s'est notamment avérée intéressante pour la classification des degrés de brûlure de la peau.

Dans le cas de 4 longueurs d'onde exactement, la sélection des longueurs d'onde est effectuée au moyen d'un simple modèle visuel de la peau (Anselmo et al., 1977, Afromowitz et al. 1987,1988).

Comme illustré dans la figure 2, la lumière réfléchie spectralement par le corps humain (et par la brûlure) est collectée par un objectif 31 spécial, ayant une section longue côté image et un réglage motorisé de la distance focale côté objet, puis acheminée par le biais d'un filtre bloqueur 32, qui bloque la lumière infrarouge (IR) à grande longueur d'onde, vers un multiplexeur de longueurs d'onde 33 sous la forme d'un bloc compact de prismes. Le multiplexeur de longueurs d'onde 33 se compose généralement d'une pluralité de prismes solidement collés entre eux de telle manière que les différents régimes de longueur d'onde soient séparés en trajets de rayons séparés à l'intérieur d'un mme plan sans pertes importantes et filtrés avec un filtre passe-bande approprié (qui peut également tre à commande électrique pour d'autres applications) en fonction de la longueur d'onde centrale choisie et de la demi-largeur associée seulement immédiatement avant de rencontrer les capteurs à matrice CCD correspondants. Ceci permet de garantir simultanément une grande sélectivité, une transmission optique élevée et la conservation d'une bonne qualité de transmission d'image. Une disposition planaire (une disposition extraplanaire est nécessaire si le nombre de longueurs d'onde est supérieur à 4) et l'utilisation d'une technologie de collage moderne permettent d'obtenir un réglage extrmement précis et durable des modules CCD les uns par rapport aux autres et garantir ainsi la synchronisation au pixels près entre les différents pixels des capteurs CCD.

Dans un cas concret tel qu'il est illustré dans la figure 2, le multiplexeur de longueurs d'onde 33 se compose de trois prismes trilatéraux 331 à 333 et d'un filtre de raccordement (quadrilatéral) 334. La surface opposée à l'objectif 31 (et de ce fait à l'entrée de la lumière) des prismes trilatéraux 331 à 333 comporte des couches séparatrices de couleur 341 à 343, lesquelles sont des couches de filtre de réflexion spectrale et qui en réflexion spectrale présentent une caractéristique de filtre passe-haut de manière à ce que la lumière à haute fréquence est pratiquement entièrement réfléchie jusqu'à l'arete de filtre prédéfinie et la lumière à basse fréquence en-dessous de l'arte peut passer à travers pratiquement sans atténuation.

Du fait des inclinaisons différentes des surfaces porteuses des prismes 331 à 333 qui comportent les couches séparatrices de couleur 341 à 343, les proportions spectrales réfléchies de la lumière blanche qui pénètre à travers l'objectif 31 sont découplées du trajet optique produit (illustré en pointillés). Pour augmenter l'écart nécessaire à la détection, la face des prismes 331 à 333 qui se trouve à l'avant dans le trajet lumineux est utilisée comme surface réfléchissante intérieure. Une variation importante de l'indice de réfraction est nécessaire à cet effet sur cette surface, lequel est réalisé par un joint d'air entre les prismes 331 et 332 et entre les prismes 332 et 333 ainsi que la face avant libre du prisme 331. Les deux joints d'air sont de préférence configurés à demeure par collage par l'intermédiaire d'un masque perforé qui laisse le trajet optique libre. Les formes et tailles spéciales, en partie originales, des prismes 331 à 334 sont ainsi prédéfinies dans des limites étroites qui s'avèrent très utiles dans la technique d'enregistrement multispectrale pour p savoir le prisme de raccordement 334, le prisme spectral 354 et le bloc capteur CCD 364.

Les CCD des blocs capteurs CCD 361 à 364 présentent un standard vidéo minimum qui découle du nombre de leurs pixels. La taille et le nombre des pixels sont définis par la résolution spatiale de la brûlure de < 1 à environ 3 mm et la distance de mesure qui est généralement comprise entre 30 cm (enregistrement de près) et 200 cm (enregistrement du corps complet).

