WO1999058196A1 - Reglage de frequence dans un appareil de traitement par ultrasons focalises de haute intensite - Google Patents

Reglage de frequence dans un appareil de traitement par ultrasons focalises de haute intensite Download PDF

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WO1999058196A1
WO1999058196A1 PCT/FR1999/001151 FR9901151W WO9958196A1 WO 1999058196 A1 WO1999058196 A1 WO 1999058196A1 FR 9901151 W FR9901151 W FR 9901151W WO 9958196 A1 WO9958196 A1 WO 9958196A1
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WO
WIPO (PCT)
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frequency
thickness
function
adjustment
ultrasound
Prior art date
Application number
PCT/FR1999/001151
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English (en)
Inventor
Mathieu Ribault
François Lacoste
Jean-Yves Chapelon
Emmanuel Blanc
Original Assignee
Technomed Medical Systems
Institut National De La Sante Et De La Recherche Medicale (Inserm)
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Technomed Medical Systems, Institut National De La Sante Et De La Recherche Medicale (Inserm) filed Critical Technomed Medical Systems
Priority to US09/700,145 priority Critical patent/US6488639B1/en
Publication of WO1999058196A1 publication Critical patent/WO1999058196A1/fr

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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N7/00—Ultrasound therapy
    • A61N7/02—Localised ultrasound hyperthermia
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
    • A61B90/36—Image-producing devices or illumination devices not otherwise provided for
    • A61B90/37—Surgical systems with images on a monitor during operation
    • A61B2090/374—NMR or MRI

Definitions

  • the subject of the invention is an apparatus for treating a biological target by emission of high intensity focused ultrasound towards a focal point. It also relates to a method of adjusting the frequency of an apparatus for treating a biological target by emission of high intensity focused ultrasound towards a focal point.
  • the invention relates to the field of tissue treatment with focused ultrasound, and more particularly to the field of tissue destruction inside an organism by causing high temperatures using focused ultrasound.
  • lithotripsy treatment which is applied to the destruction of hard bodies
  • shock waves i.e. short, high-power pulses.
  • hyperthermia involves the sending to the tissues to be treated of ultrasound in the form of long pulses and of lower power.
  • HIFU treatments (acronym for High Intensity Focused Ultrasounds). HIFU treatments consist of heating fabrics at high temperatures, typically above 45 ° C.
  • HLFU For the HLFU different problems arise.
  • the objective is to improve the effectiveness of the treatment, i.e. the destruction of the selected tissues.
  • a first problem lies in the choice of the parameters of the ultrasonic emission; these, and in particular the frequency must be chosen very precisely. They generally depend on many factors, such as: depth of the target, nature of the tissue, type of necrosis sought.
  • a second problem is that of access to the targets or tissues to be treated. Because of the patient's anatomy, targets are sometimes difficult to access with ultrasound beams. It has been proposed to move the transducer; however, the displacement of the transducer may also be limited by the patient's morphology. In the case of treatment of the prostate with an endorectal probe, different solutions to this problem have been proposed, see for example FR 91 02 620, FR 93 09 158, FR 96 08 096, FR 94 01 304, FR 94 06 539. These different solutions could still be improved, to ensure better treatment, in specific areas, by hyperthermia or by HIFU.
  • a third problem resides in the fact that the beam emitted by an ultrasonic focusing transducer is generally effective in a fixed area, called the focal area.
  • this focal zone most often has dimensions smaller than that of the target tissues. Processing large targets is therefore a problem.
  • a variable focal length transducer can also be constructed using a fixed focal length transducer and an acoustic lens, as described in DORY patent FR-A-2,715,822.
  • G Antenna gain
  • F Frequency (Mhz)
  • d Thickness of the absorbing medium (cm) as explained in Hill C.R. "Optimum acoustic frequency for focused ultrasound surgery” in Ultrasound in Med &Biol;20;271-277; 1994 and "Lesion development in focused ultrasound surgery: a gênerai model” in Ultrasound in Med &Biol;20;259-269; 1994.
  • Seppi US-A-4 875 487 proposes, for hyperthermia, to use broadband transducers and to choose the working frequency range according to the depth of the target. This document also proposes to use a broadband signal so as to create incoherent beams, and therefore non-focused.
  • EP-A-0 351 610 describes broadband transducers focused by electronic focusing, and proposes a control of the focusing as a function of cavitation.
  • the invention proposes an elegant and simple solution to the problem of the distribution of the acoustic power in an ultrasound treatment; it ensures better control of the total power, and a good definition of the treated area.
  • the invention provides an apparatus for treating a biological target by emission of high intensity focused ultrasound towards a focal point, comprising broadband transducer means, means for controlling said transducer means for emitting ultrasound focused on a narrow frequency range, and means for adjusting the frequency range of the control means as a function of the results of a measurement.
  • the transmission means have a variable focal length.
  • the apparatus further comprises coupling means of a variable thickness adjacent to the transmission means. It is also possible to provide that the transmission means have a fixed focal length, and coupling means of variable thickness adjacent to the transmission means.
  • the apparatus further comprises means for measuring the acoustic attenuation in the vicinity of the focal point, and the adjusting means adjust the frequency range of the focused ultrasound as a function of the results provided by the measuring means. acoustic attenuation.
  • the apparatus further comprises means for measuring the variation of the average acoustic attenuation in the vicinity of the focal point, and the adjustment means adjust the frequency range of the focused ultrasound as a function of the results provided. by the means for measuring the variation of the average acoustic attenuation.
  • the device comprises means for calculating or measuring the temperature in the vicinity of the focal point and in that the adjusting means regulate the frequency range of the focused ultrasound as a function of the results provided by the calculating or measuring means. of the temperature.
  • the adjustment means regulate the frequency range of the focused ultrasound as a function of the results provided by the means for determining the thickness.
  • the means for determining the thickness of the tissues traversed comprise means for measuring the thickness of the coupling means of a variable thickness.
  • the apparatus comprises means for calculating the displacement of the lesion as a function of the firing time and for calculating the thickness of the tissues crossed and in that the adjustment means regulate the frequency of the focused ultrasound in function of displacement and thickness.
  • the device can also include means for calculating the depth of the lesion as a function of the firing time and in this case, the adjustment means regulate the frequency of the focused ultrasound as a function of the depth. In one embodiment, the adjustment means regulate the frequency range before a shot.
  • the adjustment means regulate the frequency range during a shot.
  • the invention also provides a method for adjusting the frequency of an apparatus for treating a biological target by emission of high intensity focused ultrasound towards a focal point, comprising the steps of
  • the measurement of the thickness of the tissues crossed comprises the steps of
  • the ultrasound frequency is adjusted so as to apply a given power Q to the target.
  • G Antenna gain
  • F Frequency (MHz)
  • d Thickness of the absorbing medium (cm), so as to apply to the target a given power Q.
  • the frequency adjustment step is carried out before a shot. In another embodiment, the frequency adjustment step is carried out during a shot.
  • FIG. 1 a schematic representation of 'A HIFU apparatus for implementing the invention
  • FIG. 2 a flowchart of a possible method for adjusting the frequency according to the invention.
  • the invention proposes, in a HIFU device, to vary the frequency of the ultrasound used, as a function of the measured acoustic attenuation of the target, or of the measured attenuation variations. It also proposes to use broadband emission means, to emit ultrasound in a narrow frequency band, this frequency band varying as a function of the attenuation or of the variation of attenuation measured.
  • the invention goes against the teaching of documents of the prior art proposing to use broadband transducers.
  • wideband transducers are used to emit ultrasound over a large frequency range, and not to emit ultrasound over a narrow frequency band.
  • the term “broadband” covers approximately 50% of the central frequency, ie for example 2 to 3 MHz.
  • the frequencies usually used in hyperthermia therapy or by HIFUs are generally between 1 MHz and 5 MHz.
  • narrow band means for a person skilled in the art a reduced frequency range compared to the central frequency;
  • single frequency means a frequency range as reduced as possible, taking into account the technical constraints on the transmission equipment;
  • an ultrasound emission for therapeutic purposes is generally considered to be monofrequency when the range of frequencies emitted is less than about 5% of the central frequency of ultrasound.
