WO2008132079A1 - Dispositif d'aide au diagnostic et pronostic de modifications physiopathologiques des tissus - Google Patents

Dispositif d'aide au diagnostic et pronostic de modifications physiopathologiques des tissus Download PDF

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WO2008132079A1
WO2008132079A1 PCT/EP2008/054764 EP2008054764W WO2008132079A1 WO 2008132079 A1 WO2008132079 A1 WO 2008132079A1 EP 2008054764 W EP2008054764 W EP 2008054764W WO 2008132079 A1 WO2008132079 A1 WO 2008132079A1
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WO
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speckle
tissue
angle
observation
figures
Prior art date
Application number
PCT/EP2008/054764
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Inventor
Odile Carvalho
Laurence Roy
Marc Benderitter
Original Assignee
Institut De Radioprotection Et De Surete Nucleaire
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Publication date
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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/44—Detecting, measuring or recording for evaluating the integumentary system, e.g. skin, hair or nails
    • A61B5/441—Skin evaluation, e.g. for skin disorder diagnosis
    • A61B5/445—Evaluating skin irritation or skin trauma, e.g. rash, eczema, wound, bed sore
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
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    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/44—Detecting, measuring or recording for evaluating the integumentary system, e.g. skin, hair or nails
    • A61B5/441—Skin evaluation, e.g. for skin disorder diagnosis
    • A61B5/444—Evaluating skin marks, e.g. mole, nevi, tumour, scar
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    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0233—Special features of optical sensors or probes classified in A61B5/00
    • A61B2562/0242—Special features of optical sensors or probes classified in A61B5/00 for varying or adjusting the optical path length in the tissue

Definitions

  • the present invention relates to a device for measuring the properties of biological tissues in vivo for the diagnosis and prognosis of physiopathological changes in these tissues.
  • Cutaneous radiological burn is a syndrome whose clinical effects are known but are difficult to predict, either in the short or the long term. Indeed, unlike the thermal burn, the visible consequences of this burn (erythema, edema, necrosis, ...) do not appear immediately after exposure to the source of irradiation.
  • a variable latency time depends in particular on the irradiation dose, the volume of irradiated tissue, the irradiation source, the duration of exposure and the response specific to each individual. This biological latency time is also called clinically silent phase.
  • Radiological burn is a clinical situation that can be encountered in the context of accidental exposure to ionizing radiation but also in the context of controlled exposure to radiotherapy. Regarding radiation accidents, unfortunately still too frequent today, nearly 600 radiological accidents have been recorded in the world since 1945.
  • the biopsy allows to highlight an irradiated tissue and to evaluate the received dose: histological measurements on a skin biopsy make it possible to highlight the irradiation of the tissue, and the bone biopsy makes it possible to quantify precisely the dose received by Electron Paramagnetic Resonance (EPR).
  • EPR Electron Paramagnetic Resonance
  • the biopsy is an invasive surgical procedure that surgeons fear because it is likely to aggravate the condition of the tissue already weakened by irradiation.
  • Radiotherapy nearly 30% of patients develop cutaneous toxicity and 5% of patients unfortunately develop severe complications. Radiation therapy is based on optimizing the prescribed dose to destroy the tumor while preserving surrounding healthy tissue included in the radiation field. The risk of secondary complications related to exposure of healthy tissues to ionizing radiation is therefore unavoidable.
  • the severity of these lesions depends on several factors such as the radiosensitivity of the tissue, the dose, the frequency of exposure or the pathological history of the patient. Acute toxicity of radiotherapy to cutaneous tissue may result in discontinuation of treatment.
  • infrared thermography and the Doppler laser make it possible to discriminate the irradiated zone of the healthy zone during the first 48 hours after irradiation in a locally irradiated dwarf pig (in English, mini pig) (40 Gy). Beyond the forty-eighth hour after irradiation, these techniques did not make it possible to differentiate the healthy skin from the irradiated skin.
  • Table 1 summarizes the different biophysical and biological techniques that are proposed according to the clinical course of lesions (see document [3]). However, none of these techniques never made it possible to demonstrate an irradiated tissue compared to a healthy tissue in the absence of visible clinical signs. These techniques are not used clinically for the diagnosis and prognosis of cutaneous irradiation.
  • the present invention aims to remedy this disadvantage.
  • the technique, object of the invention, and its valuation on a pre-clinical model constitute a progress for the early diagnosis and prognosis and the health of the patient.
  • the device, object of the invention allowing the acquisition and the treatment of speckle figures in particular by a fractal approach, constitutes an advantageous tool for the aid, in vivo, to the diagnosis of the radiological burn and to the prognosis of its evolution.
  • the diagnostic and prognostic value of this device has been validated.
  • the present invention relates to a device for measuring in vivo the properties of biological tissues, in particular for the diagnosis and prognosis of physiopathological changes, including tissue lesions and more particularly by irradiation, for the evaluation of skin aging, for the evaluation of the effectiveness of cosmetological or dermatological products, this device being characterized in that it comprises: a coherent light source for emitting a coherent light according to a first direction, for illuminating a biological tissue in first and second zones thereof, the first zone being healthy and the second zone being capable of comprising modifications, the fabric thus illuminated generating a speckle phenomenon,
  • observation and acquisition means for observing the speckle field in a second direction and acquiring the speckle, means (mechanical or otherwise) for varying the angle between the first and second directions, to observe the field of view; speckle from different angles, in order to acquire information about the tissue at different depths of this tissue,
  • means in order to allow comparison of the first and second zones, means (mechanical or otherwise) for holding and damping to maintain a constant distance between the point of illumination of the surface of the fabric and the observation means and acquisition and to dampen possible movements of the tissue, due to external factors, for example breathing, electronic means for processing the speckle figures obtained by means of the observation and acquisition means, in order to compare the first and second zones, and electronic means for analyzing the processing of the figures, by statistical methods, making it possible to validate the comparison made between the first and second zones.
  • the means of variation of the angle allow the acquisition of the speckle at several angles of observation and thus the exploration of the tissue at several depths and, consequently, the taking into account of physiopathological changes of different layers of the tissue.
  • the statistical methods mentioned above are, for example, statistical tests or factorial analyzes.