Concernant les couches séparatrices de couleurs 341 à 343, la séparation souhaitée de la lumière par sélection des couleurs par le biais d'un filtrage passe-haut graduellement différentiel est représentée concrètement dans la figure 3. Le filtre à artes utilisé se caractérise par des artes acérées et un découplage réflectif presque total de la plage des longueurs d'onde à large bande. La figure 3 représente en outre également la sélection large bande des filtres spectraux à bande étroite 351 à 354 sur toute la longueur d'onde. En se basant sur des valeurs précises déterminées par calcul et de manière expérimentale, le dispositif conforme à l'invention fonctionne à des longueurs d'onde de (450 A Ai) nm (bleu), (550 A2) nm (vert), (650 i A3) nm (rouge) et (800 A4) nm (NIR), les demi-largeurs An étant généralement comprises entre 5 à 15 nm et ayant été optimisées en choisissant la plage spectrale du bleu nettement plus large (20 nm) en vue d'obtenir un algorithme d'évaluation stable et pour faciliter la réalisation technique. Les bandes passantes sont un compromis entre la sensibilité de la caméra (une bande passante la plus large possible) et la courbe d'absorption spécifique de la peau (une bande passante la plus étroite possible). Bien que le bleu ne contient pas de fortes modifications spectrales du pouvoir réfléchissant de la peau brûlée, il se caractérise cependant par une intensité décroissante des sources lumineuses traditionnellement disponibles (projecteur halogène), ce qui lui permet d'tre comparé avec une bande passante de filtre passe-bande supérieure à celle des autres filtres passe-bande. À part ça, le choix de la longueur d'onde centrale du filtre passe-bande est définie en fonction des courbes d'absorption et de diffusion des principales composantes significatives, notamment de l'hémoglobine :
450 nm : proportion relativement importante de la couche supérieure
550 nm : forte dépendance de la proportion volumique de sang de la deuxième couche (absorption de l'hémoglobine)
650 nm : forte différence relative entre l'absorption de HbO2 et de Hb
800 nm : point isobestique de Hb02 et Hb, diffusion pratiquement inexistante, mais l'expérience montre qu'il existe un fort effet pour les zones de brûlure au troisième degré.

En étendant le modèle de peau utilisé jusqu'à présent et en intégrant d'autres composants de la peau optiquement actifs et significatifs de la brûlure, l'utilisation d'autres longueurs d'onde peut s'avérer judicieuse. Il est vrai que celles-ci donnent lieu à une augmentation des dimensions de 1'espace de paramètres (espace de couleurs) 52, mais les algorithmes d'analyse et de classification qui suivent ne s'en trouvent pas modifiés (mathématiquement).

Pour détecter les valeurs réfléchies spectralement par une brûlure à l'aide de 4 (ou plus) capteurs matriciels CCD (ou autres capteurs d'image comme, par exemple, des capteurs matriciels CMOS Active Pixel), le tissu épidermique endommagé (ainsi que la peau saine qui l'entoure) est illuminé avec la source de lumière blanche 1 (séparément ou avec l'unité d'enregistrement d'image (qui sera appelée par la suite"caméra"en raison de sa similitude fonctionnelle fondamentale avec une caméra vidéo), de manière continue ou par impulsions (économie de l'énergie de l'accumulateur). On dispose ainsi d'un éclairage intense dans les intervalles de longueur d'onde mentionnés ci-dessus, les sources de lumière environnantes sont"hyperlumineuses"et ne peuvent ainsi pas fausser les résultats de la mesure. Grâce à la forte diffusion de la lumière dans le tissu (brûlé), l'intensité de la réflexion spectrale est indépendante de l'angle d'éclairage. Le fait d'éviter les réflexions spectrales directes (éclairage de la brûlure sous un angle par rapport à la normale de la surface) permet de garantir que les intensités de réflexion spectrale sont nettement supérieures aux intensités de réflexion. De son côté, la caméra est automatiquement "calibrée sur les couleurs"de l'éclairage utilisé par une balance des noirs interne et une balance des blancs externe (standard). Un éclairage sur une grande surface (réglable) combiné à un angle de vision légèrement plus petit mais comparable de l'objectif de la caméra permet également, en plus des enregistrements locaux, de réaliser des enregistrements de grandes surfaces et mme du corps tout entier.