  • the invention also proposes a solution to the new problem of varying the attenuation as a function of the target and of the individuals. It is based on the surprising observation that the acoustic attenuation varies from one patient to another, even for the same tissues. On a sample as small as 30 people, measurements made on the prostate show that the acoustic attenuation varies from one patient to another, in a ratio of about 50%. This leads to a new problem of deterioration of the reproducibility of the treatments which is incompatible with good efficacy of the treatment. The invention thus goes against a prejudice generally spread in the prior art: in all the documents dealing with HIFUs, the calculations refer to a fixed value of the attenuation of the tissue. This value generally comes from publications.
  • the invention proposes to adapt the operating frequency of the transducer not only to the type of organ targeted but also to the patient concerned.
  • this measurement can be done before each treatment, so as to allow the optimal frequency of the HIFU device to be adjusted, for example using the formula (1) mentioned above.
  • the frequency methods are mainly of two kinds. Spectral Differential Methods where the information is contained in the amplitude variation of the different components of the spectrum, and the Spectral Shift Methods where the information is contained in the displacement of the center frequency of the signal.
  • Temporal methods can also be divided into 2 categories. On the one hand, they include the methods using the amplitude of the ultrasound signal which are the methods of estimating the amplitude attenuation in broadband or in narrow band (Amplitude Attenuation Estimation Methods). On the other hand, they include temporal methods which provide information on the evolution of the central frequency of the signal (Zero crossing density methods). These different methods can be used for the implementation of the invention.
  • the invention proposes to deduce from the results of the measurement the optimal frequency for the treatment of HIFU. The determination of this frequency can advantageously be carried out by applying equation (1) cited above. The application of this formula makes it possible to calculate the optimal frequency for a given quantity of energy to be applied to the target; it suffices to reverse formula (1) to obtain the value of the frequency, as a function of the attenuation.
  • the invention proposes, in an HIFU apparatus, to vary the frequency of the ultrasound used, as a function of the temperature of the tissues of the target.
  • the invention thus proposes a solution to the new problem of the variation of the attenuation as a function of the temperature of the target.
  • the attenuation coefficient varies with temperature, in particular when it exceeds 50 ° C.
  • the variation for a fabric subjected to a heat treatment being able to be twice its value at 37 ° C, the invention allows a better use of energy, and the application of a treatment in a more precise zone.
  • the invention proposes to vary the frequency during the firing time.
  • the frequency variation during the shot can be done by applying formula (1).
  • the target temperature can be measured by LRM during treatment; it can also be calculated using the "bioheat equation", which describes the evolution of heat during firing.
  • This equation is mentioned in publications dealing with tissue hyperthermia, such as in Bowman HF "the bioheat transfer equation and discrimination of thermally significant vessels" ann. New York Acad. Of Sci. N ° 335 pp 155-160, 1981.
  • the bioheat equation also makes it possible to calculate the thermal dose necessary for tissue necrosis, as explained for example in Sapareto SA and Dewey WC "thermal dose determination in cancer therapy" Int. J. Radiation Onclology Biol. Phys. N ° 10 pp 787_800, 1984.
  • the invention thus makes it possible to optimize the deposition of heat around the focal point, to increase the speed of formation of elementary lesions and therefore to decrease the treatment times.
  • This change in frequency during treatment can be used independently or in combination with the change in frequency before treatment.
  • the invention which has just been described can be implemented in an apparatus of the type of that described hereinafter with reference to FIGS. 1 and following.
  • the invention also proposes, in a HIFU apparatus, to vary the frequency as a function of the thickness of the tissue traversed.
  • the ultrasonic processing transducers are not in direct contact with the target or tissue, and the ultrasound first passes through a coupling liquid. This is generally contained in a pocket which is pressed on the fabric. To reach more or less deep targets, the position of the transducer is adjusted along the acoustic axis. As a result, the distance traveled by ultrasound in the tissue may vary.
  • the invention proposes, to optimize the efficiency, to adapt or to vary the emission frequency as a function of the thickness of the tissue actually crossed.
  • This thickness can for example be calculated by subtraction, by knowing the focal distance and by measuring the distance between the transducer and the first tissue interface. The latter can be determined for example using the technique described in application FR 9406 539.
  • the invention ensures that the same transducer is effective both for deep shots and for shallow shots. It avoids too powerful shots and shallow burns.
  • This frequency variation according to the invention can be carried out before or during the treatment. It can be combined with a frequency variation depending on the attenuation of the target, calculated before firing. It can also be combined with a variation of the frequency depending on the temperature of the target. It can also be used alone.
  • the invention which has just been described can be implemented in an apparatus of the type of that described hereinafter with reference to FIGS. 1 and following.
  • the invention also proposes a solution to the new problem of the progression of the lesion during shooting. It is based on the new observation that in a HIFU device, the biological lesion in the tissues begins near the focal point and progresses towards the transducer at depths which thus become increasingly shallower. This is the cause of a new problem, in that the frequencies chosen for a given depth of shot are not necessarily the best suited during the shot if the biological lesion forms at variable depths. Thus, if the frequency has been chosen optimally for the creation of a lesion at the focal point, it becomes less and less adapted as the lesion approaches the transducer. In practice this results in a new problem of loss of efficiency during shooting.
  • the operating frequency should be adapted to the displacement of the lesion.
  • the invention therefore proposes to adapt the frequency over time as a function of the displacement of the lesion, and therefore of the depth thereof.
  • the law of displacement of the lesion can be established not only experimentally but also following a simulation from a mathematical model.
  • the frequency can then be adjusted using formula (1), taking into account the variation thickness of the tissues crossed caused by the displacement of the lesion.
  • the invention is adapted to the case of a fixed focal transducer, for which the formation of the lesion is accompanied by a change in frequency during the shooting.
  • the following table gives as an example the values of the dimensions of the lesion according to the duration of the shot. These values come from animal experiments.
  • the depth P of the lesion is the distance between the point of the lesion furthest from the surface - typically the surface of the patient's skin, or in the case of an endocavitary treatment, the internal surface of the cavity used for the treatment - and this surface.
  • the distance d is the distance between the point of the lesion closest to the surface and the surface.
  • the base of the lesion After 2 seconds of shooting, the base of the lesion is located 7 mm deep, and is 10 mm long. Between 2 and 4.5 seconds of shooting the lesion extends until it reaches the surface. It is thus noted that the depth of the lesion varies during the shooting, and that the lesion progresses towards the surface; the invention proposes to use this surprising finding to adapt the frequency accordingly.
  • the frequency values mentioned in the table are optimal for a focus intensity of 1000 to 2000 W / cm2, a transducer with a diameter of 40 mm, and a focal length of 40 mm, such as the apparatus "Ablatherm" of the applicant which is used for treatments for prostate cancer by the endorectal route.
  • the values of the frequency can vary, depending on the treatment followed, the transducer, and the lesions.
  • the invention thus ensures better efficiency and better control of lesions, by ensuring that the shot "follows" the formation of the lesion.
  • the invention proposes to adapt the frequency to the extension of the link during the treatment.
  • the invention can be used in combination with variations in the frequency as a function of the attenuation in the tissues, of the temperature of the tissues, or as a function of the thickness of the coupling means.
  • the invention also proposes to vary the position of the lesion relative to the focal point of a fixed focal transducer, by a change in frequency during the shot, or between shots.
  • the invention is based on the observation that the attenuation of the tissues increases with frequency. The energy arriving at the focal point therefore decreases as the frequency increases and the lesions form downstream of the focal point when the frequency increases.
  • the invention proposes to carry out successive shots at different frequencies.
  • the following table gives the values of the position of the lesions according to the frequency of the shot. These values are taken from animal experiments.
  • the transducer surface has been cooled.
  • lesions are effectively created at a shallower depth.
  • the length of the lesions remains relatively constant so that they form near the surface of the tissue.
  • the transducer of the “Ablatherm” device of the applicant we can excite the transducer either at the frequency of 2.25 MHz when the heart of the prostate is targeted, or advantageously at 3 MHz when we seeks to reach the posterior zone of the prostate, in particular the capsule of the gland.
  • the invention thus makes it possible to adapt, for the same focal distance and therefore without displacement of the probe, the depth of the treated tissues, by a simple frequency variation. A movement of the treated area is thus ensured by electrical or electronic means, without resorting to mechanical displacement or to electronic focusing.
  • the invention can be used in combination with variations in the frequency as a function of the attenuation in the tissues, of the temperature of the tissues, or as a function of the thickness of the coupling means.