  • the means for varying the angle between the first and second directions are able to vary this angle in the range of substantially 0 ° to 180 ° and to allow to observe the speckle outside the specular reflection, at several angles with respect to the direction of this specular reflection. This embodiment thus allows the preferred exploration of the different tissue layers at different depths.
  • the means for varying the angle between the first and second directions are able to modify the orientation of the first direction independently of that of the second direction and vice versa.
  • the observation and acquisition means comprise photodetection means which pick up the speckle and supply electrical signals representative of the corresponding speckle figures, and the electronic processing means are able to process the electrical signals in the form of uncompressed images, and to make it possible to compare the first and second zones.
  • the photodetection means are capable of capturing the speckle with exposure times of at most 100 ⁇ s.
  • the photodetection means preferably comprise a camera.
  • the camera is preferably a camera without a lens but can also be a camera with a lens.
  • the camera is for example a CCD camera.
  • the observation and acquisition means are designed to acquire at least 200 speckle figures per illuminated area.
  • the device which is the subject of the invention, may furthermore comprise optical means which are able to control the polarization of the coherent light emitted by the source and the polarization of the light arriving on the observation and acquisition means, to complete the selection of the speckle from the more or less deep layers of the fabric.
  • optical means comprise polarizers (linear, circular or elliptical) and / or half or quarter wave plates.
  • the coherent light source is monochromatic.
  • This source is preferably a laser.
  • the distance between the point of illumination of the fabric surface and the camera is preferably about 20 cm.
  • the processing of the speckle figures can be performed by a conventional frequency method and / or by a fractal method.
  • this treatment comprises the extraction of stochastic parameters which are characteristic of the speckle figures.
  • the stochastic parameters comprise:
  • FIG. 1 is a diagrammatic view of a particular embodiment of the object device of FIG.
  • FIGS. 2a and 2b show, in the case of the conventional frequency approach, the average size of the speckle grains for each measurement point and for each zone, namely a healthy zone (dotted lines) and an irradiated zone (lines continuous), as regards the width of the grains dx
  • FIGS. 3a, 3b and 3c show, in the case of the fractal approach, fractal parameters, calculated according to the horizontal dimension of the image, for each measurement point and for each zone, namely a healthy zone (lines dotted) and an irradiated zone (continuous lines), with respect to the saturation of the variance G (FIG. 3a), the self-similarity S (FIG. 3b) and the Hurst coefficient H (FIG. 3c), for the pig mentioned more high, with the same angle of incidence of the light beam,
  • FIG. 4 shows photographs of the irradiated zone of the skin of the pig mentioned above on the measurement dates (40 Gy),
  • FIG. 5 is a representation of the scores on the different experimental dates of the discriminant parameters for various angles, all pigs combined
  • FIG. 6 shows the increase in the thickness of the epidermis and that of the dermis, for one zone. irradiated with respect to a healthy zone (in%) for four pigs,
  • FIG. 7 shows the evolution of the ratio 40 Gy / 0 Gy for an observation angle of 20 °, for three stochastic coefficients, namely the saturation of the variance G, the self-similarity S and the coefficient of Hurst H, according to the dates of measurement, all measurement points combined, for pork numbered P129
  • figure 8 shows the evolution of the Hurst H coefficient as a function of time, for each zone, namely a healthy zone (dashed lines) and an irradiated zone (lines continuous), all measurement points combined, for the observation angle of 60 ° and the pig numbered P161,
  • FIG. 9 shows the spectral power density of a speckle figure (log-log scale)
  • FIG. 10 shows the normalized autocovariance function c ⁇ (x, 0), dx representing the half-height width of the function, and
  • FIG. 11 is a log log (arbitrary unit) representation of the scattering function of a speckle figure, obtained in the case of healthy skin.
  • the speckle is an interferential phenomenon, due to the interaction of a coherent light with a diffusing medium.
  • a diffusing medium has local fluctuations in density and therefore in refractive index.
  • These local zones, randomly distributed in the medium, constitute partial wave diffusers.
  • the random phase shift of these partial waves causes random interferences that induce a statistical intensity distribution.
  • speckle The intensity figure thus produced, with its grainy appearance, is called speckle.
  • the fractal approach of the speckle is applied by the motion fractional brownian, proposed in document [12], to the discrimination, in vivo, of cutaneous pathologies.
  • PSD Power Spectral Density
  • the PSD of the experimental figures decreases according to a power law only in the high frequency domain, which confirms a self-similar (or scale invariance) behavior in this spectral domain.
  • the size of the self-similar element S characterizing the separation of self-similar and conventional behaviors in the image, and the saturation of the variance G which gives the asymptotic direction to the large neighborhood values in the image.
  • the speckle is recorded by a camera without objective and without any other imaging system, and in the second case, by a camera with a lens for example.
  • Any modification of the scattering medium causes optical and statistical modifications of the medium, which causes the variation of the three stochastic parameters mentioned above.
  • the idea is then to use these parameters which characterize the speckle image in order to differentiate the diffusing media.
  • the diagnostic aid being an objective of the present invention, the application of this method is targeted on the living media, in particular on the skin syndrome of acute irradiation whose short and long-term evolution is still unknown. .
  • This approach to the speckle phenomenon based on the fractal theory, is more powerful than the conventional frequency approach (these two approaches are described at the end of this description) since it incorporates the multi-scale aspect of the speckle.
  • the device according to the invention which is schematically represented in FIG. 1, is used to record the speckle fields originating from biological tissues.
  • This device is very simple and inexpensive. It comprises a non-polarized monochromatic laser 13 and a charge-coupled device camera 14, more simply called a "CCD camera".
  • a diffusing medium 16 namely a healthy or pathological cutaneous zone, illuminated at a point P by the beam 29 issuing from the laser 13, gives rise to a speckle phenomenon.
  • the light backscattered by the medium (cutaneous tissue) 16 is captured by the camera 14 which thus allows the acquisition of a speckle.
  • N the direction of the normal at the surface of the biological tissue 16 at the point P
  • X the direction of emission of the light by the laser 13
  • Y the direction of observation of the field of the speckle by the camera 14.