Une version mobile de la caméra fonctionne avec une batterie rechargeable qui peut tre remplacée à tout moment et qui fournit une autonomie minimale de 20 minutes à plein régime et avec l'éclairage maximum (100 W), ce qui d'après l'expérience semble plus que suffisant pour les enregistrements. L'électronique de la caméra est conque de telle manière que l'on réalise un mode vidéo qui visualise l'image couleur dans le viseur de la caméra, tout comme avec une caméra vidéo professionnelle.

En mme temps (suivant le besoin), un menu destiné à commander et à contrôler la caméra est affiché dans le viseur. Du fait que la caméra se contrôle elle-mme, l'éclairage est coupé après un certain temps (pour économiser la batterie) lors d'une pause d'enregistrement ou alors l'état de charge de la batterie est affiché dans le viseur et par une LED sur la caméra.

Lorsque le médecin identifie dans le viseur la scène qu'il juge optimale pour 1'enregistrement, il fige celle-ci (fonction"Freeze") dans le viseur en appuyant sur une touche et l'observateur décide ensuite si l'image est exploitable, c'est-à-dire qu'elle peut tre mémorisée (fonction"Safe") ou si 1'enregistrement doit tre refusé, c'est-à-dire rétablir le mode vidéo (relâcher le poussoir). La caméra mobile étant équipée d'une puce PC et d'une mémoire Flash, il est possible de mémoriser au choix environ 10 (images en noir et blanc de 4 x 1,5 Mbit) et plus d'enregistrements dans la caméra. Les enregistrements déjà réalisés ne sont jamais perdus.

Après la fin d'une session d'enregistrement ou lorsque la mémoire est pleine (ce qui est affiché automatiquement dans le viseur), les données de la caméra mobile sont transférées vers le disque dur du PC (portable), lequel peut se trouver ailleurs que sur le site (deuxième étape dans la figure 1) Ce transfert a lieu par un échange en série des données et n'est autorisé que si le numéro d'identification du patient a préalablement été saisi.

L'enregistrement d'une brûlure se compose (au minimum) de 4 images en noir et blanc, un canal spectral étroit X A étant attribué à chaque image. Quatre intensités de réflexion spectrale Ixyl à lxy4 sont ainsi associées à chaque"pixel de la peau" (quelques mm2) par le biais des pixels des capteurs CCD au travers de la configuration optique et de la distribution des longueurs d'onde, lesquelles donnent trois variables indépendantes calibrées sur l'intensité d'émission totale et ouvrent ainsi un espace de couleurs 52 à 3 dimensions.

Le problème réside à présent dans l'affectation de ces valeurs mesurées à la peau"normale"et aux degrés de brûlure, car il n'existe pas de peau normale, les modèles (de couche) de peau sont fortement simplifiés par rapport aux tissus biologiques réels et les données de mesure spectroscopiques in-vivo relatives aux différentes profondeurs de brûlure avec différents types de peau (personnelles !) aux différentes régions du corps et aux différentes méthodes de traitement préalable sont manquantes.

En conséquence, les axes de coordonnées de 1'espace de couleur tridimensionnel ne peuvent pas tre considérés comme absolus.

L'invention s'inspire du fait que les données spectroscopiques d'une peau saine et brûlée (de manière homogène) forment des structures en cluster dans 1'espace de couleurs 52 mentionné ci-dessus, ce qui permet, avec une base de données cliniquement certifiée qui décrit la multiplicité des types de peaux ainsi que les caractéristiques spectroscopiques de réflexion spectrale de leurs degrés de brûlure et qui contient également les données du patient et du traitement (clinique) et rend possible, en utilisant un algorithme de cluster flou (par exemple l'algorithme modifié"fuzzy cmeans"de Bezdek, 1981), de réaliser une affectation précise des valeurs mesurées aux profondeurs de brûlure ayant une signification clinique (sans mesures de référence supplémentaires). Il devient ainsi possible d'associer chaque pixel de la peau à ses (au moins) trois intensités de réflexion spectrale dérivées rXyl à rxy3 d'un cluster de mesure. Les intensités de réflexion spectrale sont obtenues comme illustré dans la figure 5 et conformément à l'équation

où ri correspond aux indices de réflexion spectrale numérisés des n indices de réflexion spectrale différents enregistrés sur une bande étroite dans le spectre pour un pixel unique de la surface représentée de la peau.