  • FIG. 1 shows a schematic representation of a HIFU apparatus for implementing the invention.
  • the device 1 comprises means for emitting high intensity focused ultrasound, for example a cup 2 of composite transducers, or a mosaic of transducers.
  • the emission means are broadband emission means, which focus the ultrasound on a focal point, and are adapted to emit ultrasound on a frequency band with a width of 40% of the central frequency, preferably a width of 50% of the center frequency; values of 2 to 3 MHz for bandwidth are suitable.
  • a frequency band of such a width, covering the frequency values mentioned above, is suitable.
  • Such a frequency band can be obtained for transducers of the piezocomposite type, i. e. for transducers composed of a flexible matrix and ceramics, and the coupling of which is essentially obtained by compression of the flexible matrix; in other words, the energy is mainly coupled not directly from the ceramics, but on the contrary via the matrix.
  • the frequency variations have an effect on the focusing, a higher frequency producing a finer focal spot, due to the diffraction and consequently, a greater intensity at the focus, with constant emission power. .
  • the emission means 1 emit ultrasound towards a coupling medium 3, for example degassed water, contained in an envelope 4 transparent to ultrasound.
  • a coupling medium for example degassed water
  • the apparatus of FIG. 1 further comprises means 5 for measuring the acoustic attenuation in the vicinity of the focal point 9 of the emission means; these means 5 supply to means 6 for adjusting the frequency of the focused ultrasound the results of the measurement which they carry out.
  • means 5 for measuring the acoustic attenuation in the vicinity of the focal point 9 of the emission means; these means 5 supply to means 6 for adjusting the frequency of the focused ultrasound the results of the measurement which they carry out.
  • This particularly advantageous solution can be used instead of a measure of attenuation by a classic method.
  • the adjustment means carry out an adjustment of the frequency of the focused ultrasound, for example by using equation (1), if necessary with the correction of the frequency mentioned above. This adjustment can preferably be made before each shot.
  • the apparatus of FIG. 1 further comprises means 8 for measuring the thickness of the tissues traversed, for example which measure the distance between a fixed point and the envelope 4 in contact with the tissues. Knowing the focal distance, the means 8 can determine the thickness of the tissues crossed.
  • the measurement means can for example use the ultrasound in mode A, as described in the French patent application filed under the number FR 94 06 539.
  • the transducer is a mosaic transducer whose central patch is used to generate acoustic signals used to measure attenuation by ultrasound A.
  • the result of the calculation or measurement is supplied to means 6 for adjusting the frequency of the focused ultrasound.
  • the means 6 carry out an adjustment of the frequency as a function of the thickness of the tissues crossed.
  • the means 6 are adjustable according to different modes, depending on the type of treatment desired.
  • the adjustment means regulate the frequency as a function of the attenuation of the target.
  • the adjustment means regulate the frequency as a function of the thickness of the tissues crossed.
  • the adjustment means regulate the frequency as a function of the attenuation of the target and the thickness of the tissues crossed.
  • the adjustment means regulate the frequency as a function of the distance from the base of the lesion to the surface.
  • Each of these adjustment modes can be associated with frequency adjustment mode during firing; in a fourth adjustment mode, the adjustment means regulate the frequency during firing as a function of the temperature of the lesion; in a fifth adjustment mode, the adjustment means regulate the frequency during firing as a function of the thickness of the tissues crossed during firing, taking into account the displacement of the lesion during firing. In a sixth adjustment mode, the adjustment means regulate the frequency during the shot as a function of the temperature of the lesion and of the thickness of the tissues crossed during the shot, in taking into account the displacement of the lesion during the shooting. These last three adjustment modes can be combined with the first three adjustment modes.
  • FIG. 2 shows a flowchart of a possible method for adjusting the frequency according to the invention.
  • FIG. 2 shows the example of a treatment of the prostate, using an HIFU device having a coupling medium of variable thickness.
  • step 20 the device is put in place, and the envelope of the coupling medium is brought into contact with the patient's body.
  • the focal point of the emission device is brought to the vicinity of the target to be treated, by a process known per se, for example by imaging the area surrounding the target, by viewing the focal point on the screen of the target device. 'imagery.
  • step 22 the thickness d of the tissues traversed is measured, using the measuring means 8, knowing the focal distance of the transducer.
  • step 24 the acoustic attenuation of the patient's prostate is measured: ⁇ p, using the attenuation measurement means 5.
  • step 26 the optimal firing frequency FI is calculated to provide the target with a given energy.
  • step 28 knowing the law of evolution of the temperature, and the law of displacement of the lesion, the duration tl of the shot is calculated before the frequency change. This calculation, as explained above, is performed using the "bioheat equation"; one can also use the experimental values mentioned above.
  • a new optimal frequency F2 is calculated, for the position of the lesion after the duration tl, and for the temperature after the duration tl, using the new thickness of tissues crossed and the new attenuation function of the temperature reached.
  • Steps 28 and 30 are repeated until the time corresponding to a treatment of the entire target is reached.
  • the word "firing" has been used for an ultrasound emission at a given frequency; the treatment can advantageously include a plurality of such shots, separated or not by intervals during which no focused ultrasound is emitted.
  • the frequency adjustment according to the invention is carried out, preferably automatically, according to the chosen processing power.
  • the method applies to all the processing powers, and does not make it possible to suggest the processing power or total energy to be applied for a given target.
  • the frequency adjustment according to the invention is only a technical process aimed at solving the technical problem of an optimal distribution of energy in the target, and only in the target.
  • This adjustment according to the invention is therefore independent of the exercise by a doctor or a surgeon of his art, by the choice of the organs to be treated, the power to be applied, the duration of the treatment or other parameters.
  • this frequency setting has no functional relationship with the therapeutic effect of the treatment, which is determined by the doctor implementing the treatment. Throughout this description, the term attenuation has been used.
  • the attenuation is generally calculated from the overall attenuation of the signal. In practice, the ratio of attenuation and absorption is generally constant for a given tissue.
  • the present invention is not limited to the examples and embodiments described and shown, but it is susceptible of numerous variants accessible to those skilled in the art. It is clear that if the invention has been described with reference to the example of the prostate, it is not limited to such an organ, and can be applied to other tissues. The invention could thus be used for hyperthermia of the breast, the liver, or other organs or tissues. It is also clear that the invention is not limited to the embodiment of FIG. 1, and can be applied to endocavitary devices, such as those described in PCT / FR94 / 00936.

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Abstract

L'invention concerne un appareil de traitement d'une cible biologique par émission d'ultrasons focalisés à haute intensité vers un point focal, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens d'émission d'ultrasons focalisés à large bande. L'appareil permet un réglage de la fréquence des ultrasons focalisés en fonction de l'atténuation de la cible, de l'épaisseur des tissus traversés, de l'évolution de la température, ou encore du déplacement de la lésion au cours du tir.

Description

REGLAGE DE FREQUENCE DANS UN APPAREIL DE TRAITEMENT PAR ULTRASONS FOCALISES DE HAUTE INTENSITE
L'invention a pour objet un appareil de traitement d'une cible biologique par émission d'ultrasons focalisés à haute intensité vers un point focal. Elle concerne encore un procédé de réglage de la fréquence d'un appareil de traitement d'une cible biologique par émission d'ultrasons focalisés à haute intensité vers un point focal.
L'invention concerne le domaine du traitement des tissus par ultrasons focalisés, et plus particulièrement le domaine de la destruction de tissus à l'intérieur d'un organisme en provoquant de hautes températures à l'aide d'ultrasons focalisés.
Dans le domaine général des ultrasons focalisés, comme l'homme du métier le sait, on distingue différents types de traitements: le traitement le plus ancien est le traitement par lithotritie, qui s'applique à la destruction de corps durs; ce type de traitement utilise des ondes de chocs, i.e. des impulsions courtes et de forte puissance. Il a ensuite été proposé de traiter les tissus mous par hyperthermie, en chauffant les tissus à des températures peu élevées, i.e. inférieures à 45°C. L'hyperthermie implique l'envoi vers les tissus à traiter d'ultrasons sous forme d'impulsions longues et de puissance plus faible. Enfin, sont maintenant proposés des traitements de tissus mous par ultrasons focalisés de haute intensité, généralement appelés traitements HIFU (acronyme de l'anglais High Intensity Focused Ultrasounds). Les traitements HIFU consistent à chauffer de tissus à des températures élevées, typiquement supérieures à 45°C.