  • ⁇ the angle between the X and Y directions
  • ⁇ the angle of incidence of the laser beam relative to the normal direction at the surface of the biological tissue
  • ⁇ the angle of observation relative to the normal direction at the biological tissue surface
  • the device of FIG. 1, according to the invention, allows the variation of the angle ⁇ (respectively ⁇ ) of the direction X (respectively Y) independently of the variation of the angle ⁇
  • the device of FIG. 1 also comprises mechanical means comprising a mechanical support 18 and a mechanical guide 20.
  • the mechanical support 18 supports the laser 13 and the camera 14 and allows a variation of the angle ⁇ and / or the angle ⁇ , to observe the speckle field from different angles. This variation of the angles ⁇ and / or ⁇ makes it possible to explore the tissue at different depths.
  • the lower part of the guide 20 is rigidly secured to a torus 28 which defines the measurement zone.
  • this torus is in contact with the surface of the fabric 16.
  • the inner diameter of the torus is 40 mm in the example; it is then wide enough not to add parasitic reflections.
  • Guide 20 and the torus 28 can maintain a constant distance L between the point of impact P of the laser beam 29 and the camera 14, between two consecutive acquisitions of speckle figure, and also allow to dampen possible movements of the fabric 16, for example due to breathing.
  • the guide 20 and torus 28 then provide optimal acquisition of speckle figures for the essential comparison between the two areas (healthy and pathological).
  • the mechanical support 18 is attached to the guide
  • the support 18 in the form of a circular arc is chosen as a function of the maximum angle ⁇ that it is desired to obtain with the device: if it is desired to obtain an angle ⁇ substantially equal to 180 ° a support 18 forming substantially a semicircle is used.
  • the device of Figure 1 also comprises electronic means 22 for processing, in accordance with the invention, the signals provided by the camera. These electronic means 22 are provided with display means 26. It is specified that, in accordance with the invention, the tissue 16 is illuminated by means of the laser 13 in a sound zone then in an area likely to contain modifications.
  • the device of Figure 1 further comprises electronic means 24 for analyzing the signals processed according to the invention by the means 22, to validate the comparison of the two skin areas (healthy and pathological). The results obtained by these means 24 can also be displayed by the display means 26.
  • the laser 13 is a non-polarized He-Ne laser (632.8 nm) of power 15 mW, which emits a beam whose width is of the order of 1 mm at I 0 / e 2 , where I 0 is the maximum intensity of the laser (radius of the beam for which the intensity has decreased by a factor 1 / e 2 with respect to its maximum I 0 ).
  • the CCD camera 14 is for example of the Kappa CF 8/1 DX type, with 376 (H) ⁇ 582 (V) effective pixels; it is used without purpose; and each pixel measures 8.6 (H) x 8.3 (V) ⁇ m.
  • the exposure time of the camera allows an exposure time of at least 100 ⁇ s.
  • the camera is intended to acquire at least 200 speckle figures per illuminated area at a frequency of 25 Hz.
  • the laser 13 and the camera 14 are not necessarily placed on either side of the guide 20: if necessary, for these measurements, they may be on the same side of this guide.
  • a movable arm (not shown) holds the mechanical support assembly 18-guide 20, which supports the laser 13 and the camera 14, and allows their displacement to study different areas of the tissue 16.
  • the displacement is carried out in translation and / or in rotation in the three directions of space in order to adapt to the measurements of the different zones to study the tissue 16.
  • the invention can be implemented with other observation and acquisition means than a CCD camera and that the latter and the other cameras that can be used may or may not be provided with a lens for the camera. implementation of the invention. Similarly, the invention can also be implemented with a polarized laser.
  • the selection of speckle from deep or surface layers of the tissue may be supplemented by an optical system 27, consisting of polarizers (linear, circular, or elliptical) and / or half or quarter wave plates.
  • This optical system when used, is placed at the exit of the laser and / or the entrance of the camera.
  • This optical system makes it possible to control the polarization of the coherent light illuminating the tissue and the polarization of the light arriving on the camera in order to detect several polarization states according to the polarization configuration chosen at the exit of the laser.
  • Polarizers with or without half blades or quarter wave are configured to preferentially select the speckle from the surface layers of the fabric or the speckle from layers more or less deep.
  • the cutaneous effects of the skin syndrome of acute irradiation in several pigs were taken as examples of application of the device according to the invention: the pigs were irradiated locally (40 Gy) by gamma radiation on the right flank, on an area of dimension 5 cm x 10 cm.
  • the speckle figures obtained are processed by successively illuminating the two zones (healthy and pathological), at several angles ⁇ ranging from 20 ° to 60 ° and by detecting the backscattered light at a fixed angle ⁇ , chosen equal to 0 °; this treatment is carried out by a conventional frequency method and a fractal method: the CCD camera 14 provides electrical signals representative of the speckle figures and the electronic processing means 22 process these signals by the two methods mentioned above, in the form of uncompressed images, and compare the two areas. This comparison is validated by the electronic means of statistical analysis 24 (statistical tests such as Student's tests and analysis of variance tests, or factorial analyzes such as, for example, Principal Component Analysis).
  • the recording of speckle figures requires some precautions.
  • speckle is produced by a living medium containing consequently movable diffusers whose movement can be regarded as random.
  • These temporal fluctuations are usually described by the temporal autocorrelation function of intensity (see [19]).
  • the acquisition time of a speckle image must be as short as possible in order to avoid recording this "scrambled" speckle.
  • the camera allows a variable exposure time, we choose the lowest acquisition time, equal to 100 microseconds, despite the possible loss of a proper signal-to-noise ratio.
  • the size of speckle grains increases linearly with distance (see [20]).
  • the recorded speckle grains should be quite large compared to the CCD camera pixel size, which implies that this camera should not be too close to the scattering medium.
  • each image must contain enough grains to perform a meaningful statistical study of each image, which implies for the camera not to be too far from the middle. It is difficult to find the distance L between the CCD sensor and the illumination point of the diffusing medium, ideally respecting these conditions. A compromise must therefore be found.
  • the chosen distance L was 20 cm for the pork skin. This choice is purely indicative and not limiting.
  • the distance L must be identical for the first and second zones, that is to say the healthy zone and the area likely to be damaged.