Comme représenté schématiquement dans la figure 4, Les intensités de réflexion spectrale de la peau brûlée captées pixel par pixel par la caméra sont identifiés après avoir été regroupées en clusters par rapports d'intensité donnés dans 1'espace de couleurs 52. Après filtrage et classification préalable des données de mesure qui peuvent tre affectées à l'environnement et à la peau non brûlée (zones trop sombres ou trop éclairées par exemple), un algorithme logiciel détermine alors les incertitudes ("zones floues"), la forme topographique caractéristique du cluster ("reconnaissance de forme") et adapte les coordonnées de 1'espace de couleurs"mesuré"à celles de la base de données. Ceci correspond à un processus en deux étapes qui, au cours de la première étape, détermine les différents états actuellement en présence dans 1'espace de paramètres 52 (clusters), affecte les pixels à ces clusters et, au cours de la deuxième étape, classifie des clusters d'état 53 par le biais d'une comparaison avec un modèle, ce qui permet aussi rétroactivement de classifier les pixels. La figure 5 illustre les dépendances quantitatives pour le calcul des clusters, dans la partie supérieure pour le modèle et dans la partie inférieure les relations d'intensité par rapport aux degrés de brûlure de la peau humaine déterminées de manière empirique par un calcul de rapport approprié.

Le principe de fonctionnement de l'algorithme d'évaluation est illustré en globalité dans la figure. Il commence par 1'enregistrement des données de mesure dans quatre canaux spectraux, se poursuit par la transformation des indices de réflexion spectrale en un espace de (n-1) paramètres (par calcul de rapport, ici pour quatre longueurs d'onde 3 rapports) ainsi que par un calcul des clusters et une affectation des clusters jusqu'à la classification des clusters en degrés de brûlure de la peau par comparaison avec des modèles déjà classifiés dans une base de données de modèles.

Outre les données spectroscopiques, l'algorithme tient également compte des données du patient comme, par exemple, la nature de la brûlure, le processus de brûlure, le temps après la brûlure et la nature du traitement préalable.

Au cours du processus d'apprentissage du procédé, une répartition représentative des degrés de brûlure est formée dans 1'espace de couleurs comme base pour la classification des clusters et l'algorithme d'affectation (mise à l'échelle des axes) est configuré. La phase d'apprentissage sert également à la protection statistique de la classification en comparant l'évaluation avec les résultats des analyses histo-morphométriques.

L'apprentissage se déroule sur un grand nombre de brûlures avec des analyses minutieuses des tissus des échantillons provenant des zones de tissu concernées et des affectations histologiques des biopsies à différents degrés de brûlure. Pour ce faire, les zones débridées et traitées de manière topique sont mesurées et évaluées à intervalles fixes pendant les 3 premiers jours après la brûlure. Des biopsies sont en outre prélevées des tissus brûlés lors de la phase opératoire et la conséquence histologique de la brûlure est alors déterminée.

Le procédé d'évaluation se caractérise également par sa faculté d'adaptation. Il ne contient aucune limite de segment comme on peut en rencontrer habituellement et, de ce fait, ne comprend aucune classification figée de chacun des pixels, mais il est continuellement adapté. Ceci résulte d'un processus en deux étapes qui consiste, au cours de la première étape, à déterminer les différents états actuellement en présence dans 1'espace de paramètres (clusters), à affecter les pixels à ces clusters et, au cours de la deuxième étape, à classifier ces clusters d'état à l'aide d'une comparaison avec un modèle, ce qui permet également de classifier rétroactivement les pixels. Une classification incertaine liée aux fortes variations de pigmentation de la peau et aux limites figées des segments est ainsi évitée.

