WO2003099133A1 - Procede, sonde et appareil pour caracteriser par voie ultrasonore un milieu d'etude en particulier la couche corticale d'un os - Google Patents

Procede, sonde et appareil pour caracteriser par voie ultrasonore un milieu d'etude en particulier la couche corticale d'un os Download PDF

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WO2003099133A1
WO2003099133A1 PCT/FR2003/001565 FR0301565W WO03099133A1 WO 2003099133 A1 WO2003099133 A1 WO 2003099133A1 FR 0301565 W FR0301565 W FR 0301565W WO 03099133 A1 WO03099133 A1 WO 03099133A1
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WO
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receivers
propagation
frequency
probe
signal
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PCT/FR2003/001565
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Inventor
Emmanuel Bossy
Maryline Talmant
Pascal Laugier
Original Assignee
Centre National De La Recherche Scientifique
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0875—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings for diagnosis of bone
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01H—MEASUREMENT OF MECHANICAL VIBRATIONS OR ULTRASONIC, SONIC OR INFRASONIC WAVES
    • G01H5/00—Measuring propagation velocity of ultrasonic, sonic or infrasonic waves, e.g. of pressure waves

Definitions

  • the present invention relates to a method for characterizing a study environment by applying ultrasonic excitations to an accessible surface.
  • the accessible surface may belong to the study environment itself, or to an intermediate environment that the ultrasonic excitations will have to pass through to reach the study environment.
  • the present invention is particularly interested in the characterization of the cortical layer of a bone, in a non-invasive and in-vivo manner, the accessible surface then being the surface of the skin while an intermediate medium constituted of soft tissue is interposed between the accessible surface and the cortical layer of the bone.
  • the present invention also relates to a probe and an apparatus for implementing the method and in particular for the non-invasive and in-vivo characterization of the cortical layer of a bone.
  • the aim of the present invention is thus to propose a characterization process which makes it possible to considerably refine the results provided by the application of ultrasonic excitations to a study medium such as the cortical layer of a bone.
  • Another object of the present invention is to provide a probe and an apparatus which are suitable for implementing the method.
  • the method for characterizing a study medium by application of ultrasonic excitations on an accessible surface in particular for characterizing the cortical layer of a bone separated from a surface accessible by a intermediate medium, in particular soft tissue, in which: by at least one transmitter placed on the accessible surface, excitation signals are sent to the study medium,
  • the space-time image can be in the form of a matrix in which each receiver is represented, for example, by a column while each instant, for example each sampling instant, corresponds to a row in the matrix.
  • each column indicates the variation over time of the level of excitation of a receptor associated with this column, while each line indicates the distribution of the levels of excitation along the medium of study. as they were perceived by the receivers at a given time, associated with this line.
  • sampling frequency is chosen to be much higher than the central frequency of the excitation signal, so that the levels of excitation noted unambiguously describe the alternation of excitation linked to the vibrational phenomena in the environment of study.
  • each measurement can be carried out by means of n tests, for example ten tests, and the average of the n excitation levels recorded during the n tests.
  • this intermediate medium delays the reception of each signal characteristic with respect to the moment at which the same signal characteristic left the study medium to start cross the intermediate medium. Such a delay has no impact on the quality of the results obtained.
  • the probe and more particularly the direction of alignment of the receptors of the probe present an angle relative to the direction of propagation in the medium of study, due in particular to a variation in thickness of the intermediate medium along the direction of propagation.
  • the delay introduced by the intermediate medium then differs from one receptor to another and the spatio-temporal image perceived by the receptors presents a deformation over time compared to that which one would note along the study medium. .
  • the image is raised by a spatio-temporal sampling comprising:
  • Space-time sampling typically consists of activating only one receiver for each shot. An emission of a short train of ultrasonic alternations is called firing as an excitation signal. Spatio-temporal sampling then consists in recording at each sampling instant the excitation level of the activated receiver. If necessary, as explained above, it is possible, for each receiver, to carry out n tests and to take as a measurement, for each sampling instant, the average of the n levels of excitation noted.
  • the spatio-temporal image can be processed, in particular by digital two-dimensional Fourier transformation, to extract a spectrum of the temporal frequencies and the spatial frequencies, and in particular to establish a correspondence between the values of the spatial frequencies and the values of the temporal frequencies.
  • This spectrum which can moreover be viewed, reveals, for example in graphical form, parameters from which it is possible to deduce directly or indirectly, as will be described below, physical quantities relating to the environment of study, in particular the propagation speed of the transverse wave (shear wave), the thickness of the propagation medium, in particular of the cortical layer of the bone, etc.
  • the ultrasonic probe for the implementation of a method according to the first aspect, in particular for bone auscultation, comprising at least one ultrasonic transmitter in at least one zone of transmission and ultrasound receivers in a reception area, distributed along an adapter plate, is characterized in that there are at least about ten receivers placed in the reception area.
  • the probe offers a sufficiently precise mesh to perform the spatial part of the spatiotemporal sampling planned according to the method.
  • the apparatus for characterizing a study medium in particular for characterizing a bone in-vivo and in a non-invasive manner, is characterized in that it comprises:
  • emission control means for controlling the emission of successive ultrasonic shots by the at least one transmitter
  • selective activation means for activating at least one of the receivers for each shot, and deactivating others, respectively, for the receivers
  • the apparatus comprises display means, such as a video screen, for viewing a diagram (spatial frequency) - (temporal frequency) extracted from the space-time image by appropriate mathematical processing.
  • This visualization allows the practitioner to carry out a graphic location of the information he is looking for, and also to guide himself to modify the experimental conditions, for example the central excitation frequency, according to the type of modal response he is looking for.
  • FIG. 1 is a schematic view of the probe in section in the plane of the transducers
  • Figure 2 is a partial and schematic view of the probe of Figure 1, on an enlarged scale, in section in a longitudinal plane perpendicular to the plane of the transducers
  • Figure 3 is a block diagram of the apparatus according to the invention
  • Figure 4 is a block diagram of a measurement cycle
  • FIG. 5 is a diagram of the explanatory propagation paths of a first mode of speed evaluation according to the invention
  • FIG. 6 is an explanatory diagram of the evaluation method according to a variant
  • FIG. 1 is a schematic view of the probe in section in the plane of the transducers
  • Figure 2 is a partial and schematic view of the probe of Figure 1, on an enlarged scale, in section in a longitudinal plane perpendicular to the plane of the transducers
  • Figure 3 is a block diagram of the apparatus according to the invention
  • Figure 4 is a block diagram of a measurement cycle
  • FIG. 5 is a diagram of the explanatory propagation paths
  • FIGS. 9 to 12 are views of diagrams (spatial frequency) - (temporal frequency) for four different values of the parameter FE.
  • the probe is of the linear strip type made up of plane, non-focused piezoelectric ultrasonic transducers.
  • the transducers are divided into three zones, namely a central reception zone 2 located between two emission zones 1.
  • the reception zone 2 comprises transducers 4 equidistant operating as receivers and each emission zone 1 comprises transducers 3 equidistant operating as transmitters.
  • any transducer can be either transmitter or receiver, and its effective function in the probe depends only on the electronic transmitter / receiver device to which the probe is connected, and which will be described in detail below as part of the evaluation apparatus according to the invention.
  • the probe is said to be one-dimensional, in the sense that all the transducers 3, 4 are aligned in a single straight row, and are arranged in a common plane which corresponds to the plane of FIG. 1.
  • the transducers 3, 4 are arranged between a rear medium 6 (FIG. 2) called “backing”, and an adapter blade or “front face” 7 intended for contact with the patient's body (skin), with the interposition of a gel.
  • each transducer element In each application, the dimensions of the surface of each transducer element are determined by the directivity and the sensitivity of the elements.
  • the transducers preferably have a width equal to ⁇ e / 2, an expression in which ⁇ e is the wavelength in the ultrasound water at the central frequency of the probe. This width makes it possible to obtain a probe with a wide angular opening.
  • the width of the transducers is oriented parallel to the alignment direction Ox of the transducers 3 and 4 along the probe. In each zone, the transducers 3 or 4 are adjacent to each other.
  • the length of each transducer 3 and 4 measured in the plane of the transducers (plane of Figure 1) but in the direction Oy perpendicular to their direction of alignment Ox, is chosen to be large enough to obtain a sufficiently sensitive element.
  • the length of the transducers is equal to four times ⁇ e.
  • the center frequency of the probe is called the frequency calculated according to the passage of the signal by two consecutive zeros in the same direction, that is to say for example by going from a positive value to a negative value of the intensity.
  • Each zone 1 or 2 is framed by two elements 8 connected to the ground.
  • the transducers 3 and 4 which are at the edge of region 1 or 2 operate under the same conditions as a transducer 3 or 4 located between two other transducers in the same region.
  • an absorbent barrier 11 which in the example shown is made of cork.
  • the barriers 11 called “front face barriers”, are intended to strongly attenuate the waves likely to propagate in the face front of the probe. They each form an interruption in the adapter blade 7 (FIG. 2), extend throughout the thickness zone (in the direction Oz) of the transducers 3 and 4, and protrude into the rear medium 6 without, however, passing through it completely. .
  • Each barrier 11 has an anterior face 12 intended to be separated from contact with the patient's skin only by a sealing film which also covers the blade 7.
  • the face 12 is planar and coplanar with the front face of the adapter blade 7.
  • Each barrier 11 has in the direction Oy a dimension at least equal to the transducers, that is to say in the example four times ⁇ e . In the direction Ox, the barrier 11 extends for example 10 mm.
  • the probe being in the air, for an electrical signal of 160 Volts emitted on a transducer on one side of a barrier 11, the electrical signal received by a transducer located on the other side of the barrier is less than 160 microvolts , so that the amplitude attenuation is at least equal to a factor 10 6 , which is equivalent to 120 dB.
  • the reception zone comprises 32 transducers 4 adjacent to each other, and each transmission zone comprises three transducers 3 adjacent to each other. There are therefore a total of 38 transducers, six elements 8 connected to ground and two barriers 11, and thus the total length of the probe is of the order of 50 mm with the dimensions exposed above.
  • the reception area can typically, but not limited to, include 10 to 64 receivers depending on the use of the probe and the desired probe size. The choice depends on a compromise between the chosen central frequency and the site of the skeleton that is explored.
  • the probe also includes a protective plastic box 13 which is only shown diagrammatically in FIG. 2.
  • the housing 13 contains a connector 14 by which the transducers 3 and 4 are connected to a single cable 16 in which the individual electrical connections with each transducer are spatially collected.
  • the mass 17 is represented inside the housing 13, but in practice, it is an additional wire in the cable 16, via the connector 14.