  • observation and acquisition of the field speckle are carried out outside the specular reflection to more or less 10 °.
  • a series of images is recorded by the CCD camera with a frequency of 25 Hz.
  • a complete video image is composed of two fields acquired one after the other: an even field (composed of the even lines 2, 4, 6, ...) and an odd field (consisting of odd lines 1, 3, 5, ).
  • 50 fields (even and odd) will be delivered per second to obtain a complete image at a frequency of 25 Hz.
  • the images are acquired on a single field (even or odd) since the image changes between the acquisition of an even field and an odd field.
  • the dimensions of an image are 288x384 instead of 576x384 for a complete uncompressed image.
  • the analog signal delivered by the camera is then digitized on 8 bits by an image acquisition card that measures the intensity on a scale of gray levels up to 256.
  • the number of images acquired is 200 per measurement point (corresponding to the point of impact of the laser beam P) at a frequency of 25 images per second and with an acquisition time of 100 ⁇ s.
  • Several measurement points are made for each analyzed area of skin (healthy zone and pathological zone).
  • speckle images are then processed to determine the "speckle size" (average grain size of a speckle image), by a conventional frequency method, recalled at the end of the present description.
  • the images are also processed line by line or column by column, by a fractal method, to determine the three stochastic coefficients as indicated at the end of the description.
  • a calculated stochastic coefficient H, saturation of the variance G or S self-similarity
  • H horizontal dimension
  • G saturation of the variance
  • the surface and the volume of diffusion are observed differently according to the position of the camera in the plane of the observation: the more the angle ⁇ between the direction of the observation and that of the normal to the fabric surface is large, the larger the scattering surface and volume seen by the camera.
  • the larger the angle ⁇ is in front of ⁇ or conversely the larger the angle ⁇ is in front of ⁇ the less the energy flux captured by the camera takes into account the specular reflection.
  • the probability of taking into account multicast photons, those coming from deeper layers of the skin increases with the difference in absolute value between the two angles ⁇ and ⁇ . It is recalled that we note this difference of angles, in absolute value, ⁇ and that it corresponds to the angle of observation with respect to the direction of the specular reflection. As a consequence, the more one deviates from the specular reflection, the more the probability that the measurements contain information coming from the volume is large; the information coming from the deep layers then predominates on those coming from the surface.
  • the radiological burn it has been chosen to perform the measurements with a value of the angle of incidence of the laser beam ⁇ in the range from 20 ° to 60 ° and a value of the angle ⁇ fixed, chosen equal to 0 °.
  • the angle of observation of the speckle with respect to the direction of the specular reflection ⁇ was then equal to that of the angle ⁇ .
  • a pre-clinical study model has been developed specifically for the application of the invention to cutaneous irradiation in pigs. It is a calibrated model of localized irradiation in pigs, reproducibly simulating radiological burns in humans.
  • Pork skin is the best known biological model of human skin.
  • the irradiations are carried out by gamma radiation ( 60 Co, 1 Gy / minute).
  • the pig is lying on its belly and arranged so that the axis of the irradiation beam is perpendicular to the axis of the spine.
  • a block of wax about 1 cm thick is placed on the irradiated skin area to achieve electronic equilibrium conditions in the skin and thus obtain a better homogeneity of the dose in depth.
  • Thermolumiscent dosimeters, made of alumina powder (AI2O3), are incorporated in the wax thickness to control the dose delivered to the skin.
  • This experimental irradiation protocol was validated by a series of measurements on a simplified phantom, representative of the main characteristics of the pig (thickness and trunk height, skin density).
  • Irradiations were carried out following this experimental protocol, at different doses, namely 5, 10, 15, 20, 40 and 60 Gy and allowed, under these experimental conditions, to select the dose of 40 Gy, dose at which signs of necrosis were observed.
  • this latency phase is from D3 to D104, that is to say from 3 days to 104 days after the day of the irradiation which is noted OJ.
  • gamma radiation irradiations 60 Co were performed locally on the skin of the pig, on a surface of 5 cm x 10 cm with a dose of 40 Gy. A series of measurements were made every 8 days approximately after irradiation. Eight measurement points were performed on each zone (healthy zone, corresponding to 0 Gy, and irradiated zone to 40 Gy) with 200 images for each point. To be sure to measure every experience in the same place on this skin, it has been tattooed on each area
  • the discrimination between the healthy zone and the irradiated zone is then more than 99.8% significant for the Hurst coefficient and for the saturation of the variance.
  • Self - similarity is "almost" discriminating if one takes a threshold of 0.01 for the index p A. However, it is the only series of measurements where its index is so low since for all the other measurements (corresponding to the other angles of incidence of the laser beam and the other dates) the index p A was too great for the discrimination ( p A > 0.023).
  • Figure 4 shows photographs of pig skin (irradiated area) at all measurement dates.
  • the Hurst coefficient H and the saturation of the variance G discriminate the irradiated area at J64 and J75 for the three viewing angles. From J84, only the Hurst coefficient discriminates at least for two of the three angles. This coefficient is more effective for discrimination.
  • FIG. 5 is a graphical representation of the scores of the discriminant parameters for each angle, all pigs combined (pigs P129, P161, P163 and P164).
  • the effectiveness of the diagnosis, in the case of the radiological burn, is then based on the observation of the deepest skin layers.
  • the intermediate layers, visible essentially at 40 °, would not be subject to significant modifications in the case of radiological burn, which would explain the poor efficiency of this angle for discrimination.
  • Figure 6 shows the increase in epidermal thickness and dermis thickness of the irradiated area relative to the healthy zone (in%) for the four pigs.
  • Histology on the biopsy of healthy and irradiated zones makes it possible to quantify the level of cutaneous tissue involvement and to correlate the evolution of physical parameters with the corresponding biological modifications.
  • the histological measurements taken at J112 for pork P129, J106 for pork P161, J92 for pork P163 and J168 for pork P164 show an increase in the thickness of the epidermis and dermis of:
  • Table 6 shows the correlation coefficients (r) calculated between the parameters of the speckle, calculated according to the horizontal dimension of the image (G, S, dx and H), and the thicknesses of the epidermis and the dermis. Correlation calculations were performed considering all the measurement points and all four pigs studied. The significance of the test performed on the correlation coefficient is also indicated, with a threshold of the confidence index p chosen here of 0.005. The symbol ⁇ means "little different from”.