L'invention présente surtout des avantages dans le diagnostic clinique. Elle fournit un auxiliaire de diagnostic objectif qui différencie avec certitude les degrés de brûlure 2a (2, en surface), 2b (2,5 profond) et 3 ainsi que la peau saine et les autres scènes de l'image qui ne concernent pas le patient. La représentation en images aux couleurs vraies et fausses offre un auxiliaire objectif pour la planification des opérations et la logistique qui y est liée. Les profondeurs d'une brûlure étendue et grave de la peau peuvent tre déterminées immédiatement après le déridage. Le procédé de détection objective permet de réaliser un contrôle continu de la brûlure pendant les 3-4 premiers jours (la brûlure commence ensuite à se modifier et il faut alors employer d'autres algorithmes). Le médecin dispose notamment ici d'un système de diagnostic qui lui permet d'étendre à la zone 2b les limites du traitement conservateur de la brûlure du degré 2a, avec tous les effets positifs déjà mentionnés ci-dessus qui y sont liés.

Le médecin se voit ainsi proposer un procédé qui permet, avec une grande sécurité de diagnostic et de reproductibilité, d'utiliser des bases de données complémentaires et de tenir compte des influences des différents procédés de traitement. Le résultat obtenu du diagnostic est objectif et fiable et tient compte automatiquement des différents types de peau humaine et des différences entre les diverses parties du corps en détectant des scènes de l'image qui illustrent également des endroits non brûlés de la peau dans l'environnement de la brûlure. Un calibrage séparé sur une peau de référence saine ou factice devient ainsi inutile.

Le médecin dispose ainsi d'un système d'enregistrement vidéo mobile qui autorise une mobilité maximale combinée à une utilisation simple et ménage ainsi le patient. Il existe en outre la possibilité, en plus des brûlures locales, d'enregistrer la totalité du corps. Un enregistrement du corps tout entier et la possibilité qui y est liée de déterminer de manière objective le rapport entre les zones de la peau brûlées à différentes profondeurs et la surface totale du corps représente une aide décisive pour la mise en oeuvre des dispositions médicales intensives nécessaires lors de l'admission des grands brûlés en clinique et lors de la planification (graduelle) des dispositions chirurgicales et logistiques nécessaires. Il devient ainsi possible de procéder en temps voulu aux seules transplantations de la peau qui sont impérativement nécessaires et de dresser ainsi les bases pour de meilleures chances de guérison, des temps de traitement plus courts des lésions de la peau, notamment des brûlures.

Des perfectionnements supplémentaires du procédé conforme à l'invention et du dispositif associé consistent à effectuer le traitement d'image non seulement dans le PC séparé, non relié (électriquement), mais de procéder à une analyse en temps réel à l'aide de la puce PC contenue dans la caméra en utilisant des modules mémoire supplémentaires et, outre l'image en couleurs réelles, à afficher en mme temps au médecin qui procède à l'examen le résultat sous la forme de la représentation en couleurs fausses décrite ci-dessus dans le viseur ou sur un autre écran. La transmission en ligne de ces données en temps réel devient ainsi également possible à des fins de formation ou dans le cadre d'une téléconsultation en direct. Pour ce faire, les données peuvent tre affichées à l'attention des personnes présentes sur un écran supplémentaire qui peut tre installé sur la caméra ou transmises par le biais d'un câble ou d'une liaison de données sans fil vers un module récepteur quelconque à l'intérieur ou en-dehors du bloc opératoire et, de ce fait, deviennent consultables en temps réel et dans le monde entier.

En ajoutant au logiciel de traitement d'image des modules de calcul de surface, il devient également possible de détecter avec précision l'étendue superficielle numérique de la zone brûlée (à l'aide d'une échelle comparative dans l'image ou par extrapolation à partir des dimensions du corps).