  • the apparatus according to the invention for evaluating in vivo and in a non-invasive manner the mechanical properties of a bone comprises: a probe 21 which can be tell, as described with reference to FIGS. 1 and 2 and which is only very schematically represented;
  • an electronic transmitter / receiver module 22 which is connected on the one hand to the probe 21 by the cable 16 and on the other hand to a PC computer 23 in which are installed a digital signal acquisition card 24 as well as a software part 26 for controlling the digital signal acquisition card 24 and the electronic transmitter / receiver module 22.
  • the software 26 also ensures the storage of data in time and space, and the processing of this data to provide the expected evaluations .
  • the data in time and space mentioned above include in particular the location of the activated transmitters and receivers as well as the corresponding transmission and reception times.
  • the electronic module 22 contains a transmission part (left part in FIG. 3) and a reception part (right part in FIG. 3), as well as a power supply 27.
  • the electronic module comprises in particular an interconnection matrix 28 comprising it even a transmission part 29 provided with terminals such as 31 to which the cable connections 16 are connected respectively to the transmitters 3 of the probe 21, and a reception part 32 comprising terminals 33 to which the cable connections 16 are connected are connected to the receivers 4 of the probe 21.
  • the emission part of the module thus comprises q independent emitting channels 34, for example sixteen channels in a typical embodiment, by which electrical excitations of amplitude 160 V are sent to the emitters 3 of the probe 21.
  • the sixteen channels can transmit either one at a time or several at the same time with relative delays adjustable so as to achieve a "s "beam thesis", ie the spatial phase concordance described above.
  • the reception part comprises r channels 36, for example 64 in a typical embodiment, which connect each receiver 4 of the probe 21, via the reception part 32 of the interconnection matrix 28, with a multiplexer, 37 which allows the successive reading of the r channels 36 by the acquisition card 24.
  • a sequencer and gain control stage 38 which is connected to a control input 39 of a beam synthesis stage 41 from which the transmitting channels 34 start.
  • control input 39, the sequencer 38 controls the stage 41 so as to define on the one hand the instants of the shots (signal emissions by the transmitters 3 of the probe 21), and on the other hand the transmitters concerned by the shooting to be carried out at each instant of shooting.
  • the apparatus according to the invention comprises in in addition to a control (not shown) allowing the central excitation frequency to be adjusted between approximately 100 kHz and approximately 5 MHz.
  • the sequencer 38 is also connected to a control input 42 of the multiplexer 37 to define, at each instant, the number of the receiving channel 36, the excitation state of which must be transmitted to an output amplifier 43.
  • the sequencer and gain control stage 38 is also connected to a control input 44 to control the gain G of the output amplifier 43.
  • connections between the computer PC 23 and the electronic module 22 include:
  • a link 46 typically but not limited to a serial link, with the sequencer 38, allowing the software 26 to program the firing sequences to be carried out by the transmitters 3, as well as the position of the receiver 4 whose signal must be transmitted to the input of amplifier 43 for each shot, respectively;
  • the method according to the invention gives access to knowledge of various propagation speeds corresponding to various vibrational modes. Certain speeds are only accessible by mathematical processing to establish a diagram (spatial frequency) - (temporal frequency) according to process steps which will be described later. Other speeds are also accessible on space-time data relating to certain peculiarities of the signals propagating in the environment of study. The use of these space-time data requires determining the respective travel times of the signal to the various receivers 4 of the probe.
  • the aforementioned travel time difference is detected not by detecting the arrival of the signal consecutive to the same shot successively on the two detectors, but by a method d 'spatio-temporal sampling consisting in carrying out two different shots by activating for each shot the respective one of the two receivers, after which one can calculate the difference in signal journey time between the two receivers by calculating the difference between the times of respective routes from the transmitter to each of the receivers.
  • each measurement of the travel time between one or more transmitters and a determined receiver 4 is carried out n times and the travel time measured on the average of the n shots is taken as travel time. .
  • FIG. 4 A main loop 49 is traversed for each of the r reception channels 36.
  • two series of n shots are produced.
  • the first series of shots corresponds to the emission by a group of transmitters located on one side of the reception area, the second series corresponding to the emission by the other group of transmitters 3 located on the other side of the reception zone 1.
  • the system emits n shots which are averaged, and the average shot resulting from the average of the n shots is then recorded. This average allows random noise reduction.
  • a measurement cycle corresponds to 2.rn shots which lead to the recording of 2r mean time signals.
  • the control software 26 installed in the computer 23 to control the electronic module 22 makes it possible to specify all the parameters necessary for the definition of a complete acquisition: the name of the recording file and the access path in the computer ; the choice of transmitters 3 and receivers 4 involved; - any relative delays between shots from a group of transmitters 4 in order to achieve the beam synthesis effect described above: the relative delays are adjusted according to the effect observed on the receivers (4), where searches for a superimposition of the signals corresponding to the simultaneously activated transmitters; the gain associated with each receiver (4), because it is for example necessary to provide a higher gain for the receivers (4) furthest from the group of transmitters (3) which is activated, or because a gain more strong is necessary for certain less sensitive receptors (4), which can be determined by preliminary tests, or even depending on the individual; the number of shots (n) to average for each receiver; - the number of cycles (p) of a complete acquisition; the possible delay between these cycles; the time between successive shots; the sampling frequency, that is to say the rate at which the
  • This frequency is at least equal to 10 times, preferably 50 times the central frequency of the ultrasonic signal emitted; the duration of the acquired signals (therefore the number of acquisition points per time signal), which is a significant parameter when it is desired to collect information in addition to that of the arrival time of the first signal.
  • the device has been optimized so that a large number of measurements can be made as quickly as possible.
  • the excitation state of the receiver 4 which is activated is noted and recorded at each sampling instant.
  • a base of values is therefore obtained giving the state of excitation of the receiver as a function of time during the duration of the measurement relating to this shot, for example 125 ⁇ s.
  • the time of arrival of the first signal it is possible to take the first sampling time when the excitation state exceeds a certain predetermined level, the first passage by a maximum, the first change of sign, etc.
  • all the readings are brought back to the same time origin and the n shots are averaged by calculating the average level of excitation of each receiver at each sampling instant.
  • the lifting method which has just been described also makes it possible to produce a spatio-temporal "image" of the excitation modes which propagate along the interface as a result of a shot.
  • the spatio-temporal image within the meaning of the present invention is a two-dimensional matrix of the excitation states as a function of the receiver, each position of the receiver corresponding for example to a column of the matrix, and each sampling instant (identified by its delay with respect to the firing instant) corresponding for example to a line of the matrix.
  • the “image” thus obtained by one or the other method reveals the “direct transmission” mode of the signal along the bone, and so-called “longitudinal” induced modes, corresponding to “ vibrations in compression relaxation with forces parallel to the direction of propagation, and so-called transverse induced modes, corresponding to constraints of shear between planes perpendicular to the direction of propagation.
  • the spatio-temporal image is shifted and possibly distorted by the effect of soft tissues, but its configuration remains identifiable and can be analyzed for diagnostic purposes.
  • the type of acquisition therefore makes it possible to carry out an analysis (temporal frequency) - (spatial frequency) in the sense that the lines (in the above-mentioned example) of the matrix give an image of the excitation states of the row of receivers at a given instant, and the columns (still in the above example) of the matrix give an image of the successive states of excitation of a given receiver in the time following a shot.
  • the spatio-temporal image is obtained with very simple means since only one receiver is activated at any time.
  • the method used which consists in only recording the excitation state of a small number of detectors (only one detector in the preferred example) for each shot (spatial sampling) and calling it for space-time sampling, is used. this detector the state of excitation at successive instants following this firing (temporal sampling), then to obtain the “spatio-temporal image”, that is to say the two-dimensional matrix by bringing back all the readings at the same origin of the times, for example the instant of shooting.
  • the system offers the possibility of obtaining a real-time value of the speed of the first signal, calculated from two successive series of shots, namely one series in each direction, the data associated with a cycle being present in the random access memory of the computer 23.
  • the time between two successive shots is also adjustable between the aforementioned technical minimum of for example 125 ⁇ s, to a higher value, for example for the recording of signals beyond 125 ⁇ s or the real-time display of the speed as a function of the cycle. This can allow, among other things, to display in real time the speed of the first signal measured as a function of the position of 03/099133
  • the data processing software uses the data read by the acquisition card 24, either in post-processing from the data files recorded on the hard drive of the computer, or directly after each cycle from the RAM. from the computer for real-time processing.
  • the use of ultrasonic shots in two opposite directions towards the same receivers 4 makes it possible to calculate the speed of a signal along the underlying refraction interface, that is to say in the application considered in the bone surface, independently of the effect of the soft tissues which are interposed between the interface and the probe, and independently of the effect of a possible inclination between the studied direction of the interface and the plane of the receptors.
  • FIG. 5 shows a part of the probe 21 placed on the surface of the skin 51 of a patient whose bone to be examined is designated by 52 and the soft tissues interposed between the probe and the bone are designated by 53.
  • Thicker lines show the geometric paths followed by the wave arriving in two receivers located in B and E, separated by a distance ⁇ r.
  • the wave propagating along the bone 52 is at the same time returned by refraction through the soft tissues to the probe at an angle ⁇ which, in known manner, is given by the relation (1)
  • the critical angle ⁇ thus determined also determines the points A and C from which depart, along l 'os 52, the refracted signals which will be received by the receivers located in B and E respectively.
  • One advantage of the correction process which has just been described is to provide a very precise estimate of the velocities and the times of travel along the surface of the bone, knowing only very approximately the speed in the soft tissues, speed that it is enough to take equal to 1500 m / s (approximate speed in the soft tissues given in the literature).
  • the speed in the bone is obtained very simply by calculating the sum ⁇ t + + ⁇ t ⁇ of the arrival time differences in both directions, with an approximation to order 2 in ⁇ clearly sufficient for in vivo measurements. (If greater precision is required, it can be obtained by estimating ⁇ as described above).
  • This correction of the angle ⁇ is only possible because the reception area is common to shots in both directions, a necessary condition for the angle ⁇ between the receptors used and the surface of the bone to be the same for both shots in opposite directions.
  • the probe according to the invention has a group of receptors 4, rather than a single pair of receptors, in order to carry out spatio-temporal sampling.
  • the simplest way to calculate the corrected speed to eliminate the effect of the angle ⁇ between the alignment of the receivers and the surface of the probe is to draw the graph of the times of arrival at the receivers as a function of the position receivers, this for shots in both directions, as shown in Figure 6, where receivers 4 are individually designated by RI Rr. We obtain two series of points, which line up on two straight lines of slopes
  • This slope measurement method provides a measurement
  • the problem of the relative position of the receivers 4 in the probe 21 is of two kinds: the distances between adjacent receivers are unknown on the one hand, and on the other hand the angle which a pair of adjacent receivers makes with the surface of the 'bone depends on the pair considered. This is illustrated in Figure 7, with six receivers.