  • the Hurst coefficient is lower for the irradiated zone, unlike the saturation of the variance, which is greater. Moreover, we can see an overall decrease in this ratio for the Hurst coefficient as a function of time, which indicates that it is the most effective stochastic coefficient for discrimination, as mentioned above.
  • this stochastic approach is used to make it a diagnostic aid tool for radiation-induced skin injury.
  • the speckle field acquisition device which is simple and inexpensive (FIG. 1), the protocol of the measurements, the treatment of these speckle figures by a fractal approach and by a conventional frequency approach described at the end of the present Description and analysis of the treatment of these figures by statistical methods making it possible to validate the comparison made between the healthy and pathological zones according to the invention, are advantageous tools for the aid, in vivo, to the diagnosis of this pathology and to the prognosis of its evolution.
  • the device represented in FIG. 1 made it possible to discriminate the healthy zone of the irradiated zone during the clinically silent phase by at least one of the three observation angles used: 29 days before the appearance of the first lesion for pork P129, 20 days for pork P161, 57 days for pork P163 and 56 days for pork P164. Being able to discriminate the irradiated area when no lesion is visible is a very important and innovative point.
  • the non-invasive observation of biological tissue at different depths evidenced by previous correlation studies, reveals the location of pathophysiological changes corresponding to observed speckle changes.
  • the non-invasive exploration of biological tissue at different depths and allowing diagnosis and prognosis even though no clinical signs are visible is a very important and innovative point.
  • the invention has been implemented by performing the processing of the speckle figures both by a conventional frequency method and by a fractal method. However, it is not beyond the scope of the invention to perform this treatment simply by a conventional frequency method or a fractal method or even by any other appropriate method.
  • the core 28, placed at the base of the guide 20 can be replaced by any other means of delimitation of the studied surface, as long as this means allows the laser beam 29 to reach this surface and also allows the backscattered light to be detected.
  • the mechanical means constituted by the support 18 and the guide 20 may be replaced by other non-mechanical means having the same functions, for example mechano-optical, acousto-optical or electro-optical means.
  • the invention allows not only the pre-lesion discrimination, but also the obtaining of a prognostic system of the radiation-induced lesion and the realization of a mapping of the dose of the analyzed tissue.
  • the invention can be used in the context of a broader biomedical application field than that of the diagnosis and prognosis of the cutaneous syndrome of acute irradiation.
  • biomedical applications use as a tool to aid in the diagnosis of cutaneous lesions in general (cancer, local scleroderma, vitiligo, mycoses ).
  • use as a tool to help in the diagnosis of radio lesions -induced following radiotherapy used as a tool to aid the diagnosis of lesions caused by accidental irradiation
  • use as a tool to aid in the diagnosis of lesions caused by burns other than those caused by irradiation thermal, chemical, electrical burns, solar erythema
  • use for the prognosis of cutaneous lesions in general radiological burns, thermal, chemical, electrical ..., local scleroderma, skin cancer ).
  • tissue lesions cutaneous lesions, lesions of the mucous membranes, systemic scleroderma, cancer .
  • the invention has two fields of application in the cosmetological field: - use for the evaluation of cutaneous aging, and use for evaluating the cosmetological or pharmacological efficacy of formulations or preparations for dermatological purposes.
  • the advantage of the invention is, on the one hand, that it makes it possible to detect an effect before the latter is visible and, on the other hand, that it represents a diagnostic assistance tool that can be used in vivo and especially non-invasive.
  • the low cost of the device object of the invention facilitates its miniaturization in order to make it an easily transportable tool for transfer to the clinic and for distribution in hospitals.
  • the intensity has a decreasing exponential type distribution.
  • the intensity observed is that which is detected by the camera and therefore corresponds to the spatio-temporal integration of this absolute intensity.
  • the probability density function of the detected intensity I d can be written as the product of convolution of the absolute intensity and of a detection function H:
  • the power spectral density (PSD) of a signal is defined as the square of the Fourier transform module of this signal.
  • PSD power spectral density
  • Figure 9 shows a power spectral density PSD, which is typical of experimental speckle figures, as a function of the spatial frequency f_, in log-log scale. We can see that the speckle figures have a decay called 1 // for high frequencies. This behavior is characteristic of a self-similar process in this frequency domain.
  • R 1 (Ax, Ay) (1 (X 1 , J 1 ) I (X 2 , y 2 )) (6)
  • R 1 (Ax 7 Ay) R 1 (X 1 ).
  • the autocovariance function is defined as the autocorrelation function centered on the mean. When it is normalized, it is written:
  • the autocorrelation function of the intensity is given by the inverse Fourier transform (denoted FT '1 ) of the PSD of the intensity: This expression is used for calculating the autocorrelation function.
  • C j (x, 0) and C 1 (O, y) respectively correspond to the horizontal and vertical profiles of
  • Figure 10 shows the horizontal profile c ⁇ (x, 0) versus x (in ⁇ m). This constitutes the classical frequency approach of the speckle phenomenon and allows then to spatially characterize a speckle figure by this which is called “the size of speckle", through the characteristics of its grains.
  • Brownian motion is a mathematical description of the random motion of a suspended particle in a fluid that is not subjected to any other interaction than that of the fluid molecules.
  • the path of the suspended particle is randomized by random fluctuations in the velocities of the fluid molecules.
  • the amplitude of the speckle corresponds to a white Gaussian noise.
  • Brownian motion is the integration white Gaussian noise.
  • the detected intensity of the speckle then corresponds to a Brownian motion. Consequently, their first-order statistics are of the same nature: they are Gaussian for the amplitude distribution and the intensity distribution.
  • Equation (11) corresponds to the expression of the process of increasing the fractional Brownian motion.
  • Equation (11) is known as the diffusion equation.
  • the fractal approach of the speckle by the fractional Brownian motion model is applied to the study of in vivo speckle from biological media. Fractional Brownian motion applied to the speckle phenomenon: diffusion function of a speckle figure.
  • C g is the autocorrelation function of the intensity for the horizontal dimension of the image.