Ces différents types de traitement impliquent des problèmes techniques bien différents, tant en ce qui concerne l'émission et la focalisation des ultrasons qu'en ce qui concerne leur propagation.
Pour la HLFU se posent différents problèmes. De façon générale, l'objectif est d'améliorer l'efficacité du traitement, i.e. la destruction des tissus choisis. Pour cela, un premier problème réside dans le choix des paramètres de l'émission ultrasonore; ceux-ci, et en particulier la fréquence doivent être choisis très précisément. Ils dépendent généralement de nombreux facteurs, tels que: profondeur de la cible, nature du tissu, type de nécrose recherchée.
Un deuxième problème est celui de l'accès aux cibles ou tissus à traiter. A cause de l'anatomie du patient, les cibles sont parfois difficilement accessibles aux faisceaux ultrasonores. Il a été proposé de déplacer le transducteur; toutefois, le déplacement du transducteur peut aussi être limité par la morphologie du patient. Dans le cas du traitement de la prostate par une sonde endorectale, différentes solutions à ce problème ont été proposées, voir par exemple FR 91 02 620, FR 93 09 158, FR 96 08 096, FR 94 01 304, FR 94 06 539. Ces différentes solutions pourraient encore être améliorées, pour assurer un meilleur traitement, dans des zones précises, par hyperthermie ou par HIFU.
Un troisième problème réside dans le fait que le faisceau émis par un transducteur de focalisation d'ultrasons est généralement efficace dans une zone fixe, appelée zone focale. Or cette zone focale présente le plus souvent des dimensions inférieures à celle des tissus de la cible. Le traitement de cibles étendues est donc un problème. Il a été proposé d'utiliser successivement par voie endorectale des transducteurs de différentes distances focales, par exemple pour la prostate un premier, de courte focale, adapté au traitement de la zone postérieure et un autre, plus long, à la zone antérieure. Cette méthode oblige à changer de sonde pendant la séance, ce qui n'est pas souhaitable.
Il a été proposé, comme solution à ce troisième problème, d'employer des transducteurs à focale variable. Ceux ci peuvent être construits à partir d'un réseau de transducteurs élémentaires. Do-Huu a été le premier à utiliser des réseaux annulaires en hyperthermie (JP Do-Huu, P Hartmann, Annular array transducer for deep acoustic hyperthermia, IEEE Ultrasonics Symp, Vol 81CH1689-9, pp. 705-710, 1981, ou brevet US N°4,586,512 du 5/1986). Ensuite toujours en hyperthermie on peut citer les travaux de Cain (CA Cain , SA Umemura, Concentric-ring and sector vortex phased array applicators for ultrasound hyperthermia therapy, IEEE Trans Microwave Theory Tech, vol MTT-34, pp 542-551, 1986) et ceux d'Ebbini (ES Ebbini, CA Cain, A spherical-section ultrasound phased array applicator for deep localized hyperthermia, IEEE Trans Biomed Eng, vol 38, pp 634-643, 1991).
JY Chapelon et al, The feasability of tissue ablation using high intensity electronically focused ultrasound, IEEE Ultrasonics Symp, Vol 93CH3301-9, pp 1211-1214, 1993 propose d'utiliser des réseaux de transducteurs annulaires (annular phased arrays) en HIFU.
Les travaux de Hynynen et les publications correspondantes, par exemple K Hynynen et al, Feasability of using Ultrasound phased Arrays for MRI monitored Noninvasive surgery, IEEE Trans UFFC, Vol 43, N°6, 1996, proposent des traitements en HIFU.
Un transducteur à focale variable peut également être construit à l'aide d'un transducteur à focale fixe et d'une lentille acoustique, comme cela est décrit dans le brevet DORY FR-A-2 715 822.
Dans tous les cas il est essentiel d'adapter les paramètres de traitement à la profondeur de la cible pour obtenir un effet thérapeutique satisfaisant. En particulier la fréquence de fonctionnement du transducteur doit être déterminée. On la calcule à partir de l'équation qui donne de la puissance acoustique absorbée par unité de volume (W/cm3) au point focal d'un transducteur focalisé : Q = 2.α F I0.G.e"2αFd (1) avec
Q : puissance acoustique absorbée par unité de volume α le coefficient d'atténuation acoustique(Néper/cm/MHz) Io : Intensité acoustique à la surface d'émission du transducteur (W/crn^)
G : Gain d'antenne F : Fréquence (Mhz) d : Epaisseur du milieu absorbant (cm) comme expliqué dans Hill C.R. " Optimum acoustic frequency for focused ultrasound surgery " in Ultrasound in Med & Biol; 20; 271-277; 1994 et " Lésion development in focused ultrasound surgery: a gênerai model " in Ultrasound in Med & Biol; 20; 259-269; 1994.
Cette approche formelle est connue et utilisée par les concepteurs de dispositifs de traitement des tissus par ultrasons focalisés qui déterminent la fréquence optimale de fonctionnement d'un transducteur de thérapie selon la profondeur ou l'atténuation acoustique de la cible visée. Ce choix est défini à priori et reste figé pour un transducteur donné.
Seppi, US-A-4 875 487 propose, pour rhyperthermie, d'utiliser des transducteurs large bande et de choisir la plage de fréquences de travail en fonction de la profondeur de la cible. Ce document propose en outre d'utiliser un signal large bande de sorte à créer des faisceaux incohérents, et donc non-focalisés.
EP-A-0 351 610 décrit des transducteurs à large bande focalisés par focalisation électronique, et propose un asservissement de la focalisation en fonction de la cavitation. L'invention propose une solution élégante et simple au problème de la répartition de la puissance acoustique dans un traitement par ultrasons ; elle assure un meilleur contrôle de la puissance totale, et une bonne définition de la zone traitée.
Plus précisément, l'invention propose un appareil de traitement d'une cible biologique par émission d'ultrasons focalisés à haute intensité vers un point focal, comprenant des moyens transducteurs à large bande, des moyens de pilotage des dits moyens transducteurs pour émettre des ultrasons focalisés sur une plage de fréquence étroite, et des moyens de réglage de la plage de fréquence des moyens de pilotage en fonction des résultats d'une mesure.
Dans un mode de réalisation, les moyens d'émission présentent une focale variable.
Avantageusement, l'appareil comprend en outre des moyens de couplage d'une épaisseur variable adjacents aux moyens d'émission. On peut aussi prévoir que les moyens d'émission présentent une focale fixe, et des moyens de couplage d'une épaisseur variable adjacents aux moyens d'émission.
Dans un mode de réalisation, l'appareil comprend en outre des moyens de mesure de l'atténuation acoustique au voisinage du point focal, et les moyens de réglage règlent la plage de fréquence des ultrasons focalisés en fonction des résultats fournis par les moyens de mesure de l'atténuation acoustique.
Dans un autre mode de réalisation, l'appareil comprend en outre des moyens de mesure de la variation de l'atténuation acoustique moyenne au voisinage du point focal, et les moyens de réglage règlent la plage de fréquence des ultrasons focalisés en fonction des résultats fournis par les moyens de mesure de la variation de l'atténuation acoustique moyenne.
Avantageusement, l'appareil comprend des moyens de calcul ou de mesure de la température au voisinage du point focal et en ce que les moyens de réglage règlent la plage de fréquence des ultrasons focalisés en fonction des résultats fournis par les moyens de calcul ou de mesure de la température.
On peut aussi prévoir des moyens de détermination de l'épaisseur des tissus traversés et dans ce cas, les moyens de réglage règlent la plage de fréquence des ultrasons focalisés en fonction des résultats fournis par les moyens de détermination de l'épaisseur. De préférence, les moyens de détermination de l'épaisseur des tissus traversés comprennent des moyens de mesure de l'épaisseur des moyens de couplage d'une épaisseur variable.
Dans un mode de réalisation, l'appareil comprend des moyens de calculs du déplacement de la lésion en fonction du temps de tir et de calcul de l'épaisseur des tissus traversés et en ce que les moyens de réglage règlent la fréquence des ultrasons focalisés en fonction du déplacement et de l'épaisseur.