  • the basic method described so far automatically corrects the angulation of each pair, but does not correct the uncertainties in the distance between successive receivers.
  • the principle of calibration which will now be described consists in determining the distance between the two receivers of each pair.
  • the probe is placed next to a calibrated material in which the propagation speed is known precisely, with the mean alignment of the receivers roughly parallel to the surface of the material (so that all the angles considered are small ).
  • the differences ⁇ t + and ⁇ t ′ of arrival time are then measured for each pair of adjacent receivers. For each pair of adjacent receivers, the difference in arrival time that would be obtained if the angle of the pair with the
  • the measurement points can then be arranged on a graph (time-distance), so that each pair of adjacent receivers is separated by ⁇ t along the time axis and ⁇ r along 1 ' axis of distances.
  • the speed is then obtained by simple measurement of the slope of the regression line passing through all the points (see Figure 8).
  • the angle ⁇ which need not be known, is different for each pair of detectors considered due to the uncertainty about the exact positioning of each detector.
  • a diagram (temporal frequency) - (spatial frequency) obtained from the data sampled in time and space by the present invention makes it possible for example to measure the speed of the transverse waves.
  • Vi and V t are respectively the longitudinal and transverse velocities of volume of the ultrasound in the bone. This formula and those which follow are only valid for the case where the study environment such as the cortical layer of bone is comparable to a plaque.
  • the mode density is too large to measure the parameters of the modes A 0 and S 0 at low spatial frequency, but we can then deduce the speed of the Rayleigh, obtained by measuring the slope of the dispersion curves of modes S 0 and A 0 which merge at high frequency with the dispersion curve of the Rayleigh wave. From the following expression of
  • V Rayleigh can deduce V c
  • the invention relates to the recording of a space-time image by a probe with multiple receivers arranged in tight and immutable mesh, to sampling in space and time, and to obtaining a diagram (time frequency) - (spatial frequency).
  • osteoporosis is a systemic disease of the skeleton (affecting the entire skeleton) characterized by low bone mass and deterioration of the micro-architecture of the bone, resulting in a increased bone fragility and risk of fracture.
  • this results in an increase in the porosity of the bone, as well as in a decrease in cortical thickness.
  • the propagation of ultrasonic waves in the cortical layer sensitive to the local mechanical properties of the bone and to its geometry, is therefore modified by osteoporotic involvement.
  • V so , V t , and the cortical thickness e are parameters modified by the osteoporotic impairment, measurable thanks to the process and to the device of the present invention.
  • the use of the invention on bone is not limited to the detection of osteoporotic modifications, but can be extended to the study of any bone disease affecting the mechanical properties of the bone and its geometry. It can also be extended to pediatrics, for monitoring bone development in children.
  • the use of the present invention is not limited to the study of bone.
  • the invention is not limited to the examples described and shown.
  • the probe example there are two emission zones, but this is only necessary to compensate for the effects of the possible angulation of the probe in relation to the study environment. If we give up this possibility of correction, the probe may have only one emission zone.

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Abstract

Au moyen d'une sonde comprenant au moins un émetteur (3) d'ultrasons et une série de récepteurs (4) repartis de manière relativement serrée le long de la direction de propagation, on applique des excitations ultrasonores et on relève sur chaque récepteur (4) et a chaque instant d'échantillonnage le niveau d'excitation. On obtient ainsi une image spatio-temporelle des excitations des récepteurs. Cette image est une matrice dont chaque colonne correspond par exemple a un récepteur et chaque ligne à un instant d'échantillonnage. On traite cette matrice par transformation de Fourier bidirectionnelle numérique pour obtenir un diagramme (fréquence spatiale) - (fréquence temporelle). Sur ce diagramme, les différents modes vibratoires générés par l'excitation dans le milieu d'étude forment des courbes dont certaines particularités géométriques permettent de déduire des caractéristiques géométriques ou mécaniques du milieu d'étude. Application a la caractérisation in vivo et de manière non-invasive de l'os.

Description

Procédé, sonde et appareil pour caractériser par voie ultrasonore un milieu d'étude, en particulier la couche corticale d'un os.
Champ de 1 ' invention
La présente invention concerne un procédé de caractérisation d'un milieu d'étude par application d'excitations ultrasonores sur une surface accessible. La surface accessible peut appartenir au milieu d'étude lui-même, ou à un milieu intercalaire que les excitations ultrasonores devront traverser pour atteindre le milieu d'étude .
En effet, la présente invention s'intéresse en particulier à la caractérisation de la couche corticale d'un os, de manière non-invasive et in-vivo, la surface accessible étant alors la surface de la peau tandis qu'un milieu intercalaire constitué de tissus mous est interposé entre la surface accessible et la couche corticale de l'os. La présente invention concerne également une sonde ainsi qu'un appareil pour la mise en œuvre du procédé et en particulier pour la caractérisation non-invasive et in-vivo de la couche corticale d'un os.
Contexte, Etat de l'art
Il est connu dans l'art que la propagation des ultrasons dans un matériau dépend des propriétés mécaniques et de la géométrie de ce matériau. Ainsi de nombreux dispositifs utilisent la propagation des ultrasons dans les os, en particulier la mesure de vitesse de propagation, dans le but de dépister les modifications subies par l'os au cours de 1 'ostéoporose ou d'autres pathologies osseuses connues pour affecter la résistance ou l'intégrité osseuse. La majorité des dispositifs commerciaux utilisent une technique de propagation dite transverse dans laquelle deux transducteurs ultrasonores sont disposés de part et d'autre de l'os à étudier, pour étudier la propagation des ultrasons à travers l'os [Brevet Laugier/Berger WO 9526160] . La disposition particulière des capteurs inhérente à une telle technique la limite à l'étude de sites osseux périphériques tels que le talon, les phalanges ou le radius distal, qui sont accessibles à la mesure sur leurs deux faces opposées. Des techniques permettant l'étude spécifique de l'os cortical, os qui ne présente qu'une seule face accessible, applicables sur des os longs tels que le tibia ou le corps du radius ont été proposées depuis de nombreuses années, mettant en jeu la propagation des ultrasons le long de la surface de 1 'os [G. Lowet and G. Van der Perre, "Ultrasound velocity measurement in long bones : Measurement method and simulation of ultrasound wave propagation," J Biomech 29(10), 1255-1262 (1996), I. Siegel, G. T. Anast and T. Melds, "The détermination of fracture healing by measurement of sound velocity across the fracture site," Surgery, Gynecol, Obstetrics, 327-332 (1958).]. La présente invention concerne en particulier ces phénomènes de propagation le long de la surface de 1 ' os .
Pour l'évaluation de l'os in vivo, il est connu que la vitesse de propagation, qui dépend des propriétés mécaniques et géométriques de l'os, peut permettre un diagnostic de l'état de l'os [C. Njeh, D. Hans, T. Fuerst, C. C. Glùer and H. K. Gênant
(1999) . Quantitative ultrasound assessment of osteoporosis and bone status . London, Martin Dunitz.] . Il a ainsi été montré que la mesure de la vitesse d'une onde ultrasonore (de fréquence de l'ordre de 1 MHz) se propageant le long de la surface de l'os cortical au radius permet de discriminer une population saine d'une population ostéoporotique ayant subi une fracture de la hanche [M. Weiss, A. Ben-Shlomo, P. Hagag and S. Ish-Shalom, "Discrimination of proximal hip fracture by quantitative ultrasound measurement at the radius", Osteoporosis Int. 11, 411-416 (2000)] . Les dispositifs connus, en permettant de déterminer la vitesse de propagation du premier signal parvenant à un ou plusieurs récepteurs consécutivement à l'application d'une excitation ultrasonore ne permettent qu'une caractérisation relativement limitée du milieu d'étude et ne permettent que d'ouvrir, en fonction du résultat obtenu, un certain nombre d'hypothèses de diagnostic, entre lesquelles le praticien pourra avoir des difficultés à effectuer un choix.
Le but de la présente invention est ainsi de proposer un procédé de caractérisation qui permette d'affiner considérablement les résultats fournis par l'application d'excitations ultrasonores à un milieu d'étude tel que la couche corticale d'un os.
Un autre but de la présente invention est de proposer une sonde et un appareil qui conviennent pour la mise en œuvre du procédé .
Suivant un premier aspect de l'invention, le procédé de caractérisations d'un milieu d'étude par application d'excitations ultrasonores sur une surface accessible, en particulier pour caractériser la couche corticale d'un os séparée d'une surface accessible par un milieu intercalaire, en particulier des tissus mous, dans lequel : par au moins un émetteur placé sur la surface accessible, on envoie des signaux d'excitation vers le milieu d'étude,
- par des récepteurs pré-positionnés les uns par rapport aux autres dans une sonde que l'on place sur la surface accessible, on reçoit des signaux induits le long du milieu d'étude par les signaux d'excitation, est caractérisé en ce qu'on détecte les états d'excitation, successifs dans le temps, de multiples récepteurs répartis sur le trajet des signaux, et on établit avec le résultat de ces détections une image spatio-temporelle des signaux vibratoires transmis le long du milieu d'étude. L'image spatio-temporelle peut se présenter sous la forme d'une matrice dans laquelle chaque récepteur est représenté, par exemple, par une colonne tandis que chaque instant, par exemple chaque instant d'échantillonnage, correspond à une ligne de la matrice. Ainsi, en reprenant l'exemple précité, chaque colonne indique la variation dans le temps du niveau d'excitation d'un récepteur associé à cette colonne, tandis que chaque ligne indique la répartition des niveaux d'excitation le long du milieu d'étude tels qu'ils ont été perçus par les récepteurs à un instant donné, associé à cette ligne.
On enregistre ainsi la totalité des informations qui sont accessibles avec un nombre de détecteurs donné et une fréquence d'échantillonnage donnée. La fréquence d'échantillonnage est choisie nettement plus grande que la fréquence centrale du signal d'excitation, de façon que les niveaux d'excitation relevés décrivent sans ambiguïté les alternances d'excitation liées aux phénomènes vibratoires dans le milieu d'étude.
Pour éliminer les aléas de mesure, chaque mesure peut être effectuée au moyen de n essais, par exemple dix essais, et on peut prendre comme mesure par exemple pour chaque instant et chaque récepteur, la moyenne des n niveaux d'excitation relevés au cours des n essais.