Le procédé conforme à l'invention permet en outre, par exemple en utilisant des accessoires endoscopiques, d'analyser des"brûlures"mme à l'intérieur du corps humain, qui ont par exemple été provoquées aux poumons par inhalation d'air chaud.

La mesure de la vitalité et de la"teinte"dans le cas des opérations de chirurgie esthétique font également partie des applications possibles de l'invention. Tout comme la mesure et le contrôle continu des modifications carcinogènes de la peau (en plus du carcinome lui-mme, une distribution dense par une analyse parallèle menée sur une grande surface permet de ne montrer au médecin qui procède à l'examen que les carcinomes qui sont ou peuvent tre positifs). La mesure de l'état et le contrôle continu qui suit des plaies ouvertes représente une autre application.

L'observation de 1'effet des mesures d'ingénierie de la peau (par exemple traitement au laser) avec acquisition des caractéristiques de la surface traitée devient elle aussi réalisable grâce au procédé conforme à l'invention (notamment la future possibilité d'automatiser le déridage des brûlures et l'élimination des tissus"morts"en faisant appel à l'invention décrite ici et à l'aide de procédés d'ablation au laser, par exemple, et ceci aussi bien en surface qu'en profondeur).

Claims (21)

REVENDICATIONS

1.-Procédé pour générer des données destinées au diagnostic du degré de lésion du tissu épidermique d'un patient avec lequel a lieu un enregistrement simultané de la surface du tissu épidermique en plusieurs canaux spectraux différents, sont générées des données d'image dérivées des différentes images spectrales et sont affichées sous forme d'image les différentes zones endommagées du tissu épidermique, caractérisé par le fait que

-le tissu épidermique est éclairé sur une grande surface avec de la lumière blanche de manière à ce que pratiquement seule de la lumière réfléchie spectralement par la surface du tissu épidermique ne parvienne dans les canaux spectraux en vue de 1'enregistrement vidéo,

-la lumière réfléchie spectralement est divisée en au moins quatre trajets optiques distincts, des plages de longueurs d'onde définies graduellement dans le spectre étant découplées pour les canaux spectraux par des filtres à artes successifs à sélection spectrale qui sont montés sur les surfaces optiques des prismes,

-après l'analyse spectrale graduelle, un filtrage spectral à bande étroite dans chaque canal spectral est effectué avant la conversion optoélectronique de l'image, ce filtrage passe-bande tenant compte des modifications caractéristiques du pouvoir de réflexion spectrale des différentes couches e la peau lors de leurs lésions,

-une analyse des clusters est effectuée dans un espace de paramètres des indices de réflexion spectrale, les centres et les rayons des clusters étant déterminés et mémorisés par apprentissage avec des indices de réflexion spectrale à partir de modèles de tissu épidermique présentant un degré de lésion connu suivie par une affectation des indices de réflexion spectrale des tissus épidermiques inconnus à ces clusters appris de degrés de lésion de la peau, et

-au moins une représentation des surfaces de différents degrés de lésion de la peau dans la zone de la surface enregistrée de la peau est affichée en fonction de l'affectation des clusters.

2.-Procédé selon la revendication 1, caractérisé par le fait que des filtres à artes à réflexion active sont utilisés pour l'analyse spectrale de la lumière spectralement réfléchie dans les plages de longueurs d'onde pour découpler progressivement dans 1'espace les proportions spectrales.

3.-Procédé selon la revendication 2, caractérisé par le fait que les filtres à réflexion successifs utilisés pour l'analyse spectrale de la lumière réfléchie spectralement sont des filtres passe-bas réfléchissants successifs ayant des longueurs d'onde graduellement croissantes de l'arte passe-bas.

4.-Procédé selon la revendication 2, caractérisé par le fait que les filtres à réflexion successifs utilisés pour l'analyse spectrale de la lumière réfléchie spectralement sont des filtres passe-haut réfléchissants successifs ayant des longueurs d'onde graduellement décroissantes de l'arte passehaut.