  • the PSD of the speckle contains a decay in 1 // only for the high frequencies. This behavior for the high frequencies characterizes a local regularity on the trajectory of the increases.
  • the autocorrelation function of a process that contains a local regularity is:
  • H the Hurst coefficient
  • D f d + 1-H
  • H characterizes the fractal dimension of the image and is then a characteristic of grains. It is also a parameter of local regularity, as we saw above.
  • G the saturation of the variance, equal to 2 ⁇ , 2 , characterizes the image globally.

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Abstract

Dispositif d'aide au diagnostic et pronostic de modifications physiopathologiques des tissus. Il comprend une source de lumière cohérente (13) pour émettre une lumière cohérente suivant une première direction (X), en vue d'illuminer un tissu biologique (16) dans des première et deuxième zones de celui-ci, la première zone étant saine et la deuxième zone étant susceptible de comporter des modifications, le tissu ainsi illuminé engendrant un phénomène de speckle, des moyens (14) pour observer le champ du speckle suivant une deuxième direction (Y) et acquérir le speckle, des moyens (18) de variation de l'angle entre les première et deuxième directions, pour observer le champ du speckle sous des angles différents, afin d'acquérir des informations sur le tissu à différentes profondeurs de ce tissu.

Description

DISPOSITIF D'AIDE AU DIAGNOSTIC ET PRONOSTIC DE MODIFICATIONS PHYSIOPATHOLOGIQUES DES TISSUS
DESCRIPTION
DOMAINE TECHNIQUE
La présente invention concerne un dispositif de mesure in vivo des propriétés des tissus biologiques pour l'aide au diagnostic et au pronostic de modifications physiopathologiques de ces tissus.
Elle s'applique notamment aux lésions tissulaires cutanées et en particulier aux atteintes liées à l'irradiation.
ETAT DE LA TECHNIQUE ANTERIEURE
La brûlure radiologique résulte d'une cascade de mécanismes biologiques et moléculaires complexes qui peut conduire à sa non-réparation et à la destruction du tissu cutané (voir le document [1] qui, comme les autres documents cités par la suite, est mentionné à la fin de la présente description) .
L'instauration progressive d'une inflammation chronique, d'un défaut d' angiogénèse, d'un remodelage anormal de la matrice extracellulaire et d'un défaut de ré-épithélisation est à l'origine des dommages radio-induits. La complexité de cette réponse tissulaire résulte des différences de radiosensibilité de chaque type de cellules impliquées et de leurs communications intercellulaires.
La brûlure radiologique cutanée est un syndrome dont les effets cliniques sont connus mais sont difficilement prévisibles, que ce soit à court ou à long terme. En effet, contrairement à la brûlure thermique, les conséquences visibles de cette brûlure (érythème, œdème, nécrose, ...) n'apparaissent pas immédiatement après l'exposition à la source d'irradiation. Un temps de latence variable dépend notamment de la dose d' irradiation, du volume de tissu irradié, de la source d'irradiation, de la durée d'exposition et de la réponse propre à chaque individu. Ce temps de latence biologique est aussi appelé phase cliniquement silencieuse.
La connaissance de la dose et de ses effets biologiques est donc l'un des facteurs déterminants pour le diagnostic, le pronostic et le traitement de la brûlure radiologique (voir le document [2]). Ainsi, des doses supérieures à 20-25 Gy conduisent à une nécrose des tissus irradiés et nécessitent généralement l'exérèse des tissus irradiés pour préparer une greffe de peau. Plus ce geste chirurgical est pratiqué rapidement, plus le pronostic est favorable. La gestion médicale des brûlures radiologiques dépend donc entièrement de la qualité du diagnostic. A ce jour, il n'existe aucun outil permettant d'assurer un diagnostic fiable . La brûlure radiologique est une situation clinique qui peut être rencontrée dans le cadre des expositions accidentelles aux rayonnements ionisants mais aussi dans le cadre des expositions maîtrisées de radiothérapie . En ce qui concerne les accidents d' irradiation, malheureusement encore trop fréquents aujourd'hui, près de 600 accidents radiologiques ont été répertoriés dans le monde depuis 1945. Parmi eux, 78% correspondent à des irradiations localisées et 22% à des irradiations globales. Dans certains cas, il est possible, par modélisation mathématique, d'établir une cartographie de la zone irradiée, mais cela nécessite une connaissance très précise de la nature et de la localisation de la source, du volume de tissu irradié et du temps d'exposition, données qui ne sont généralement pas disponibles en cas d'accident.
Seule la biopsie permet de mettre en évidence un tissu irradié et d'évaluer la dose reçue : des mesures histologiques sur une biopsie de peau permettent de mettre en évidence l'irradiation du tissu, et la biopsie osseuse permet de quantifier précisément la dose reçue par Résonance Paramagnétique Electronique (RPE) . Cependant, la biopsie constitue un acte chirurgical invasif que les chirurgiens appréhendent car il est susceptible d'aggraver l'état du tissu déjà fragilisé par l'irradiation.
Lorsque la dose est supérieure à 20-25 Gy, l'irradiation occasionne des lésions cutanées graves et, même si la pathogénie des effets des rayonnements ionisants sur les tissus cutanés est bien décrite, la réponse médicale reste encore extrêmement complexe et délicate, notamment parce que le diagnostic reste difficile .
Il est par conséquent primordial de développer des protocoles expérimentaux, non invasifs et utilisables in vivo, d'aide au diagnostic médical des irradiations cutanées.
En ce qui concerne la radiothérapie, près de 30% des patients développent une toxicité cutanée et 5% des patients développent malheureusement des complications sévères. La radiothérapie est basée sur l'optimisation de la dose prescrite pour détruire la tumeur tout en préservant les tissus sains environnants compris dans le champ de l'irradiation. Le risque de complications secondaires liées à l'exposition des tissus sains aux rayonnements ionisants est donc innévitable .
La sévérité de ces lésions dépend de plusieurs facteurs comme la radiosensibilité du tissu, la dose, la fréquence d'exposition ou encore des antécédents pathologiques du patient. La toxicité aiguë de la radiothérapie vis-à-vis des tissus cutanés peut entraîner l'arrêt du traitement.