L'appareil peut aussi comprendre des moyens de calculs de la profondeur de la lésion en fonction du temps de tir et dans ce cas, les moyens de réglage règlent la fréquence des ultrasons focalisés en fonction de la profondeur. Dans un mode de réalisation, les moyens de réglage règlent la plage de fréquence avant un tir.
Dans un autre mode de réalisation, les moyens de réglage règlent la plage de fréquence pendant un tir.
L'invention propose aussi un procédé de réglage de la fréquence d'un appareil de traitement d'une cible biologique par émission d'ultrasons focalisés à haute intensité vers un point focal, comprenant les étapes de
- mesure de l'atténuation ou de la variation d'atténuation de la cible biologique; et - réglage de la fréquence des ultrasons focalisés en fonction de l'atténuation mesurée.
Elle propose encore un procédé de réglage de la fréquence d'un appareil de traitement d'une cible biologique par émission d'ultrasons focalisés à haute intensité vers un point focal, comprenant les étapes de
- mesure de l'épaisseur des tissus traversés; et
- réglage de la fréquence des ultrasons focalisés en fonction de l'épaisseur des tissus traversés.
Avantageusement, la mesure de l'épaisseur des tissus traversés comprend les étapes de
- calcul de la distance focale entre un émetteur et le point focal;
- mesure de la distance entre l'émetteur et la première interface avec le corps contenant la cible; et
- soustraction de la distance entre l'émetteur et la première interface à la distance focale pour obtenir l'épaisseur des tissus traversés.
De préférence, le réglage de la fréquence des ultrasons s'effectue de sorte à appliquer à la cible une puissance donnée Q.
On peut aussi prévoir que le réglage de la fréquence des ultrasons s'effectue par application de la formule suivante: Q = 2.α F I0.G.e-2αFd (1) avec Q : puissance acoustique absorbée par unité de volume α : Coefficient d'atténuation acoustique (Néper/cm/MHz)
Iθ : Intensité acoustique à la surface d'émission du transducteur (W/cm^)
G : Gain d'antenne F : Fréquence (MHz) d : Epaisseur du milieu absorbant (cm), de sorte à appliquer à la cible une puissance donnée Q.
Dans un mode de réalisation, l'étape de réglage des fréquences s'effectue avant un tir. Dans un autre mode de réalisation, l'étape de réglage des fréquences s'effectue pendant un tir.
D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront à la lecture de la description qui suit de modes de réalisation de l'invention, donnée à titre d'exemple et en référence aux dessins annexés qui montrent: - figure 1 une représentation schématique d'un appareil de HIFU pour la mise en oeuvre de l'invention ; - figure 2 un ordinogramme d'un procédé possible pour le réglage de la fréquence selon l'invention. L'invention propose, dans un appareil de HIFU, de faire varier la fréquence des ultrasons utilisés, en fonction de l'atténuation acoustique mesurée de la cible, ou des variations d'atténuation mesurées. Elle propose aussi d'utiliser des moyens d'émissions large bande, pour émettre des ultrasons dans une bande de fréquence étroite, cette bande de fréquence variant en fonction de l'atténuation ou de la variation d'atténuation mesurée.
L'invention va à l'encontre de l'enseignement des documents de l'art antérieur proposant d'utiliser des transducteurs large bande. Dans ces documents, les transducteurs large bande sont utilisés pour émettre des ultrasons sur une plage de fréquence importante, et non pas pour émettre des ultrasons sur une bande de fréquence étroite.
Pour l'homme du métier, ou pour le spécialiste des ultrasons focalisés, le terme "large bande" recouvre environ 50% de la fréquence centrale, soit par exemple 2 à 3 MHz.. Les fréquences habituellement utilisées dans la thérapie par hyperthermie ou par HIFU sont en général comprises entre 1 MHz et 5 MHz.
Inversement, le terme "bande étroite" signifie pour l'homme du métier une plage de fréquence réduite par rapport à la fréquence centrale; on entend par "monofréquence" une plage de fréquence aussi réduite que possible, compte tenu des contraintes techniques sur le matériel d'émission; une émission d'ultrasons pour des fins thérapeutiques est généralement considérée monofréquence lorsque la plage des fréquences émises est inférieure à environ 5% de la fréquence centrale des ultrasons.
L'invention propose aussi une solution au problème nouveau de la variation de l'atténuation en fonction de la cible et des individus. Elle repose sur la constatation surprenante que l'atténuation acoustique varie d'un patient à un autre, même pour les mêmes tissus. Sur un échantillon aussi réduit que 30 personnes, des mesures effectuées sur la prostate montrent que l'atténuation acoustique varie d'un patient à un autre, dans un rapport de 50 % environ. Ceci entraîne un problème nouveau de dégradation de la reproductibilité des traitements qui est incompatible avec une bonne efficacité du traitement. L'invention va ainsi à l'encontre d'un préjugé généralement répandu dans l'art antérieur: dans tous les documents traitant des HIFU, les calculs font référence à une valeur figée de l'atténuation du tissu. Cette valeur provient généralement de publications. Il est donc généralement admis qu'un tissu donné présente une valeur d'atténuation acoustique fixe. A l'inverse de ce préjugé, l'invention propose d'adapter la fréquence de fonctionnement du transducteur non seulement au type d'organe ciblé mais aussi au patient concerné. Avantageusement, cette mesure peut se faire avant chaque traitement, se sorte à permettre de régler la fréquence optimale de l'appareil de HIFU, par exemple à l'aide de la formule (1) citée plus haut.
Diverses solutions sont possibles pour la mesure de l'atténuation acoustique. Cette mesure s'effectue avantageusement par mesure de l'atténuation en mode réflexion. Ophir a fait un inventaire des techniques de mesure en réflexion de l'atténuation dans les tissus biologiques (J. Ophir, T. H. Shawker, N. F. Maklad, J. G. Miller, Stephen W. Flax, P. A. Narayana and J. P. Jones, "Atténuation estimation in reflection: progress and prospects", Ultrasonic Imaging 6, pp 349-395, 1984). D'une manière générale, on distingue deux types de méthodes pour mesurer l'atténuation dans les tissus biologiques : les méthodes fréquenti elles et les méthodes temporelles. Les méthodes temporelles sont mieux adaptées au " temps réel " , alors que les méthodes fréquentielles sont plus fines et flexibles mais plus coûteuses en calculs.
Les méthodes fréquentielles sont principalement de deux sortes. Les méthodes de différences de spectres (Spectral Differential Methods) où l'information est contenue dans la variation d'amplitude des différentes composantes du spectre, et les méthodes de déplacement spectral (Spectral Shift Methods) où l'information est contenue dans le déplacement de la fréquence centrale du signal.
Les méthodes temporelles peuvent aussi être divisées en 2 catégories. D'une part, elles comprennent les méthodes utilisant l'amplitude du signal échographique qui sont les méthodes d'estimation de l'atténuation d'amplitude en large bande ou en bande étroite (Amplitude Atténuation Estimation Methods). D'autre part, elles comprennent les méthodes temporelles qui renseignent sur l'évolution de la fréquence centrale du signal (Zéro crossing density methods). Ces différentes méthodes peuvent être utilisées pour la mise en oeuvre de l'invention. Une fois la mesure effectuée, par exemple grâce à l'une ou l'autre de ces méthodes, l'invention propose de déduire des résultats de la mesure la fréquence optimale pour le traitement de HIFU. La détermination de cette fréquence peut avantageusement s'effectuer par application de l'équation (1) citée plus haut. L'application de cette formule permet de calculer la fréquence optimale pour une quantité d'énergie donnée à appliquer à la cible; il suffit pour cela d'inverser la formule (1) pour obtenir la valeur de la fréquence, en fonction de l'atténuation.
L'invention peut facilement être mise en oeuvre dans l'appareil décrit plus bas en référence aux figures 1 et suivantes.
Dans un autre mode de réalisation, l'invention propose, dans un appareil de HIFU, de faire varier la fréquence des ultrasons utilisés, en fonction de la température des tissus de la cible. L'invention propose ainsi une solution au problème nouveau de la variation de l'atténuation en fonction de la température de la cible. En effet, le coefficient d'atténuation varie avec la température, en particulier lorsqu'elle dépasse 50°C. La variation pour un tissu soumis à un traitement thermique pouvant être 2 fois sa valeur à 37°C, l'invention permet une meilleure utilisation de l'énergie, et l'application d'un traitement dans une zone plus précise.