5.-Procédé selon la revendication 1, caractérisé par le fait que des rapports destinés à générer des indices de réflexion spectrale sont dérivés avant l'analyse des clusters pour chacun des pixels associés et à partir des images spectrales enregistrées en mme temps, d'après l'équation

où ri correspond aux indices de réflexion spectrale numérisés des n indices de réflexion spectrale différents enregistrés sur une bande étroite dans le spectre pour un pixel unique de la surface représentée de la peau.

6.-Procédé selon la revendication 1, caractérisé par le fait que le nombre n choisi des indices de réflexion spectrale enregistrés sur une bande étroite dans le spectre est de quatre et que les parties de la bande spectrale utilisées à cet effet sont le bleu, le vert, le rouge et le proche infrarouge (NIR).

7.-Procédé selon la revendication 6, caractérisé par le fait que les longueurs d'onde centrales du filtrage à bande étroite utilisées pour la classification des degrés de brûlure de la peau sont 450 nm, 550 nm, 650 nm et 800 nm, les demi-largeurs du filtrage à large bande étant choisies entre 5 et 20 nanomètres.

8.-Procédé selon la revendication 1, caractérisé par le fait qu'une représentation en couleurs fausses est choisie pour représenter clairement les différents degrés de lésion de la peau.

9.-Procédé selon la revendication 8, caractérisé par le fait qu'en plus de la représentation des différents degrés de lésion de la peau, il est également possible de composer une image en couleurs réelles à partir des canaux spectraux étroits rouge, vert et bleu enregistrés, avec une possibilité de sélectionner l'une ou l'autre représentation.

10.-Dispositif pour générer des données destinées au diagnostic du degré de lésion du tissu épidermique d'un patient avec une unité d'enregistrement vidéo destinée à enregistrer simultanément la surface du tissu épidermique dans plusieurs canaux spectraux différents au moyen d'une lame séparatrice, de filtres spectraux appropriés et de capteurs d'image, avec une unité d'évaluation qui contient des moyens pour générer les données d'image dérivées des différentes images spectrales et avec une unité de sortie destinée à afficher les différentes zones endommagées du tissu épidermique, caractérisé par le fait que

-un objectif (31) permettant l'acquisition à grande surface de la lumière blanche réfléchie spectralement par le tissu épidermique est prévu dans l'unité d'enregistrement vidéo afin d'acheminer la lumière captée vers la lame séparatrice,

-la lame séparatrice est un multiplexeur de longueurs d'onde composé de plusieurs prismes (331,332,333) montés en série qui permet une distribution de la lumière réfléchie spectralement par la surface de la peau en au moins quatre images différentes, la surface des prismes opposée à l'objectif (31) présentant chacune une couche de filtre (351 à 354) à artes à sélection spectrale pour le découplage spatial d'un faisceau de lumière ayant une longueur d'onde limitée et chacun de ces faisceaux lumineux découplés de manière sélective étant filtré par un filtre à bande étroite avant d'atteindre le capteur d'image (361 à 364) associé, et

-l'unité d'évaluation (5) contient des moyens pour effectuer une analyse des données dans un espace de paramètres issus des différentes valeurs spectrales de réflexion spectrale des capteurs d'image, l'analyse des données comprenant une comparaison des données courantes avec les données déjà mémorisées dans le mme espace de paramètres provenant des degrés de lésion connus et appris de la peau et l'affectation des données actuelles aux degrés de lésion connus de la peau.

11.-Dispositif selon la revendication 10, caractérisé par le fait que chaque couche de filtre à artes est un filtre à réflexion spectrale ayant des artes vives et agissant comme un passe-bas, l'arte du filtre passe-bas étant graduellement décalée d'un prisme à l'autre vers les longueurs d'onde plus grandes.

12.-Dispositif selon la revendication 10, caractérisé par le fait que chaque couche de filtre à artes (341 à 343) soit un filtre à réflexion spectrale ayant des artes vives et agissant comme un passe-haut et que l'arte du filtre passe-haut soit graduellement décalée d'un prisme à l'autre vers les longueurs d'onde plus petites.

13.-Dispositif selon la revendication 11 ou 12, caractérisé par le fait que tous les filtres à artes sont disposés perpendiculairement à un plan commun, lequel est le plan homogène de la division du faisceau dans l'espace.