Lorsqu'un milieu intercalaire est interposé entre le milieu d'étude et les récepteurs, ce milieu intercalaire retarde la réception de chaque particularité de signal par rapport à l'instant auquel la même particularité de signal a quitté le milieu d'étude pour commencer à traverser le milieu intercalaire. Un tel retard est sans incidence sur la qualité des résultats obtenus. Mais il est en outre possible que la sonde et plus particulièrement la direction d'alignement des récepteurs de la sonde présentent un angle par rapport à la direction de propagation dans le milieu d'étude, en raison notamment d'une variation de l'épaisseur du milieu intercalaire le long de la direction de propagation. Le retard introduit par le milieu intercalaire diffère alors d'un récepteur à l'autre et l'image spatio-temporelle perçue par les récepteurs présente une déformation dans le temps par rapport à celle que l'on relèverait le long du milieu d'étude. Il est possible de corriger cette déformation soit par une technique de correction connue, soit de préférence par utilisation d'émetteurs placés de part et d'autre de la zone de réception de la sonde comme on le décrira plus loin. II est possible de réaliser plusieurs images spatiotemporelles pour un même milieu d'étude, en faisant varier la fréquence centrale de l'excitation ultrasonore. En effet, les modes vibratoires induits pour des fréquences centrales différentes sont également différents. De préférence, on fait varier la fréquence centrale entre environ 100 kHz et 5 MHz.
De préférence on relève l'image par un échantillonnage spatio-temporel comprenant :
- envoyer le signal sous forme de tirs, pour chaque tir, activer sélectivement parmi les récepteurs un petit nombre de récepteur (s) dont on relève l'état d'excitation à des intervalles de temps prédéterminés nettement plus petits que les périodes de signal, des récepteurs différents étant activés lors de tirs différents,
- dans l'image spatio-temporelle, ramener à une même origine des temps les instants correspondant aux tirs provenant d'un même émetteur.
L'échantillonnage spatio-temporel consiste typiquement à n'activer qu'un seul récepteur pour chaque tir. On appelle tir une émission d'un bref train d'alternances ultrasonores à titre de signal d'excitation. L'échantillonnage spatio-temporel consiste ensuite à relever à chaque instant d'échantillonnage le niveau d'excitation du récepteur activé. Au besoin, comme exposé plus haut, on peut, pour chaque récepteur, réaliser n essais et prendre comme mesure, pour chaque instant d'échantillonnage, la moyenne des n niveaux d'excitation relevés.
Ce processus est répété pour tous les récepteurs successivement, en faisant en sorte que le tir ait exactement la même forme d'onde pour tous les essais. Ensuite, on ramène à une même origine des temps toutes les mesures effectuées pour constituer la matrice correspondant à l'image spatio-temporelle recherchée. Par ce procédé de double échantillonnage, on économise considérablement les moyens nécessaires pour relever et enregistrer l'image spatio-temporelle.
Mais il est également possible d'avoir une voie de mesure du niveau d'excitation et un compartiment de mémoire pour chaque récepteur, ces voies de mesure et compartiments de mémoire étant capables de fonctionner indépendamment et simultanément avec un cadencement temporel d'échantillonnage commun. Les images spatio-temporelles fournies par le procédé selon l'invention, sont riches d'informations car elles regroupent les conséquences excitatoires des différents modes suscités par le signal d'excitation dans le milieu d'étude.
L'image spatio-temporelle peut être traitée, en particulier par transformation de Fourier bidimensionnelle numérique, pour en extraire un spectre des fréquences temporelles et des fréquences spatiales, et notamment établir une correspondance entre les valeurs des fréquences spatiales et les valeurs des fréquences temporelles. Ce spectre, qui peut d'ailleurs être visualisé, fait apparaître, par exemple sous forme graphique, des paramètres dont on peut déduire directement ou indirectement, comme on le décrira plus loin, des grandeurs physiques relatives au milieu d'étude, en particulier la vitesse de propagation de l'onde transverse (onde de cisaillement), l'épaisseur du milieu de propagation, en particulier de la couche corticale de l'os, etc .
Selon un second aspect de l'invention, la sonde à ultrasons pour la mise en œuvre d'un procédé selon le premier aspect, en particulier pour l'auscultation osseuse, comprenant au moins un émetteur d'ultrasons dans au moins une zone d'émission et des récepteurs d'ultrasons dans une zone de réception, répartis le long d'une lame adaptatrice, est caractérisée en ce qu'il y a au moins environ dix récepteurs placés dans la zone de réception. Par son nombre élevé de récepteurs, la sonde offre un maillage suffisamment précis pour réaliser la partie spatiale de l'échantillonnage spatiotemporel prévu selon le procédé .
Suivant un troisième aspect de l'invention, l'appareil pour caractériser un milieu d'étude, en particulier pour caractériser un os in-vivo et de manière non-invasive, est caractérisé en ce qu'il comprend :
- une sonde selon le deuxième aspect de l'invention ; des moyens de commande d'émission pour commander l'émission de tirs ultrasonores successifs par l'au moins un émetteur,
- des moyens d'activation sélective pour activer l'un au moins des récepteurs pour chaque tir, et désactiver d'autres, respectivement, des récepteurs,
- des moyens pour relever et enregistrer en des instants d'échantillonnage successifs l'état d'excitation de l'au moins un récepteur activé.
De préférence, l'appareil comprend des moyens de visualisation, tels qu'un écran vidéo, pour visualiser un diagramme (fréquence spatiale) - (fréquence temporelle) extrait de l'image spatio-temporelle par un traitement mathématique approprié. Cette visualisation permet au praticien d'effectuer un repérage graphique des informations qu'il recherche, et aussi de se guider pour modifier les conditions expérimentales, par exemple la fréquence centrale d'excitation, en fonction du type de réponse modale qu'il recherche.
D'autres particularités et avantages- de l'invention résulteront encore de la description ci-après, relative à un exemple non-limitatif. Aux dessins annexés : - la figure 1 est une vue schématique de la sonde en coupe dans le plan des transducteurs ; la figure 2 est une vue partielle et schématique de la sonde de la figure 1, à échelle agrandie, en coupe dans un plan longitudinal perpendiculaire au plan des transducteurs; la figure 3 est un schéma-bloc de l'appareil selon l'invention ; la figure 4 est un schéma de principe d'un cycle de mesure ; la figure 5 est un diagramme des trajets de propagation explicatif d'un premier mode d'évaluation de la vitesse selon l'invention ; la figure 6 est un diagramme explicatif du procédé d'évaluation suivant une variante ; la figure 7 est un schéma illustrant l'étape de calibrage ; - la figure 8 est un diagramme espace-temps relatif à l'évaluation de la vitesse de propagation après calibrage ; les figures 9 à 12 sont des vues de diagrammes (fréquence spatiale) - (fréquence temporelle) pour quatre valeurs différentes du paramètre FE .
Comme le montrent les figures 1 et 2, la sonde est de type barrette linéaire constituée de transducteurs ultrasonores piézoélectriques plans, non focalisés. Les transducteurs sont répartis en trois zones, à savoir une zone de réception centrale 2 située entre deux zones d'émission 1. La zone de réception 2 comprend des transducteurs 4 équidistants fonctionnant en récepteurs et chaque zone d'émission 1 comprend des transducteurs 3 équidistants fonctionnant en émetteurs. Intrinsèquement, tout transducteur peut être soit émetteur, soit récepteur, et sa fonction effective dans la sonde ne dépend que du dispositif émetteur/récepteur électronique sur lequel on branche la sonde, et qui sera décrit en détail plus loin en tant que partie de l'appareil d'évaluation selon 1' invention. La sonde est dite unidimensionnelle, en ce sens que tous les transducteurs 3, 4 sont alignés selon une seule et même rangée rectiligne, et sont disposés dans un plan commun qui correspond au plan de la figure 1. D'une manière qui est classique pour les barrettes échographiques disponibles dans le commerce, les transducteurs 3, 4, sont disposés entre un milieu arrière 6 (figure 2) dit « backing », et une lame adaptatrice ou « face avant » 7 destinée au contact avec le corps (la peau) du patient, avec interposition d'un gel.
Dans chaque application, les dimensions de la surface de chaque élément transducteur sont déterminées par la directivité et la sensibilité des éléments. Les transducteurs ont de préférence une largeur égale à λe/2, expression dans laquelle λe est la longueur d'onde dans l'eau des ultrasons à la fréquence centrale de la sonde. Cette largeur permet d'obtenir une sonde à large ouverture angulaire. La largeur des transducteurs est orientée parallèlement à la direction d'alignement Ox des transducteurs 3 et 4 le long de la sonde. Dans chaque zone, les transducteurs 3 ou 4 sont adjacents les uns aux autres. La longueur de chaque transducteur 3 et 4, mesurée dans le plan des transducteurs (plan de la figure 1) mais suivant la direction Oy perpendiculaire à leur direction d'alignement Ox, est choisie suffisamment grande pour obtenir un élément suffisamment sensible. Dans l'exemple non-limitatif de la figure 1, la longueur des transducteurs est égale à quatre fois λe. La fréquence centrale utilisée peut être comprise par exemple entre 100 kHz et 5 MHz, non limitativement, pour une sonde utilisée sur le corps humain ou animal. Si la fréquence centrale est de 1 MHz, on a λe = 1,5 mm. On appelle fréquence centrale de la sonde la fréquence calculée d'après le passage du signal par deux zéros consécutifs dans le même sens, c'est à dire par exemple en allant d'une valeur positive à une valeur négative de l'intensité.
Chaque zone 1 ou 2 est encadrée par deux éléments 8 reliés à la masse. Ainsi, lorsqu'ils sont activés, les transducteurs 3 et 4 qui sont en limite de région 1 ou 2 fonctionnent dans les mêmes conditions qu'un transducteur 3 ou 4 situé entre deux autres transducteurs de la même région. Il est en outre prévu entre la région de réception 2 et chacune des deux régions d'émission 1 une barrière absorbante 11 qui dans l'exemple représenté est réalisée en liège. Les barrières 11 dites « barrières de face avant », sont destinées à atténuer fortement les ondes susceptibles de se propager dans la face avant de la sonde. Elles forment chacune une interruption dans la lame adaptatrice 7 (figure 2), s'étendent dans toute la zone d'épaisseur (suivant la direction Oz) des transducteurs 3 et 4, et font saillie dans le milieu arrière 6 sans toutefois le traverser complètement. Chaque barrière 11 présente une face antérieure 12 destinée à n'être séparée du contact avec la peau du patient que par un film d'étanchéité qui recouvre également la lame 7. La face 12 est plane et coplanaire avec la face frontale de la lame adaptatrice 7. Chaque barrière 11 présente en direction Oy une dimension au moins égale aux transducteurs, c'est à dire dans l'exemple quatre fois λe. Dans la direction Ox, la barrière 11 s'étend sur par exemple 10 mm.
La sonde étant dans l'air, pour un signal électrique de 160 Volts émis sur un transducteur d'un côté d'une barrière 11, le signal électrique reçu par un transducteur situé de l'autre côté de la barrière est inférieur à 160 microvolts, de sorte que l'atténuation en amplitude est au moins égale à un facteur 106, ce qui équivaut à 120 dB .