Contrairement à l'ensemble des appareils de l'art antérieur, dans lesquels cette variation est négligée, ou simplement ignorée, l'invention propose de faire varier la fréquence pendant la durée de tir. Comme dans le cas précédent, la variation de fréquence au cours du tir peut s'effectuer en appliquant la formule (1). Pour cela, pour une puissance acoustique cible déterminée, on inverse la formule (1), et on obtient la fréquence optimale en fonction de la température de la cible. La température de la cible peut être mesurée par LRM au cours du traitement; elle peut aussi être calculée en utilisant la "bioheat équation", qui décrit l'évolution de la chaleur au cours du tir. Cette équation est mentionnée dans les publications qui traitent de l'hyperthermie tissulaire, comme par exemple dans Bowman HF "the bioheat transfer équation and discrimination of thermally significant vessels" ann. New York Acad. Of Sci. N° 335 pp 155-160, 1981. La bioheat équation permet également de calculer la dose thermique nécessaire à la nécrose des tissus, comme expliqué par exemple dans Sapareto SA et Dewey WC "thermal dose détermination in cancer therapy" Int. J. Radiation Onclology Biol. Phys. N°10 pp 787_800, 1984.
L'invention permet de la sorte d'optimiser le dépôt de chaleur autour du point focal, d'augmenter la vitesse de formation des lésions élémentaires et donc de diminuer les durées de traitement.
Cette variation de la fréquence au cours du traitement peut être utilisée indépendamment ou en combinaison avec la variation de la fréquence avant le traitement. L'invention qui vient d'être décrite peut être mise en oeuvre dans un appareil du type de celui décrit dans la suite en référence aux figures 1 et suivantes.
L'invention propose encore, dans un appareil de HIFU, de faire varier la fréquence en fonction de l'épaisseur du tissu traversé. Dans la pratique, les transducteurs de traitement ultrasoniques ne sont pas en contact direct avec la cible ou le tissu, et les ultrasons traversent d'abord un liquide de couplage. Celui-ci est généralement contenu dans une poche que l'on appuie sur le tissu. Pour atteindre des cibles plus ou moins profondes, on ajuste la position du transducteur le long de l'axe acoustique. Il en résulte que la distance parcourue par les ultrasons dans le tissu peut varier.
L'invention propose, pour optimiser l'efficacité, d'adapter ou de faire varier la fréquence d'émission en fonction de l'épaisseur du tissu réellement traversée. Cette épaisseur peut être par exemple être calculée par soustraction, en connaissant la distance focale et en mesurant la distance entre le transducteur et la première interface tissulaire. Cette dernière peut être déterminée par exemple en utilisant la technique décrite dans la demande FR 9406 539.
On peut alors appliquer la formule (1) pour déterminer la fréquence optimale, pour une puissance Q donnée, en fonction de l'épaisseur du milieu absorbant d. Il suffit pour cela d'inverser la formule (1) pour obtenir F comme fonction de d. Dans cette hypothèse, on néglige les pertes dans le milieu de couplage, ce qui est légitime pour l'eau généralement utilisée comme milieu de couplage.
L'invention assure qu'un même transducteur est efficace aussi bien pour des tirs profonds que pour des tirs superficiels. Elle évite des tirs trop puissants et des brûlures à faible profondeur.
Cette variation de fréquence selon l'invention peut s'effectuer avant ou pendant le traitement. Elle peut être combinée avec une variation de fréquence en fonction de l'atténuation de la cible, calculée avant le tir. Elle peut aussi être combinée à une variation de la fréquence en fonction de la température de la cible. Elle peut aussi être utilisée seule. L'invention qui vient d'être décrite peut être mise en oeuvre dans un appareil du type de celui décrit dans la suite en référence aux figures 1 et suivantes.
L'invention propose encore une solution au problème nouveau de la progression de la lésion au cours du tir. Elle repose sur la constatation nouvelle que dans un appareil de HIFU, la lésion biologique dans les tissus prend naissance à proximité du point focal et progresse en direction du transducteur à des profondeurs qui deviennent ainsi de plus en plus faibles. Ceci est à l'origine d'un problème nouveau, en ce que les fréquences choisies pour une profondeur de tir donnée ne sont pas nécessairement les mieux adaptées au cours du tir si la lésion biologique se forme à des profondeurs variables. Ainsi, si la fréquence a été choisie de manière optimale pour la création d'une lésion au point focal, elle devient de moins en moins adaptée à mesure que la lésion se rapproche du transducteur. En pratique cela se traduit par un problème nouveau de perte d'efficacité au cours du tir. Par exemple, il suffit de quelques millisecondes pour former une lésion de 5-10 mm au point focal mais il faut plusieurs secondes pour qu'elle se développe sur quelques 20 mm en avant du point focal. Avec des durées de tir dépassant quelques secondes, les effets de diffusion thermiques ne sont pas négligeables et peuvent donner naissance à des lésions dont l'étendue est mal maîtrisée. Dans ce cas, il convient d'adapter la fréquence de fonctionnement au déplacement de la lésion.
L'invention propose donc d'adapter au cours du temps la fréquence en fonction du déplacement de la lésion, et donc de la profondeur de celle-ci. La loi de déplacement de la lésion peut être établie non seulement expérimentalement mais aussi suivant une simulation à partir d'un modèle mathématique. La fréquence peut alors être adaptée en utilisant la formule (1), en tenant compte de la variation d'épaisseur des tissus traversés provoquée par le déplacement de la lésion. On peut aussi simplement utiliser les valeurs de fréquence données à titre d'exemple dans les différents modes de réalisation qui suivent.
Dans un mode de réalisation, l'invention est adaptée au cas d'un transducteur à focale fixe, pour lequel la formation de la lésion est accompagnée d'un changement de fréquence pendant le tir. Le tableau suivant donne à titre d'exemple les valeurs des dimensions de la lésion selon la durée du tir. Ces valeurs sont issues de l'expérimentation sur animal.
Figure imgf000012_0001
La profondeur P de la lésion est la distance entre le point de la lésion le plus éloigné de la surface - typiquement la surface de la peau du patient, ou dans le cas d'un traitement endocavitaire, la surface interne de la cavité utilisée pour le traitement - et cette surface. La distance d est la distance entre le point de la lésion le plus proche de la surface et la surface. Ces deux distances sont représentées sur la figure 1
Après 2 secondes de tir, la base de la lésion est située à 7 mm de profondeur, et fait 10 mm de longueur. Entre 2 et 4,5 seconde de tir la lésion s'étend jusqu'à atteindre la surface. On constate ainsi la profondeur de la lésion varie au cours du tir, et que la lésion progresse vers la surface; l'invention propose d'utiliser cette constatation surprenante pour adapter la fréquence en conséquence. On peut par exemple utiliser une fréquence basse en début de tir pour initier une lésion profonde et des fréquences élevées en fin de tir lorsque la lésion se situe à proximité de la surface. On propose par exemple la séquence de tir suivante:
Figure imgf000012_0002
Autrement dit, on change la fréquence de tir toutes les secondes, en faisant croître la fréquence. Ce mode de réalisation, dans lequel on fait varier la fréquence par paliers, est le plus simple à mettre en oeuvre; on peut aussi envisager d'autres modes de variation de la fréquence pour faire augmenter la fréquence au cours du tir.
Les valeurs de fréquence mentionnées dans la tableau sont optimales pour une intensité au foyer de 1000 à 2000 W/cm2, un transducteur de diamètre 40 mm, et de focale 40 mm, tel que l'appareil "Ablatherm" de la demanderesse qui est utilisé pour les traitements des cancers de la prostate par voie endorectale. Les valeurs de la fréquence peuvent varier, en fonction du traitement suivi, du transducteur, et des lésions.
L'invention assure ainsi une meilleure efficacité et un meilleur contrôle des lésions, en assurant que le tir "suit" la formation de la lésion. L'invention, dans ce mode de réalisation, propose d'adapter la fréquence à l'extension de la liaison au cours du traitement.
Comme plus haut, l'invention peut être utilisée en combinaison avec des variations de la fréquence en fonction de l'atténuation dans les tissus, de la température des tissus, ou en fonction de l'épaisseur des moyens de couplage.