Il est par conséquent primordial d'avoir un outil qui permettrait de suivre l'évolution des tissus sains irradiés afin de pouvoir diagnostiquer et traiter au plus vite une évolution défavorable pour protéger le patient .
Plusieurs outils permettent de diagnostiquer la brûlure thermique mais ils sont inapplicables pour le diagnostic des brûlures radiologiques car ces outils ne fournissent aucun élément de diagnostic pendant la phase cliniquement silencieuse de la brûlure radiologique . Parmi les outils qui sont utilisés pour les examens cliniques dans le cas des brûlures thermiques, les techniques de thermographie infrarouge, les techniques de scintigraphie vasculaire ou encore le laser Doppler permettent de mettre en évidence des modifications du débit sanguin local.
Dans un contexte de brûlure radiologique, la thermographie infrarouge et le laser Doppler permettent de discriminer la zone irradiée de la zone saine au cours des 48 premières heures après irradiation chez un cochon nain (en anglais, mini pig) irradié localement (40 Gy) . Au-delà de la quarante- huitème heure après irradiation, ces techniques n'ont pas permis de différencier la peau saine de la peau irradiée.
D'autres techniques ont été testées, notamment l'imagerie RMN et la tomographie aux rayons X qui permettent de mettre en évidence les modifications de la densité et de l'état d'hydratation des tissus, caractéristiques de l'œdème. Ces techniques d'imagerie permettent alors de délimiter un œdème dont la densité, plus proche de celle de l'eau, est plus faible que celle du tissu sain. Mais, dans un contexte de brûlure radiologique, ces techniques lourdes et coûteuses ne permettent pas de discriminer un tissu irradié au sein d'un tissu sain pendant la phase cliniquement silencieuse .
Le tableau 1 regroupe les différentes techniques biophysiques et biologiques qui sont proposées en fonction de l'évolution clinique des lésions (voir le document [3]). Cependant, aucune de ces techniques n'a jamais permis de mettre en évidence un tissu irradié par rapport à un tissu sain en l'absence de signes cliniques visibles. Ces techniques ne sont donc pas utilisables en clinique pour l'aide au diagnostic et au pronostic de l'irradiation cutanée.
Tableau 1. Méthodes biophysiques et biologiques utilisables en fonction du type d'atteinte tissulaire étudié (voir le document [3])
Figure imgf000008_0001
Certains auteurs (voir le document [4]) ont étudiés les propriétés dépolarisantes de la peau irradiée chez le porc, in vitro, par l'analyse des matrices de Muller, représentatives des propriétés polarisantes du milieu. Les expérimentations effectuées par ces auteurs ont été réalisées ex vivo, sur des biopsies de peaux de porcs. Le dispositif n'est actuellement pas applicable à un milieu vivant du fait de sa mobilité physiologique (respiration, battement cardiaque, ...) qui entraîne des problèmes de recalage d'images. De plus, le dispositif utilisé est lourd et donc difficilement transportable et assez coûteux. EXPOSE DE L'INVENTION
Ainsi, aucun système non invasif et utilisable in vivo n'est actuellement capable d'aider au diagnostic de la pathologie grave que constitue l'irradiation cutanée, alors même qu'elle ne présente aucun signe clinique.
La présente invention vise à remédier à cet inconvénient .
La technique, objet de l'invention, et sa valorisation sur un modèle pré-clinique constituent un progrès pour le diagnostic et le pronostic précoces et la santé du patient.
Comme on le verra, le dispositif, objet de l'invention, permettant l'acquisition et le traitement de figures de speckle notamment par une approche fractale, constitue un outil avantageux pour l'aide, in vivo, au diagnostic de la brûlure radiologique et au pronostic de son évolution. La valeur diagnostique et pronostique de ce dispositif a été validée. De façon précise, la présente invention a pour objet un dispositif de mesure in vivo des propriétés des tissus biologiques, en particulier pour l'aide au diagnostic et au pronostic de modifications physiopathologiques, notamment de lésions tissulaires et plus particulièrement par irradiation, pour l'évaluation du vieillissement cutané, pour l'évaluation de l'efficacité de produits cosmétologiques ou dermatologiques, ce dispositif étant caractérisé en ce qu' il comprend : - une source de lumière cohérente pour émettre une lumière cohérente suivant une première direction, en vue d'illuminer un tissu biologique dans des première et deuxième zones de celui-ci, la première zone étant saine et la deuxième zone étant susceptible de comporter des modifications, le tissu ainsi illuminé engendrant un phénomène de speckle,
- des moyens d'observation et d'acquisition pour observer le champ du speckle suivant une deuxième direction et acquérir le speckle, des moyens (mécaniques ou autres) de variation de l'angle entre les première et deuxième directions, pour observer le champ du speckle sous des angles différents, afin d'acquérir des informations sur le tissu à différentes profondeurs de ce tissu,
- en vue de permettre la comparaison des première et deuxième zones, des moyens (mécaniques ou autres) de maintien et d'amortissement pour maintenir une distance constante entre le point d' illumination de la surface du tissu et les moyens d'observation et d'acquisition et pour amortir d'éventuels mouvements du tissu, dus à des facteurs extérieurs, par exemple la respiration, des moyens électroniques de traitement des figures de speckle obtenues par l'intermédiaire des moyens d'observation et d'acquisition, afin de comparer les première et deuxième zones, et des moyens électroniques d'analyse du traitement des figures, par des méthodes statistiques, permettant de valider la comparaison effectuée entre les première et deuxième zones. II convient de noter que les moyens de variation de l'angle permettent l'acquisition du speckle à plusieurs angles d'observation et donc l'exploration du tissu à plusieurs profondeurs et, par conséquent, la prise en compte des modifications physiopathologiques de différentes couches du tissu. En outre, les méthodes statistiques mentionnées plus haut sont, par exemple, des tests statistiques ou des analyses factorielles .
Selon un mode de réalisation préféré du dispositif objet de l'invention, les moyens de variation de l'angle entre les première et deuxième directions sont aptes à faire varier cet angle dans l'intervalle allant sensiblement de 0° à 180° et à permettre d' observer le speckle en dehors de la réflexion spéculaire, sous plusieurs angles par rapport à la direction de cette réflexion spéculaire. Ce mode de réalisation permet ainsi l'exploration privilégiée des différentes couches tissulaires, à différentes profondeurs .