Dans l'exemple représenté à la figure 1, la zone de réception comprend 32 transducteurs 4 adjacents les uns aux autres, et chaque zone d'émission comprend trois transducteurs 3 adjacents les uns aux autres. Il y a donc en tout 38 transducteurs, six éléments 8 reliés à la masse et deux barrières 11, et ainsi la longueur totale de la sonde est de l'ordre de 50 mm avec les dimensionnements exposés plus hauts. En pratique, la zone de réception peut typiquement, mais non limitativement, comporter 10 à 64 récepteurs selon l'utilisation de la sonde et la taille de sonde souhaitée. Le choix dépend d'un compromis entre la fréquence centrale choisie et le site du squelette qui est exploré.
Il est théoriquement possible de prévoir un seul émetteur 3 dans chaque zone d'émission 1. Il est toutefois préféré d'en prévoir plus qu'un et par exemple trois comme dans l'exemple représenté, pour deux raisons différentes. La première raison est que si un émetteur 3 est défectueux, la sonde est encore utilisable avec les deux autres émetteurs. Un autre avantage de prévoir plusieurs émetteurs est de permettre de faire fonctionner simultanément au moins deux émetteurs 3 de la même zone d'émission 1 en les calant temporellement de telle manière qu'ils soient en concordance spatiale de phase. Autrement dit, lors d'une émission, le signal émis par l'émetteur 3 le plus proche de la zone de réception vient se superposer en concordance de phase avec le signal venant de plus loin, le long de l'interface à ausculter, en provenance de l'autre émetteur en fonctionnement, plus éloigné de la zone de réception 2. La sonde comprend encore un boîtier plastique de protection 13 qui n'est représenté que schématiquement à la figure 2. Le film d'étanchéité recouvrant la lame adaptatrice 7 et la face antérieure 12 des barrières absorbantes 11 est apparent sur toute une face antérieure du boîtier. Du côté opposé à la sonde proprement dite, le boîtier 13 renferme un connecteur 14 par lequel les transducteurs 3 et 4 sont raccordés à un câble unique 16 dans lequel les liaisons électriques individuelles avec chaque transducteur sont rassemblées spatialement. Dans la représentation schématique de la figure 2, la masse 17 est représentée à l'intérieur du boîtier 13, mais en pratique, il s'agit d'un fil supplémentaire dans le câble 16, par l'intermédiaire du connecteur 14.
Comme le montre la figure 3, l'appareil selon l'invention pour évaluer in vivo et de manière non-invasive les propriétés mécaniques d'un os, comprend : une sonde 21 qui peut être tell,e que décrit en référence aux figures 1 et 2 et qui n'est que très schématiquement représentée ;
- un module électronique émetteur/récepteur 22 qui est relié d'une part à la sonde 21 par le câble 16 et d'autre part à un ordinateur PC 23 dans lequel sont installées une carte d'acquisition numérique du signal 24 ainsi qu'une partie logicielle 26 permettant de commander la carte d'acquisition numérique du signal 24 et le module électronique émetteur/récepteur 22. Le logiciel 26 assure également le stockage des données en temps et en espace, et le traitement de ces données pour fournir les évaluations attendues. Les données en temps et en espace précitées comprennent en particulier la localisation des émetteurs et des récepteurs activés ainsi que les instants d'émission et de réception correspondants.
Le module électronique 22 contient une partie émission (partie gauche à la figure 3) et une partie réception (partie droite à la figure 3), ainsi qu'une alimentation 27. Le module électronique comprend en particulier une matrice d'interconnexion 28 comprenant elle-même une partie émission 29 munie de bornes telles que 31 auxquelles sont reliées, respectivement, les liaisons du câble 16 raccordées aux émetteurs 3 de la sonde 21, et une partie réception 32 comportant des bornes 33 auxquelles sont reliées les liaisons du câble 16 qui sont raccordées aux récepteurs 4 de la sonde 21. La partie émission du module comporte ainsi q voies indépendantes émettrices 34, par exemple seize voies dans une réalisation typique, par lesquelles des excitations électriques d'amplitude 160 V sont envoyées aux émetteurs 3 de la sonde 21. Les seize voies peuvent émettre soit une à la fois, soit plusieurs à la fois avec des retards relatifs réglables de façon à réaliser une « synthèse de faisceau », c'est à dire la concordance spatiale de phase décrite précédemment. La partie réception comporte r voies 36, par exemple 64 dans une réalisation typique, qui raccordent chaque récepteur 4 de la sonde 21, via la partie réception 32 de la matrice d'interconnexion 28, avec un multiplexeur ,37 qui permet la lecture successive des r voies 36 par la carte d'acquisition 24.
Il y a encore dans le module électronique émetteur/récepteur un étage séquenceur et de commande de gain 38 qui est relié à une entrée de commande 39 d'un étage de synthèse de faisceau 41 d'où partent les voies émettrices 34. Par l'entrée de commande 39, le séquenceur 38 commande l'étage 41 de façon à définir d'une part les instants des tirs (émissions de signal par les émetteurs 3 de la sonde 21) , et d'autre part les émetteurs concernés par le tir à effectuer à chaque instant de tir. L'appareil selon l'invention comprend en outre une commande (non représentée) permettant de régler la fréquence centrale d'excitation entre environ 100 kHz et environ 5 MHz .
Le séquenceur 38 est également relié à une entrée de commande 42 du multiplexeur 37 pour définir, à chaque instant, le numéro de la voie réceptrice 36 dont l'état d'excitation doit être transmis à un amplificateur de sortie 43.
L'étage séquenceur et de commande de gain 38 est en outre raccordé à une entrée de commande 44 pour commander le gain G de l'amplificateur de sortie 43.
Les liaisons entre l'ordinateur PC 23 et le module électronique 22 comprennent :
- une liaison 46, typiquement mais non-limitativement une liaison série, avec le séquenceur 38, permettant au logiciel 26 de programmer les séquences de tirs à effectuer par les émetteurs 3, ainsi que la position du récepteur 4 dont le signal doit être transmis à l'entrée de l'amplificateur 43 pour chaque tir, respectivement ;
- une liaison de synchronisation 47 par laquelle la carte d'acquisition 24 est synchronisée avec les tirs réglés par le séquenceur 38 ; et une liaison données 48 entre la sortie de l'amplificateur 43 du module 22 et la carte d'acquisition 24, pour permettre la lecture et l'enregistrement des données dans l'ordinateur PC 23.
Le procédé selon l'invention donne accès à la connaissance de diverses vitesses de propagation correspondant à divers modes vibratoires. Certaines vitesses ne sont accessibles que par un traitement mathématique pour établir un diagramme (fréquence spatiale) - (fréquence temporelle) selon des étapes de procédé qui seront décrites plus loin. D'autres vitesses sont également accessibles sur les données espace- temps relatives à certaines particularités des signaux se propageant dans le milieu d'étude. L'utilisation de ces données espace-temps nécessite de déterminer les temps de parcours respectifs du signal jusqu'aux différents récepteurs 4 de la sonde. Comme le module électronique 22 ne surveille qu'un seul récepteur 4 à la fois, on détecte l'écart de temps de parcours précité non pas par détection de l'arrivée du signal consécutif à un même tir successivement sur les deux détecteurs, mais par une méthode d'échantillonnage spatio-temporel consistant à effectuer deux tirs différents en activant pour chaque tir l'un respectif des deux récepteurs, après quoi on peut calculer l'écart de temps de parcours du signal entre les deux récepteurs en calculant la différence entre les temps de parcours respectifs depuis l'émetteur jusqu'à chacun des récepteurs.
En outre, pour connaître le diagramme espace-temps d'une particularité de signal le long de l'os, c'est à dire le diagramme donnant la distance parcourue par cette particularité le long de l'interface en fonction du temps, on effectue des tirs respectifs pour chacun des récepteurs 4 de façon à obtenir, dans l'exemple d'une sonde à 32 récepteurs, 32 points du diagramme espace-temps.
Par ailleurs, pour minimiser les effets des aléas de mesure, chaque mesure du temps de parcours entre un ou plusieurs émetteurs et un récepteur 4 déterminé est effectuée n fois et on prend comme temps de parcours le temps de parcours mesuré sur la moyenne des n tirs.
Ce processus est visualisé à la figure 4. Une boucle principale 49 est parcourue pour chacune des r voies de réception 36. Pour chaque récepteur 4 ayant la position j (j variant de 1 à r) , on réalise deux séries de n tirs. La première série de tirs correspond à l'émission par un groupe d'émetteurs situés d'un côté de la zone de réception, la seconde série correspondant à l'émission par l'autre groupe d'émetteurs 3 situé de l'autre côté de la zone de réception 1. Pour chaque récepteur 4, et pour une zone d'émission, le système émet n tirs dont on fait la moyenne, et on enregistre alors le tir moyen résultant de la moyenne des n tirs . Cette moyenne permet une réduction du bruit aléatoire. Au total, un cycle de mesure correspond à 2.r.n tirs qui conduisent à l'enregistrement de 2r signaux temporels moyennes. On peut en outre réaliser autant de cycles successifs que désiré, en précisant un nombre p de cycles de mesure dans le logiciel 26 de pilotage de l'appareil de la figure 3. On obtient alors un fichier final de données contenant 2.r.p signaux temporels moyennes. A la fin de chaque série de r.n tirs les données sont transférées de la carte 24 vers la mémoire vive de l'ordinateur 23. L'ensemble des données est laissé dans la mémoire vive tant que l'ensemble des p cycles n'est pas terminé. A la fin des p cycles, les données sont enregistrées sur un fichier. A la fin de chaque série de r.n tirs (2.p séries au total), on dispose donc des données en mémoire vive pour un éventuel traitement en temps réel .
Le logiciel de pilotage 26 installé dans l'ordinateur 23 pour piloter le module électronique 22 permet de spécifier tous les paramètres nécessaires à la définition d'une acquisition complète : le nom du fichier d'enregistrement et le chemin d'accès dans l'ordinateur ; le choix des émetteurs 3 et des récepteurs 4 mis en jeu ; - les éventuels retards relatifs entre les tirs d'un groupe d'émetteurs 4 afin de réaliser l'effet de synthèse de faisceau décrit précédemment : on règle les retards relatifs d'après l'effet constaté sur les récepteurs (4), où on recherche une superposition des signaux correspondant aux émetteurs simultanément activés ; le gain associé à chaque récepteur (4) , car il est par exemple nécessaire de prévoir un gain plus fort pour les récepteurs (4) les plus éloignés du groupe d'émetteurs (3) qui est activé, ou parce qu'un gain plus fort est nécessaire pour certains récepteurs (4) moins sensibles, ce qui peut être déterminé par des tests préalables, ou encore en fonction des individus ; le nombre de tirs (n) à moyenner pour chaque récepteur; - le nombre de cycles (p) d'une acquisition complète ; le délai éventuel entre ces cycles ; le temps entre les tirs successifs ; la fréquence d'échantillonnage, c'est-à-dire la cadence à laquelle sont relevés les états d'excitation successifs du récepteur 4 qui est activé. Cette fréquence est au moins égale à 10 fois, de préférence 50 fois la fréquence centrale du signal ultrasonore émis ; la durée des signaux acquis (donc le nombre de points d'acquisition par signal temporel), ce qui est un paramètre significatif lorsqu'on souhaite relever des informations en plus de celles du délai d'arrivée du premier signal.