L'invention propose aussi de faire varier la position de la lésion par rapport au point focal d'un transducteur à focale fixe, par un changement de fréquence au cours du tir, ou entre les tirs. Dans ce mode de réalisation, l'invention repose sur la constatation que l'atténuation des tissus augmente avec la fréquence. L'énergie arrivant au point focal diminue donc à mesure que la fréquence augmente et les lésions se forment en aval du point focal lorsque la fréquence augmente. L'invention propose de procéder à des tirs successifs à des fréquences différentes.
Le tableau suivante donne les valeurs de la position des lésions selon la fréquence du tir. Ces valeurs sont issues des expérimentations réalisées sur animal.
Figure imgf000013_0001
les autres paramètres de traitement sont: le temps d'émission pour chaque tir = 4,5 s le temps d'attente à la suite de chaque tir = 5 s;
Dans tous les cas, la surface du transducteur a été refroidie.
Pour les fréquences les plus élevées, les lésions sont effectivement créées à plus faible profondeur. La longueur des lésions reste relativement constante de telle sorte qu'elles viennent se former à proximité de la surface des tissus.
En reprenant l'exemple du transducteur de l'appareil "Ablatherm" de la demanderesse, on peut exciter le transducteur soit à la fréquence de 2,25 MHz lorsque le cœur de la prostate est visé, ou avantageusement à 3 MHz lorsque l'on cherche à atteindre la zone postérieure de la prostate, en particulier la capsule de la glande. L'invention permet ainsi d'adapter, pour une même distance focale et donc sans déplacement de la sonde, la profondeur des tissus traités, par une simple variation de fréquence. On assure ainsi par des moyens électriques ou électroniques un déplacement de la zone traitée, sans recourir à un déplacement mécanique ou à une focalisation électronique. Comme plus haut, l'invention peut être utilisée en combinaison avec des variations de la fréquence en fonction de l'atténuation dans les tissus, de la température des tissus, ou en fonction de l'épaisseur des moyens de couplage.
Dans tous les modes de réalisation décrits plus haut, le changement de fréquence peut être discret ou continu. La figure 1 montre une représentation schématique d'un appareil de HIFU pour la mise en oeuvre de l'invention. L'appareil 1 comprend des moyens d'émission d'ultrasons focalisés de haute intensité, par exemple une coupelle 2 de transducteurs composites, ou une mosaïque de transducteurs. Les moyens d'émission sont des moyens d'émission large bande, qui focalisent les ultrasons sur un point focal, et sont adaptés à émettre des ultrasons sur une bande de fréquence d'une largeur de 40% de la fréquence centrale, de préférence une largeur de 50% de la fréquence centrale; des valeurs de 2 à 3 MHZ pour la largeur de bande sont adaptés. Une bande de fréquence d'une telle larguer, recouvrant les valeurs de fréquence mentionnées plus haut, est adaptée. Une telle bande de fréquence peut être obtenue pour des transducteurs du type piezocomposites, i. e. pour des transducteurs composés d'une matrice souple et de céramiques, et dont le couplage est essentiellement obtenu par compression de la matrice souple; autrement dit, l'énergie est principalement couplée non pas directement depuis les céramiques, mais au contraire par l'intermédiaire de la matrice.
Dans ces modes de réalisation, les variations de fréquence ont un effet sur la focalisation, une fréquence plus élevée produisant une tache focale plus fine, en raison de la diffraction et en conséquence, une intensité au foyer plus grande, à puissance d'émission constante.
Les moyens d'émission 1 émettent des ultrasons vers un milieu de couplage 3, par exemple de l'eau dégazée, contenue dans une enveloppe 4 transparente aux ultrasons.
L'appareil de la figure 1 comprend en outre des moyens 5 de mesure de l'atténuation acoustique au voisinage du point focal 9 des moyens d'émission; ces moyens 5 fournissent à des moyens de réglage 6 de la fréquence des ultrasons focalisés les résultats de la mesure qu'ils effectuent. On peut notamment utiliser pour la mesure de la variation de l'atténuation acoustique la solution décrite dans la demande de brevet déposée le même jour par la demanderesse sous le titre « Procédé de mesure de l'effet d'un traitement sur un tissu ». Cette solution particulièrement avantageuse peut être utilisée en lieu et place d'une mesure de l'atténuation par une méthode classique. Dans la mesure où cette solution implique une mesure avant et après le tir, elle est avantageusement mise en œuvre dès le deuxième tir ; elle présente l'avantage de pouvoir être mise en œuvre en temps réel au cours du traitement. Les moyens de réglage effectuent un réglage de la fréquence des ultrasons focalisés, par exemple en exploitant l'équation (1), le cas échéant avec le correctif de la fréquence mentionné plus haut. Ce réglage peut s'effectuer de préférence avant chaque tir.
L'appareil de la figure 1 comprend en outre des moyens 8 de mesure de l'épaisseur des tissus traversés, par exemple qui mesurent la distance entre un point fixe et l'enveloppe 4 au contact avec les tissus. Connaissant la distance focale, les moyens 8 peuvent déterminer l'épaisseur des tissus traversés. Les moyens de mesure peuvent par exemple utiliser l'échographie en mode A, comme décrit dans la demande de brevet française déposée sous le numéro FR 94 06 539. Dans cette demande, le transducteur est un transducteur mosaïque dont la pastille centrale est utilisée pour générer les signaux acoustiques permettant de mesurer l'atténuation par échographie A.
Le résultat du calcul ou de la mesure est fourni à des moyens de réglage 6 de la fréquence des ultrasons focalisés. Les moyens 6 effectuent un réglage de la fréquence en fonction de l'épaisseur des tissus traversés.
Avantageusement, les moyens 6 sont réglables selon différents modes, en fonction du type de traitement souhaité. Dans un premier mode, les moyens de réglage règlent la fréquence en fonction de l'atténuation de la cible. Dans un deuxième mode, les moyens de réglage règlent la fréquence en fonction de l'épaisseur des tissus traversés. Dans un troisième mode de réglage, les moyens de réglage règlent la fréquence en fonction de l'atténuation de la cible et de l'épaisseur des tissus traversés. Dans un quatrième mode de réglage, les moyens de réglage règlent la fréquence en fonction de la distance de la base de la lésion à la surface. Ces quatre modes de réglage permettent un réglage de la fréquence avant chaque tir, ou avant une série de tirs.
Chacun de ces modes de réglage peut être associé à mode de réglage de la fréquence au cours du tir; dans un quatrième mode de réglage, les moyens de réglage règlent la fréquence au cours du tir en fonction de la température de la lésion; dans un cinquième mode de réglage, les moyens de réglage règlent la fréquence au cours du tir en fonction en fonction de l'épaisseur des tissus traversés au cours du tir, en prenant en compte le déplacement de la lésion au cours du tir. Dans un sixième mode de réglage, les moyens de réglage règlent la fréquence au cours du tir en fonction de la température de la lésion et de l'épaisseur des tissus traversés au cour du tir, en prenant en compte le déplacement de la lésion au cours du tir. Ces trois derniers modes de réglage peuvent être combinés avec les trois premiers modes de réglage.
La figure 2 montre un ordinogramme d'un procédé possible pour le réglage de la fréquence selon l'invention. La figure 2 montre l'exemple d'un traitement de la prostate, à l'aide d'un appareil de HIFU présentant un milieu de couplage d'épaisseur variable.
A l'étape 20, l'appareil est mis en place, et l'enveloppe du milieu de couplage est mise en contact avec le corps du patient. Le point de focalisation du dispositif d'émission est amené au voisinage de la cible à traiter, par un procédé .connu en soi, par exemple par imagerie de la zone entourant la cible, en visualisant le point focal sur l'écran du dispositif d'imagerie.
A l'étape 22, on procède à une mesure de l'épaisseur d des tissus traversés, à l'aide des moyens de mesure 8, en connaissant la distance focale du transducteur.
A l'étape 24, on procède à une mesure de l'atténuation acoustique de la prostate du patient: μp, à l'aide des moyens de mesure 5 de l'atténuation.
Connaissant d et μp, à l'étape 26, on calcule la fréquence optimale de tir FI pour apporter à la cible une énergie donnée.
A l'étape 28, connaissant la loi d'évolution de la température, et la loi de déplacement de la lésion, on calcule la durée tl du tir avant le changement de fréquence. Ce calcul, comme expliqué plus haut, est effectué en utilisant la "bioheat équation"; on peut aussi utiliser les valeurs expérimentales mentionnées plus haut.