14.-Dispositif selon la revendication 10, caractérisé par le fait que l'unité d'évaluation (5) contient des moyens pour calculer le rapport de chacun des pixels des différentes images spectrales enregistrées simultanément pour générer des indices de réflexion spectrale dérivé d'après l'équation

où ri correspond aux indices de réflexion spectrale numérisés des n indices de réflexion spectrale différents mesurés sur une bande étroite dans le spectre pour chaque pixel unique de la surface représentée de la peau.

15.-Dispositif selon la revendication 10, caractérisé par le fait que

-l'unité d'évaluation (5) contient des moyens pour effectuer une analyse des clusters dans 1'espace de paramètres des différents indices de réflexion spectrale du spectre, les centres et les rayons des clusters étant déterminés et mémorisés par apprentissage des indices de réflexion spectrale à partir de modèles de tissu épidermique présentant un degré de lésion connu et les indices de réflexion spectrale des tissus épidermiques inconnus pouvant tre affectés à ces clusters appris de degrés de lésion de la peau et peuvent ainsi tre classifiés en fonction de leur lésion, et

-l'unité d'évaluation (5) prévoit au moins des moyens pour représenter des surfaces de différents degrés de lésion de la peau dans la zone de la surface actuellement enregistrée de la peau en fonction de l'affectation des clusters et de la classification.

16.-Dispositif selon la revendication 15, caractérisé par le fait que quatre indices de réflexion spectrale différents enregistrés sur une bande spectrale étroite des plages spectrales bleue, verte, rouge et proche infrarouge (NIR) sont prévus pour la classification des degrés de brûlure de la peau.

17.-Dispositif selon la revendication 16, caractérisé par le fait que les longueurs d'onde centrales du filtrage à bande étroite prévues pour la classification des degrés de brûlure de la peau sont de 450 nm, 550 nm, 650 nm et 800 nm, les demi-largeurs des filtres passe-bande étant comprises entre 5 et 20 nanomètres.

18.-Dispositif selon la revendication 16, caractérisé par le fait que le multiplexeur de longueurs d'onde se compose de trois prismes en coin (331 à 333) pour le couplage latéral du premier au troisième capteur d'image et d'un prisme à quatre côtés (334) qui vient se raccorder à ces prismes pour le couplage rectiligne du quatrième capteur d'image, par rapport à la lumière en provenance de l'objectif

-la couche (341 à 343) de filtre à artes réfléchissante étant à chaque fois disposée à l'arrière des prismes en coin,

-au moins une couche d'air se trouvant à l'avant pour la réflexion spectrale interne de la lumière découplée par chacun des filtres à artes du prisme en direction du côté le plus court du prisme, sur lequel est monté le capteur d'image sur un plan orthogonal par rapport à la direction de la réflexion spectrale interne, et

-les prismes sont dimensionnés de telle manière que les longueurs d'onde optiques à l'intérieur de chacun des prismes soient identiques jusqu'au capteur d'image.

19.-Dispositif selon la revendication 10 ou 18, caractérisé par le fait que pour illustrer la surface de la peau par le biais du multiplexeur de longueurs d'onde sur les capteurs d'image ayant différents éclairages spectraux, l'objectif présente une section courte du côté de l'objet et une section grande du côté de l'image.

20.-Dispositif selon la revendication 10, caractérisé par le fait que l'unité d'enregistrement vidéo avec l'objectif, le multiplexeur de longueurs d'onde, les couches de filtre à artes, les filtres passe-bande, les capteurs d'image et une mémoire d'image, est logée dans une caméra vidéo compacte et un transfert des données vers un ordinateur personnel est uniquement prévu pour l'analyse des clusters et la classification de la lésion de la peau.

21.-Dispositif selon la revendication 20, caractérisé par le fait qu'une puissante source de lumière blanche est combinée à la caméra vidéo, l'éclairage étant dirigé de telle manière que la lumière qui se réfléchit directement sur la surface de la peau ne puisse pas atteindre l'objectif de la caméra.