Le dispositif a été optimisé de façon à pouvoir réaliser le plus rapidement possible un grand nombre de mesures. Le temps minimum entre deux tirs successifs est par exemple de 125μs dans une réalisation typique. Ce temps minimum peut être dicté par un délai de rechargement d'un condensateur, ou par un délai de disparition du signal ultrasonore précédent. A titre d'exemple, le temps mis pour réaliser un cycle de mesure complet avec n = 10 tirs par récepteur, et si la sonde comporte 50 récepteurs (4) , est typiquement de 125μs x 2 x 10 x 50 = 125 ms . Par conséquent, même si la sonde est tenue manuellement par un opérateur sur le corps d'un patient, celle-ci est quasiment immobile pendant un cycle de mesure.
Pour chaque tir, l'état d'excitation du récepteur 4 qui est activé est relevé et enregistré à chaque instant d'échantillonnage. On obtient donc une base de valeurs donnant l'état d'excitation du récepteur en fonction' du temps pendant la durée de la mesure relative à ce tir, par exemple 125 μs . Comme instant d'arrivée du premier signal, on peut prendre le premier instant d'échantillonnage où l'état d'excitation dépasse un certain niveau prédéterminé, le premier passage par un maximum, le premier changement de signe, etc. Une fois les tirs effectués, on ramène tous les relevés à la même origine des temps et on fait la moyenne des n tirs en calculant le niveau moyen d'excitation de chaque récepteur à chaque instant d' échantillonage . On obtient aussi un relevé moyen sur lequel on recherche, par exemple, la particularité de signal servant de critère pour l'arrivée du premier signal.
Le procédé de relevage qui vient d'être décrit permet aussi de réaliser une « image » spatio-temporelle des modes d'excitation qui se propagent le long de l'interface en conséquence d'un tir. L'image spatio-temporelle au sens de la présente invention est une matrice bi-dimensionnelle des états d'excitation en fonction du récepteur, chaque position de récepteur correspondant par exemple à une colonne de la matrice, et chaque instant d'échantillonnage (identifié par son retard par rapport à l'instant de tir) correspondant par exemple à une ligne de la matrice.
Pour chaque récepteur, donc pour chaque colonne dans l'exemple, la succession de valeurs utilisées peut être, suivant les applications :
Les valeurs relevées au cours de l'un quelconque par exemple le premier des n tirs dans un sens donné pour ce récepteur ;
Les valeurs relevées pour ce récepteur dans un sens au cours de celui des n tirs qui correspond le mieux à la valeur moyenne calculée pour le temps d'arrivée du premier signal ;
Pour chaque instant la moyenne des valeurs d'excitation relevées pour cet instant au cours des n tirs dans un sens de propagation.
On peut encore, non seulement pour l'aαrrivée du premier signal mais aussi pour chaque point du signal, calculer par le procédé selon l'invention le temps mis par ce point du signal pour se propager d'un récepteur à l'autre et obtenir une image spatio-temporelle débarrassée de la déformation introduite par le milieu intercalaire.
L' « image » ainsi obtenue par l'une ou l'autre méthode fait apparaître le mode « transmission directe » du signal le long de l'os, et des modes induits dits- « longitudinaux », correspondant à " des vibrations en compression-détente avec des efforts parallèles à la direction de propagation, et des modes induits dits transverses, correspondant à des contraintes de cisaillement entre des plans perpendiculaires à la direction de propagation. L'image spatio-temporelle est décalée et éventuellement déformée par l'effet des tissus mous, mais sa configuration reste identifiable et analysable à des fins de diagnostic.
Le type d'acquisition (temps/espace) permet donc de réaliser une analyse (fréquence temporelle) - (fréquence spatiale) en ce sens que les lignes (dans l'exemple précité) de la matrice donnent une image des états d'excitation de la rangée de récepteurs à un instant donné, et les colonnes (toujours dans l'exemple précité) de la matrice donnent une image des états d'excitation successifs d'un récepteur donné dans le temps qui suit un tir.
L'image spatio-temporelle est obtenue avec des moyens très simples puisqu'un seul récepteur est activé à chaque instant. On appelle échantillonnage spatio-temporel le procédé utilisé, qui consiste à ne relever l'état d'excitation que d'un petit nombre de détecteurs (un seul détecteur dans l'exemple préféré) pour chaque tir (échantillonnage spatial) et à relever pour ce détecteur l'état d'excitation à des instants successifs à la suite de ce tir (échantillonnage temporel) , puis à obtenir « l'image spatio-temporelle », c'est-à-dire la matrice bidimensionnelle en ramenant tous les relevés à la même origine des temps, par exemple l'instant de tir. Lors de la réalisation de p cycles de mesure successifs, le système offre la possibilité d'obtenir uηe valeur en temps réel de la vitesse du premier signal, calculée à partir de deux séries successives de r.n tirs, à savoir une série dans chaque sens, les données associées à un cycle étant présentes dans la mémoire vive de l'ordinateur 23. Le temps entre deux tirs successifs est également réglable entre le minimum technique précité de par exemple 125μs, à une valeur plus élevée, par exemple pour l'enregistrement de signaux au-delà de 125μs ou la visualisation en temps réel de la vitesse en fonction du cycle. Ceci peut permettre entre autres de visualiser en temps réel la vitesse du premier signal mesurée en fonction de la position de 03/099133
19 la sonde sur l'os, pour repérer par exemple une zone de vitesse extrémale .
Le logiciel de traitement des données utilise les données lues par la carte d'acquisition 24, soit en post-traitement à partir des fichiers de données enregistrées sur le disque dur de l'ordinateur, soit directement après chaque cycle à partir de la mémoire vive de l'ordinateur pour des traitements en temps réel. L'utilisation de tirs ultrasonores dans deux sens opposés vers les mêmes récepteurs 4 permet de calculer la vitesse d'un signal le long de l'interface de réfraction sous- jacente, c'est-à-dire dans l'application considérée à la surface de l'os, indépendamment de l'effet des tissus mous qui sont interposés entre l'interface et la sonde, et indépendamment de l'effet d'une éventuelle inclinaison entre la direction étudiée de l'interface et le plan des récepteurs.
On va exposer ci-après ce procédé d'élimination de l'effet des tissus mous et de l'inclinaison en se réfèrent à la propagation du premier signal mais le procédé est applicable aux autres types de signaux qui sont produits dans l'os pour un tir composé par un train d'alternances individuelles.
On va d'abord décrire comment à partir d'une paire de récepteurs 4 ayant entre eux une distance connue et qui reçoivent l'onde rayonnée par l'interface dans un sens de propagation puis dans l'autre, on peut obtenir par un calcul très simple la vitesse de l'onde dans l'os, c'est-à-dire principalement dans la couche superficielle de l'os adjacente à l'interface avec les tissus mous, indépendamment de l'épaisseur des tissus mous et même d'une éventuelle inclinaison Ct entre le plan des deux récepteurs composant la paire, et la direction de propagation étudiée le long de la surface de l'os.
On a représenté à la figure 5 une partie de la sonde 21 placée sur la surface de la peau 51 d'un patient dont l'os à ausculter est désigné par 52 et les tissus mous interposés entre la sonde et -l'os sont désignés par 53. Des traits plus épais montrent les trajets géométriques suivis par l'onde arrivant en deux récepteurs situés en B et E, séparés d'une distance Δr. L'onde se propageant le long de l'os 52 est en même temps renvoyée par réfraction à travers les tissus mous vers la sonde suivant un angle β qui, de manière connue, est donné par la relation (1)
Sin β = ^
Vos dans laquelle VTm et Vos sont respectivement la vitesse du signal dans les tissus mous 53 et dans l'os 52. L'angle critique β ainsi déterminé détermine aussi les points A et C d'où partent, le long de l'os 52, les signaux réfractés qui seront reçus par les récepteurs situés en B et E respectivement .
Par ailleurs, la différence de temps d'arrivée aux deux récepteurs s'écrit :
Δt = (tAC + t-D + tDE) _ tAB = tA + tDE
On sait également que tAC = BD et que tDE = DE V0S V^
Le point D est le point de la droite du segment CE tel que CD = AB.
Les différentes relations qui viennent d'être exposées permettent de déduire après quelques manipulations trigonométriques l'expression suivante :
Figure imgf000022_0001
Si l'onde arrive dans l'autre sens le long de la surface de l'os, il suffit de changer le signe de α dans l'expression précédente. Finalement, l'écart de temps d'arrivée s'écrit, pour les deux sens de propagation:
(2)
A(± = Ar.cosj ) ± tan(α)
Os tan(E-) l'indice ± correspondant aux deux sens possibles de propagation le long de la surface.
L'intérêt de ce procédé de tir dans les deux sens vers les deux mêmes récepteurs est de fournir très simplement la vitesse dans l 'os à partir de Δt+ et Δt~ : en sommant Δt+ et
Δt" , on obtient simplement :
(3)
y 0s = —; * cos(α)
0s Δt+ + Δt"
L' angle α est inconnu a priori lors d'une expérience in vivo, mais on peut néanmoins raisonnablement le supposer petit, et écrire cos(α)≡l, à l'ordre 2 en α. On a alors très simplement comme première approximation Vosa0 de la vitesse de l'onde dans l'os la relation
(4)
Figure imgf000023_0001
Par exemple, pour α<4°, l'erreur relative commise est inférieure à 1-cos (α) =0.2 %.
Cette formule revient simplement à prendre pour le temps de parcours du signal le long du milieu d'étude :
Δt0. At* + Δf
2
On connaît ainsi le temps de parcours réel pour une particularité identifiable des signaux se propageant dans le milieu d'étude entre deux points correspondant à deux récepteurs 4.