A l'étape 30, on calcule ensuite, pour la position de la lésion après la durée tl, et pour la température après la durée tl, un nouvelle fréquence optimale F2, en utilisant la nouvelle épaisseur de tissus traversés et la nouvelle atténuation fonction de la température atteinte.
On recommence les étapes 28 et 30, jusqu'à atteindre la durée correspondant à un traitement de l'ensemble de la cible.
On peut ensuite procéder au traitement.
On peut aussi procéder au traitement, en même temps que l'on calcule la fréquence Fi et le temps ti pour la séquence de tir suivante. Ce mode de réalisation est avantageux si on mesure en continu, ou entre chaque tir, la nouvelle atténuation.
Dans la description qui précède, on a utilisé le mot "tir" pour une émission d'ultrasons à une fréquence donnée; le traitement peut avantageusement comprendre une pluralité de tels tirs, séparés ou non par des intervalles pendant lesquels on n'émet pas d'ultrasons focalisés.
Le réglage de la fréquence selon l'invention s'effectue, de préférence automatiquement, en fonction de la puissance de traitement choisie. Le procédé s'applique à toutes les puissances de traitement, et ne permet pas de suggérer la puissance de traitement ou l'énergie totale à appliquer pour une cible donnée. En ce sens, le réglage de la fréquence selon l'invention n'est qu'un procédé technique visant à résoudre le problème technique d'une répartition optimale de l'énergie dans la cible, et uniquement dans la cible. Ce réglage selon l'invention est donc indépendant de l'exercice par un médecin ou un chirurgien de son art, par le choix des organes à traiter, de la puissance à appliquer, de la durée du traitement ou des autres paramètres. En fait, ce réglage de fréquence n'a aucun rapport fonctionnel avec l'effet thérapeutique du traitement, qui est déterminé par le médecin mettant en oeuvre le traitement. Dans l'ensemble de la présente description, on a utilisé le terme d'atténuation.
On pourrait aussi utiliser le terme d'absorption ; de façon stricte, l'absorption ne prend pas en compte les phénomènes de diffusion et les autres pertes dans le milieu. Au contraire, l'atténuation est généralement calculée à partir de l'affaiblissement global du signal. Dans la pratique, le rapport de l'atténuation et de l'absorption est généralement constant pour un tissu donné.
Bien entendu, la présente invention n'est pas limitée aux exemples et modes de réalisation décrits et représentés, mais elle est susceptible de nombreuses variantes accessibles à l'homme de l'art. Il est clair que si l'invention a été décrite en référence à l'exemple de la prostate, elle n'est pas limitée à un tel organe, et peut s'appliquer à d'autres tissus. On pourrait ainsi utiliser l'invention pour l'hyperthermie du sein, du foie, ou d'autres organes ou tissus. Il est aussi clair que l'invention n'est pas limitée au mode de réalisation de la figure 1, et peut s'appliquer à des appareils endo-cavitaires, tels que ceux décrits dans PCT/FR94/00936.

Claims

REVENDICATIONS
1.- Appareil de traitement d'une cible biologique par émission d'ultrasons focalisés à haute intensité vers un point focal (9), comprenant des moyens transducteurs (2) à large bande, des moyens de pilotage des dits moyens transducteurs pour émettre des ultrasons focalisés sur une plage de fréquence étroite, et des moyens de réglage (6) de la plage de fréquence des moyens de pilotage en fonction des résultats d'une mesure.
2.- Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que les moyens d'émission présentent une focale variable.
3.- Appareil selon la revendication 1 ou 2, caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens de couplage (3, 4) d'une épaisseur variable adjacents aux moyens d'émission.
4.- Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que les moyens d'émission présentent une focale fixe, et en ce qu'il comprend en outre des moyens de couplage d'une épaisseur variable (3, 4) adjacents aux moyens d'émission.
5.- Appareil selon l'une des revendication 1 à 4, caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens de mesure de l'atténuation acoustique au voisinage du point focal, et en ce que les moyens de réglage règlent la plage de fréquence des ultrasons focalisés en fonction des résultats fournis par les moyens de mesure de l'atténuation acoustique.
6.- Appareil selon l'une des revendication 1 à 4, caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens de mesure de la variation de l'atténuation acoustique moyenne au voisinage du point focal, et en ce que les moyens de réglage règlent la plage de fréquence des ultrasons focalisés en fonction des résultats fournis par les moyens de mesure de la variation de l'atténuation acoustique moyenne.
7.- Appareil selon l'une des revendications 1 à 6, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens de calcul ou de mesure de la température au voisinage du point focal et en ce que les moyens de réglage règlent la plage de fréquence des ultrasons focalisés en fonction des résultats fournis par les moyens de calcul ou de mesure de la température.
8.- Appareil selon l'une des revendications 1 à 7, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens de détermination de l'épaisseur des tissus traversés et en ce que les moyens de réglage règlent la plage de fréquence des ultrasons focalisés en fonction des résultats fournis par les moyens de détermination de l'épaisseur.
9.- Appareil selon la revendication 8, caractérisé en ce que les moyens de détermination de l'épaisseur des tissus traversés comprennent des moyens de mesure de l'épaisseur des moyens de couplage d'une épaisseur variable.
10.- Appareil selon l'une des revendications 1 à 9, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens de calculs du déplacement de la lésion en fonction du temps de tir et de calcul de l'épaisseur des tissus traversés et en ce que les moyens de réglage règlent la fréquence des ultrasons focalisés en fonction du déplacement et de l'épaisseur.
11.- Appareil selon l'une des revendications 1 à 10, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens de calculs de la profondeur de la lésion en fonction du temps de tir et en ce que les moyens de réglage règlent la fréquence des ultrasons focalisés en fonction de la profondeur.
12.- Appareil selon l'une des revendications 1 à 11 , caractérisé en ce que les moyens de réglage règlent la plage de fréquence avant un tir.
13.- Appareil selon l'une des revendications 1 à 10, caractérisé en ce que les moyens de réglage règlent la plage de fréquence pendant un tir.
14.- Procédé de réglage de la fréquence d'un appareil de traitement d'une cible biologique par émission d'ultrasons focalisés à haute intensité vers un point focal, selon l'une des revendications 1 à 13, comprenant les étapes de - mesure de l'atténuation ou de la variation d'atténuation de la cible biologique; et
- réglage de la fréquence des ultrasons focalisés en fonction de l'atténuation mesurée.
15.- Procédé de réglage de la fréquence d'un appareil de traitement d'une cible biologique par émission d'ultrasons focalisés à haute intensité vers un point focal, selon l'une des revendications 1 à 13, comprenant les étapes de
- mesure de l'épaisseur des tissus traversés; et - réglage de la fréquence des ultrasons focalisés en fonction de l'épaisseur des tissus traversés.
16.- Procédé selon la revendication 15, caractérisé en ce que la mesure de l'épaisseur des tissus traversés comprend les étapes de
- calcul de la distance focale entre un émetteur et le point focal;
- mesure de la distance entre l'émetteur et la première interface avec le corps contenant la cible; et
- soustraction de la distance entre l'émetteur et la première interface à la distance focale pour obtenir l'épaisseur des tissus traversés.
17.- Procédé selon la revendication 14, 15 ou 16, caractérisé en ce que le réglage de la fréquence des ultrasons s'effectue de sorte à appliquer à la cible une puissance donnée Q.
18.- Procédé selon l'une des revendications 14 à 17, caractérisé en ce que le réglage de la fréquence des ultrasons s'effectue par application de la formule suivante:
Q = 2.α F I0.G.e-2αFd (1) avec Q : puissance acoustique absorbée par unité de volume α : Coefficient d'atténuation acoustique (Néper/cm/MHz) In : Intensité acoustique à la surface d'émission du transducteur (W/cm.2)
G : Gain d'antenne F : Fréquence (MHz) d : Epaisseur du milieu absorbant (cm), de sorte à appliquer à la cible une puissance donnée Q.
19.- Procédé selon l'une des revendications 14 à 18, caractérisé en ce que l'étape de réglage des fréquences s'effectue avant un tir.
20.- Procédé selon l'une des revendications 14 à 19, caractérisé en ce que l'étape de réglage des fréquences s'effectue pendant un tir.
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