Un intérêt du procédé de correction qui vient d'être décrit est de fournir une estimation très précise des vitesses et des temps de parcours le long de la surface de l'os, en ne connaissant que très approximativement la vitesse dans les tissus mous, vitesse qu'il suffit de prendre égale à 1500 m/s (vitesse approximative dans les tissus mous donnée dans la littérature). La vitesse dans l'os est obtenue très simplement en calculant la somme Δt+ + Δt~ des différences de temps d'arrivée dans les deux sens, avec une approximation à l'ordre 2 en α nettement suffisante pour des mesures in vivo. (Si une précision supérieure est nécessaire, on peut l'obtenir par estimation de α comme décrit précédemment) . Cette correction de l'angle α n'est possible que parce que la zone de réception est commune aux tirs dans les deux sens, condition nécessaire pour que l'angle α entre les récepteurs utilisés et la surface de l'os soit le même pour les deux tirs dans les sens opposés.
La sonde selon l'invention possède un groupe de récepteurs 4, plutôt qu'une paire unique de récepteurs, afin de réaliser l'échantillonnage spatio-temporel. La façon la plus simple de calculer la vitesse corrigée pour éliminer l'effet de l'angle α entre l'alignement des récepteurs et la surface de la sonde, est de tracer le graphe des temps d'arrivée aux récepteurs en fonction de la position des récepteurs, ceci pour les tirs dans les deux sens, comme le montre figure 6, où les récepteurs 4 sont désignés individuellement par RI Rr. On obtient deux séries de points, qui s'alignent sur deux droites de pentes
1 = Δt+ et 1^= Δ^ V+ Δr N" Δr
qui ont des valeurs absolues différentes si α est non nul, ce qui est le cas illustré à la figure 6. La vitesse corrigée (à l'ordre 2 en α) est simplement obtenue en procédant à des substitutions dans l'expression (4) qui devient
( 6 )
Figure imgf000024_0001
valeur qui peut être précisée par le procédé itératif déjà décrit. Ce procédé de mesure par la pente fournit une mesure
. , Δt+ ΔΓ plus robuste qu ' une simple mesure de et obtenue a
Δr Δr partir de deux récepteurs, puisqu'on intègre un plus grand nombre de récepteurs, ce qui compense les incertitudes de mesure si celles-ci sont de nature aléatoire. Ce procédé donne des résultats très précis si les capteurs sont parfaitement alignés sur une même ligne, et que leurs positions relatives sur cette ligne sont connues avec précision (même si ils ne sont pas également répartis) . La précision relative nécessaire sur les positions des récepteurs est d'au moins 1%, si l'on souhaite obtenir la vitesse V0s avec moins de 1% d'erreur. Or il est technologiquement difficile de positionner les récepteurs avec une telle précision à la fabrication. Pour y remédier, il est préféré, selon l'invention, de calibrer la sonde, de préférence suivant un procédé de calibrage de la sonde, utilisant la correction d'angle précédemment décrite.
Procédé de calibrage de la sonde.
Le problème de la position relative des récepteurs 4 dans la sonde 21 est de deux sortes: les distances entre récepteurs adjacents sont inconnues d'une part, et d'autre part l'angle que fait une paire de récepteurs adjacents avec la surface de l'os dépend de la paire considérée. Ceci est illustré à la figure 7, avec six récepteurs. Le procédé de base décrit jusqu'à présent corrige automatiquement l'angulation de chaque paire, mais ne corrige pas les incertitudes sur la distance entre récepteurs successifs. Le principe du calibrage que l'on va maintenant décrire consiste en la détermination de la distance entre les deux récepteurs de chaque paire. En pratique, on place la sonde en regard d'un matériau calibré dans lequel la vitesse de propagation est connue précisément, avec l'alignement moyen des récepteurs à peu près parallèle à la surface du matériau (de façon que tous les angles considérés soient petits) . On mesure alors les différences Δt+ et Δt'de temps d'arrivée pour chaque paire de récepteurs adjacents. Pour chaque paire de récepteurs adjacents, la différence de temps d'arrivée qui serait obtenue si l'angle de la paire avec la
Δt+ + Δt" surface était nul vaut Δt = (à l'ordre 2 en α) . Connaissant la vitesse VCal, qui vaut y = — Δr , on en déduit
Δt pour chaque paire la distance Ar = Vcal x At qui sépare les 2 récepteurs .
Lors d'une mesure sur une surface osseuse pour laquelle on désire déterminer la vitesse de propagation, on commence par
déterminer les djuré-es de parcours corri•gé-es Δt = Δt+ + Δt" . Les
2 distances Δr étant par ailleurs connues par calibrage, on peut alors disposer les points de mesure sur un graphique (temps- distance) , de façon que chaque paire de récepteurs adjacents soit séparés de Δt selon 1 ' axe des temps et Δr selon 1 ' axe des distances. La vitesse est alors obtenue par simple mesure de la pente de la droite de régression passant par l'ensemble des points (voir figure 8) . Dans cette version du procédé, c'est à dire avec calibrage préalable, l'angle α qui n'a pas besoin d'être connu, est différent pour chaque paire de détecteurs considérés en raison de l'incertitude sur le positionnement exact de chaque détecteur.
Un diagramme (fréquence temporelle) - (fréquence spatiale) obtenu à partir des données échantillonnées en temps et en espace par la présente invention permet par exemple de mesurer la vitesse des ondes transverses .
L'allure des diagrammes (fréquence temporelle) - (fréquence spatiale) obtenus dépend de la fréquence centrale d'émission et de l'épaisseur corticale au site de mesure. On appelle FE le produit (fréquence centrale d'excitation) x (épaisseur corticale de l'os) . Sur les diagrammes obtenus pour des produits FE faibles (cf. figures 9 et 10), on distingue clairement les courbes de dispersion des modes de propagation S0 et Aj.. La pente à l'origine de la courbe de dispersion du mode symétrique S0 (se propageant dans une couche d'os corticale) a pour valeur la vitesse en basse fréquence du mode
Figure imgf000026_0001
où Vi et Vt sont respectivement les vitesses longitudinale et transverse de volume des ultrasons dans l'os. Cette formule et celles qui suivent ne sont valables que pour le cas où le milieu d'étude tel que la couche corticale de l'os est assimilable à une plaque. Après avoir déterminé Vi par une mesure de vitesse de premier signal Vos=Vη, on peut donc déduire une mesure de la vitesse transverse dans l'os. De plus la valeur de la fréquence de coupure du mode Α_ (fréquence temporelle du mode quand la fréquence spatiale tend vers 0) est
donnée par , où e est l'épaisseur de la
Figure imgf000027_0001
couche corticale. A partir de la mesure de la fréquence de coupure fA , on peut donc déduire l'épaisseur e connaissant Vt, où bien déduire Vt connaissant l'épaisseur e.
Pour des produits FE plus grands (cf. figures 11 et 12), la densité de mode est trop importante pour mesurer les paramètres des modes A0 et S0 en basse fréquence spatiale, mais on peut alors déduire la vitesse de l'onde de Rayleigh, obtenue en mesurant la pente des courbes de dispersion des modes S0 et A0 qui se confondent à haute fréquence avec la courbe de dispersion de l'onde de Rayleigh. De l'expression suivante de
l ' onde de Rayleigh, VRayleigh peut déduire Vc
Figure imgf000027_0002
connaissant V_ et réciproquement. De plus, lorsque la densité de mode est importante (produit FE grand) , la vitesse Vi apparaît sur le diagramme (fréquence temporelle) - (fréquence spatiale) comme la pente d'une droite limitrophe de l'ensemble des courbes de dispersion (cf. figures 11 et 12) . On a donc également accès à Vi à partir du diagramme (fréquence temporelle) - (fréquence spatiale) .
De la formule (4) du procédé de compensation d'angulation décrit précédemment, on peut d'une manière générale déduire que la vitesse Vcor corrigée de l'angulation de la sonde se déduit de la vitesse mesurée dans chaque sens de propagation par la formule :
Vcor 2
1 + 1 v+ V"
Ainsi, toutes les vitesses déterminées d'après les particularités géométriques du diagramme fréquence-fréquence peuvent être corrigées en réalisant pour chaque sens de propagation un diagramme fréquence-fréquence sur la base de mesures non-corrigées, puis en déterminant grâce à la formule ci-dessus la vitesse corrigée en fonction des deux vitesses déterminées graphiquement sur les deux diagrammes . Le choix de la fréquence utilisée impose le choix de la sonde utilisée. On peut ainsi réaliser une mesure de vitesse longitudinale Vx avec une sonde à 2MHz sur un os d'épaisseur corticale 5 mm, puis réaliser une mesure de vitesse de mode S0 en basse fréquence avec une sonde à 200 kHz. L'ensemble des résultats des deux mesures donne les vitesses longitudinales et transverses Vx et Vt . Les sondes pour basse fréquence ont des récepteurs plus espacés les uns des autres que les sondes haute fréquence .
Les exemples de paramètres mesurés donnés ci-dessus le sont à titre illustratif, non limitatif. L'invention est relative au relevé d'une image spatio-temporelle par une sonde à récepteurs multiples disposés en maillage serré et immuable, à l'échantillonnage en espace et en temps, et à l'obtention d'un diagramme (fréquence temporelle) - (fréquence spatiale).
Applications
Application à l'étude de l'os
Selon l'OMS (Organisation Mondiale de la Santé), 1 ' ostéoporose est une maladie systémique du squelette (affectant l'ensemble du squelette) caractérisée par une masse osseuse basse et une détérioration de la micro-architecture de l'os, entraînant une augmentation de la fragilité osseuse et du risque de fracture. Sur l'os cortical, ceci se traduit par une augmentation de la porosité de l'os, ainsi que par une diminution de l'épaisseur corticale. La propagation des ondes ultrasonores dans la couche corticale, sensible aux propriétés mécaniques locales de l'os et à sa géométrie, est donc modifiée par l'atteinte ostéoporotique .
De même que la vitesse des ondes longitudinales de volume est un paramètre discriminant de l'état de l'os, Vso, Vt, et l'épaisseur corticale e sont des paramètres modifiés par l'atteinte ostéoporotique, mesurables grâce au procédé et au dispositif de la présente invention.
L'utilisation de l'invention sur l'os n'est pas restreinte à la détection des modifications ostéoporotiques, mais peut être étendue à l'étude de toute maladie osseuse affectant les propriétés mécaniques de l'os et sa géométrie. Elle peut également être étendue à la pédiatrie, pour le suivi du développement osseux chez l'enfant.
Application à d'autres matériaux
L'utilisation de la présente invention n'est pas limitée à l'étude de l'os. On peut également étudier tous les matériaux présentant une surface sur laquelle on peut apposer la sonde et le gel de couplage, et qui possèdent au moins une vitesse de propagation plus grande que celle du milieμ intercalaire. On peut ainsi appliquer la méthode de mesure proposée à des matériaux de type bois, métaux, polymères plastiques, verre. Par exemple, on peut par mesure de vitesse du premier signal mesurer la vitesse des ondes longitudinales dans des pièces de roseaux utilisée dans la fabrication d'anches pour instruments de musique, afin de discriminer des anches défectueuses.
Bien entendu, l'invention n'est pas limitée aux exemples décrits et représentés. En particulier, dans l'exemple de sonde, il y a deux zones d'émission, mais cela n'est nécessaire que pour compenser les effets de l'angulation éventuelle de la sonde par rapport au milieu d'étude. Si on renonce à cette possibilité de correction, la sonde peut ne comporter qu'une seule zone d'émission.

Claims

REVENDICATIONS
1. Procédé de caractérisation d'un milieu d'étude par application d'excitations ultrasonores sur une surface accessible, en particulier pour caractériser la couche corticale d'un os séparée d'une surface accessible par un milieu intercalaire tel que des tissus mous, dans lequel :
- par au moins un émetteur (3) placé sur la surface accessible, on envoie des signaux d'excitation vers le milieu d'étude,
- par des récepteurs (4) pré-positionnés les uns par rapport aux autres dans une sonde (21) que l'on place sur la surface accessible, on reçoit des signaux induits le long du milieu d'étude par les signaux d'excitation, - caractérisé en ce qu'on détecte les états d'excitation successifs dans le temps, de multiples récepteurs répartis sur le trajet des signaux, et on établit avec le résultat de ces détections une image spatio-temporelle des signaux vibratoires transmis le long du milieu d'étude.
2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'on relève dans l'image spatio-temporelle au moins un mode de propagation induit le long du milieu d'étude par le signal d' excitation.
3. Procédé selon la revendication 1 ou 2 , caractérisé en ce qu'on relève l'image par un échantillonnage spatio-temporel comprenant
- envoyer le signal sous forme de tirsJ, pour chaque tir, activer sélectivement parmi les récepteurs (4) un petit nombre de récepteur (s) dont on relève l'état d'excitation à des intervalles de temps prédéterminés nettement plus petits que les périodes de signal, des récepteurs différents étant activés lors de tirs différents, ramener à un même point d'échelle des temps les instants correspondant aux tirs provenant d'un même émetteur.
4. Procédé selon l'une des revendications 1 à 3, caractérisé en ce qu'on établit une correspondance entre les valeurs de fréquence spatiale et les valeurs de fréquence temporelle .
5. Procédé selon la revendication 4, caractérisé en ce qu'on établit la correspondance en appliquant à l'image spatiotemporelle une transformation de Fourier bidimensionnelle.
6. Procédé selon l'une des revendications 1 à 5, caractérisé en ce qu'on visualise un diagramme de correspondance entre les valeurs de fréquence spatiale et les valeurs de fréquence temporelle.
7. Procédé selon l'une des revendications 4 à 6, caractérisé en ce que par choix de la fréquence centrale du signal émis, on choisit une valeur approximative du paramètre FE calculé de la manière suivante :
FE = Fc . e mp
Où : Fc désigne la fréquence centrale du signal émis emp désigne l'épaisseur du milieu de propagation.
8. Procédé selon l'une des revendications 4 à 7, caractérisé en ce qu'on choisit la fréquence centrale (Fc ) du signal émis pour exciter sélectivement l'au moins un mode analysé dans le diagramme (fréquence spatiale) - (fréquence temporelle) .
9. Procédé selon l'une des revendications 4 à 8, caractérisé en ce que par choix de la fréquence centrale (Fc) du signal émis on fait apparaître la courbe de dispersion du mode S0 et en particulier sa pente à l'origine.
10. Procédé selon la revendication 9, caractérisé en ce qu'après détermination de la vitesse (Vi) de propagation de l'onde longitudinale on détermine la vitesse (Vt) de propagation de l'onde transverse par la relation :
Figure imgf000032_0001
dans lequel Vso est la pente de la courbe de dispersion du mode S0 à 1 ' origine .
11. Procédé selon l'une des revendications 4 à 10, caractérisé en ce que par choix de la fréquence centrale (Fc) du signal émis, on excite le mode Al pour faire apparaître la courbe de dispersion du mode A_ et en particulier la valeur FA1 de sa fréquence temporelle à l'origine des fréquences spatiales .
12. Procédé selon la revendication 11, caractérisé en ce qu'après détermination de la vitesse (Vt ) de propagation de l'onde transverse on détermine l'épaisseur (e) du milieu de propagation d'après la relation
V,
Αl =
2e
13. Procédé selon l'une des revendications 4 à 12, caractérisé en ce que par choix de la fréquence centrale (Fc) du signal émis, on fait apparaître une droite limitrophe de l'ensemble des courbes de dispersion et on prend la vitesse (Vi) de propagation du mode longitudinal comme égale à la pente de cette droite.
14. Procédé selon l'une des revendications 4 à 12, caractérisé en ce qu'on détermine la vitesse (V) de propagation du mode longitudinal d'après l'écart de temps de parcours (Δt) du premier signal entre au moins deux récepteurs (4) .
15. Procédé selon l'une des revendications 4 à 12, caractérisé en ce que par choix de la fréquence centrale (Fc) du signal émis, on fait apparaître l'onde de Rayleigh, et on déduit de la pente (Vr) de l'onde de Rayleigh l'une des vitesses longitudinale ,V_) et transverse (Vt) en fonction de l'autre des vitesses longitudinale et transverse par la relation :
0,718 - v y r - ~ yV 1
0,75 -
16. Procédé selon l'une des revendications 4 à 15, caractérisé en ce que par utilisation d'une sonde comprenant deux zones d'émission (1) de part et d'autre de la zone de réception (2) , on établit pour chaque sens de propagation un diagramme (fréquence spatiale) - (fréquence temporelle) d'après lequel on détermine une vitesse de propagation non corrigée
( V+ , V~ ) correspondante, puis on détermine au moins une vitesse de propagation corrigée Vcor à partir des deux vitesses non corrigées ( V+ , V~ ) correspondantes d'après la formule :
-_*
V cor --
1 1
17. Procédé selon l'une des revendications 1 à 16, caractérisé en ce que la sonde utilisée comprend ledit au moins un émetteur (3) d'ultrasons dans au moins une zone d'émission (1) et au moins environ 10 récepteurs (4) d'ultrasons dans une zone de réception (2), répartis le long d'une lame adaptatrice.
18. Procédé selon la revendication 17, caractérisé par une barrière (11) absorbante pour les ultra-sons entre la zone de réception (2) et l'au moins une zone d'émission (3).
19. Procédé selon la revendication 18, caractérisé en ce que la barrière (11) est en liège.
20. Procédé selon la revendication 18 ou 19, caractérisé en ce que la barrière (11) s'étend jusqu'à une face (12) pour le contact avec le corps du patient .
21. Procédé selon l'une des revendications 17 à 20, caractérisé en ce que la barrière (11) s'étend vers l'arrière, en faisant saillie dans un milieu arrière ( è ) formant support commun à l'au moins un émetteur (3) et aux récepteurs (4).
22. Procédé selon l'une des revendications 17 à 21, caractérisé en ce qu'il y a d'un côté au moins de la zone de réception (2) plusieurs émetteurs (3) alignés selon la direction (Ox) de propagation.
23. Procédé selon l'une des revendications 17 à 22, caractérisé en ce qu'avec des émetteur (s) (3) et récepteurs piézo-électriques (4) chaque zone est encadrée par deux éléments (8) reliés à la masse.
24. Procédé selon l'une des revendications 17 à 23, caractérisé en ce que chaque émetteur (3) et/ou chaque récepteur (4) est un élément allongé transversalement à la direction de propagation (Ox) étudiée.
25. Procédé selon la revendication 24, caractérisé en ce que chaque élément émetteur ou récepteur (3,4) présente parallèlement à la direction de propagation (Ox) une largeur entre environ 100 μm et environ 1 cm.
26. Procédé selon la revendication 24, caractérisé en ce que chaque élément émetteur ou récepteur (3,4) présente parallèlement à la direction de propagation (Ox) une largeur à peu près égale à la demi-longueur d'onde dans l'eau pour la fréquence ultrasonore utilisée.
27. Procédé selon l'une des revendications 17 à 26, caractérisé en ce que les récepteurs (4) sont en succession côte à côte .
28. Appareil pour caractériser un milieu d'étude, en particulier pour caractériser un os in-vivo et de manière non- invasive, caractérisé en ce qu'il comprend : - une sonde (21) comprenant au moins un émetteur (3) d'ultrasons dans au moins une zone d'émission (1) et au moins environ dix récepteurs (4) d'ultrasons dans une zone de réception (2) ;
- des moyens de commande d'émission (26, 46, 38, 41) pour commander l'émission de tirs ultrasonores successifs par l'au moins un émetteur (3), < des moyens d'activation sélective (38, 42) pour activer l'un au moins des récepteurs (4) pour chaque tir, et désactiver d'autres, respectivement, des récepteurs, - des moyens pour relever et enregistrer en des instants d'échantillonnage successifs l'état d'excitation de l'au moins un récepteur activé, et obtenir une image spatio-temporelle des états d'excitation successifs de plusieurs récepteurs (4).
29. Appareil selon la revendication 28, caractérisé en ce qu'il y a au moins deux émetteurs (3) d'un même côté de la zone de réception (2), et les moyens de commande d'émission (26, 46, 38, 41) sont conçus pour activer sélectivement les deux émetteurs de façon que leurs signaux se rejoignent en concordance . spatiale de phase le long de l'interface.
30. Appareil selon l'une des revendications 28 ou 29, caractérisé en ce qu'il comprend un séquenceur (38) qui pilote de manière coordonnée, d'une part l'émission des tirs, et d'autre part l'état d'activation et respectivement de désactivation des récepteurs (4) à activer et respectivement à désactiver à la suite de chaque émission.
31. Appareil selon l'une des revendications 28 à 30, caractérisé en ce que les moyens de commande d'émission permettent de régler la fréquence centrale (Fc) d'excitation ultrasonore entre environ 100 kHz et environ 5 MHz.
32. Appareil selon l'une des revendications 28 à 31, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens de traitement de données qui établissent à partir de l'image spatio-temporelle numérique une correspondance entre les fréquences spatiales et les fréquences temporelles des signaux induits dans le milieu d'étude par un signal d'excitation.
33. Appareil selon la revendication 32, caractérisé en ce que les moyens de traitement opèrent par transformation de
Fourier bidimensionnelle numérique.
34. Appareil selon la revendication 32 ou 33, caractérisé en ce que les moyens de traitement sont capables d'effectuer au moins une détermination par traitement mathématique selon l'une au moins des revendications 10, 12, 13, 14, 15, 16. i.
35. Appareil selon l'une des revendications 28 à 34, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens de visualisation d'un diagramme de correspondance entre les fréquences spatiales et les fréquences temporelles.
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