De préférence, les moyens de variation de l'angle entre les première et deuxième directions sont aptes à modifier l'orientation de la première direction indépendamment de celle de la deuxième direction et inversement .
Selon un mode de réalisation préféré du dispositif objet de l'invention,
-les moyens d'observation et d'acquisition comprennent des moyens de photodétection qui captent le speckle et fournissent des signaux électriques représentatifs des figures de speckle correspondantes, et les moyens électroniques de traitement sont aptes à traiter les signaux électriques sous la forme d'images non compressées, et à permettre de comparer les première et deuxième zones. De préférence, les moyens de photodétection sont aptes à capter le speckle avec des temps d'exposition d'au plus 100 μs .
Les moyens de photodétection comprennent de préférence une caméra. La caméra est de préférence une caméra sans objectif mais peut être aussi une caméra avec objectif. La caméra est par exemple une caméra CCD. Selon un mode de réalisation préféré de l'invention, les moyens d'observation et d'acquisition sont prévus pour acquérir au moins 200 figures de speckle par zone illuminée.
Le dispositif, objet de l'invention, peut comprendre en outre des moyens optiques qui sont aptes à contrôler la polarisation de la lumière cohérente émise par la source et la polarisation de la lumière arrivant sur les moyens d'observation et d'acquisition, en vue de compléter la sélection du speckle provenant des couches plus ou moins profondes du tissu. Ces moyens optiques comprennent des polariseurs (linéaires, circulaires ou elliptiques) et/ou des lames demi ou quart d'onde.
De préférence, la source de lumière cohérente est monochromatique.
Cette source est, de préférence, un laser. Selon les conditions expérimentales, notamment le type de caméra utilisée, la distance entre le point d' illumination de la surface du tissu et la caméra vaut, de préférence, environ 20 cm.
Le traitement des figures de speckle peut être effectué par une méthode fréquentielle classique et/ou par une méthode fractale.
Selon un mode de réalisation préféré de l'invention, lorsque le traitement des figures de speckle est effectué par une méthode fractale, ce traitement comprend l'extraction de paramètres stochastiques qui sont caractéristiques des figures de speckle .
De préférence, les paramètres stochastiques comprennent :
- le coefficient de Hurst, - l' autosimilarité, et
- la saturation de la variance.
BRÈVE DESCRIPTION DES DESSINS
La présente invention sera mieux comprise à la lecture de la description d'exemples de réalisation donnés ci-après, à titre purement indicatif et nullement limitatif, en faisant référence aux dessins annexés sur lesquels :
- la figure 1 est une vue schématique d'un mode de réalisation particulier du dispositif objet de
1 ' invention,
- les figures 2a et 2b montrent, dans le cas de l'approche fréquentielle classique, la taille moyenne des grains de speckle pour chaque point de mesure et pour chaque zone, à savoir une zone saine (lignes pointillées) et une zone irradiée (lignes continues) , en ce qui concerne la largeur des grains dx
(figure 2a) et la hauteur des grains dy (figure 2b) , pour un porc numéroté P129, pour un angle d'incidence ψ de 20° du faisceau lumineux utilisé pour la formation du speckle,
- les figures 3a, 3b et 3c montrent, dans le cas de l'approche fractale, des paramètres fractals, calculés selon la dimension horizontale de l'image, pour chaque point de mesure et pour chaque zone, à savoir une zone saine (lignes pointillées) et une zone irradiée (lignes continues) , en ce qui concerne la saturation de la variance G (figure 3a) , 1' autosimilarité S (figure 3b) et le coefficient de Hurst H (figure 3c) , pour le porc mentionné plus haut, avec le même angle d'incidence du faisceau lumineux,
- la figure 4 montre des photographies de la zone irradiée de la peau du porc mentionné ci-dessus aux dates de mesure (40 Gy) ,
- la figure 5 est une représentation des scores sur les différentes dates d'expérimentation des paramètres discriminants pour divers angles, tous porcs confondus, la figure 6 montre l'augmentation de l'épaisseur de l'épiderme et celle du derme, pour une zone irradiée par rapport à une zone saine (en %) pour quatre porcs,
- la figure 7 montre l'évolution du rapport 40 Gy/0 Gy pour un angle d'observation de 20°, pour trois coefficients stochastiques, à savoir la saturation de la variance G, l' autosimilarité S et le coefficient de Hurst H, en fonction des dates de mesure, tous points de mesure confondus, pour le porc numéroté P129, la figure 8 montre l'évolution du coefficient de Hurst H en fonction du temps, pour chaque zone, à savoir une zone saine (lignes pointillées) et une zone irradiée (lignes continues) , tous points de mesure confondus, pour l'angle d'observation de 60° et le porc numéroté P161,
- la figure 9 montre la densité spectrale de puissance d'une figure de speckle (échelle log-log) , la figure 10 montre la fonction d' autocovariance normalisée cΣ(x,0), dx représentant la largeur à mi-hauteur de la fonction, et
- la figure 11 est une représentation log- log (unité arbitraire) , de la fonction de diffusion d'une figure de speckle, obtenue dans le cas d'une peau saine .
EXPOSÉ DÉTAILLÉ DE MODES DE RÉALISATION PARTICULIERS Faisons d'abord quelques rappels sur le phénomène de speckle, suivis d'un état de l'art des applications de ce phénomène.
Le speckle est un phénomène interférentiel, dû à l'interaction d'une lumière cohérente avec un milieu diffusant. Un tel milieu présente des fluctuations locales de densité et donc d' indice de réfraction. Ces zones locales, aléatoirement réparties dans le milieu, constituent des diffuseurs d'ondes partielles. Le déphasage aléatoire de ces ondes partielles provoque des interférences aléatoires qui induisent une distribution statistique d'intensité. La figure d'intensité ainsi produite, à l'aspect granuleux, est appelée « speckle ».
Ce phénomène a longtemps été considéré comme un simple bruit en imagerie. Cependant il découle directement de l'interaction lumière/matière. Par conséquent, les paramètres du speckle (taille des grains, contraste, intensité, polarisation...) peuvent nous apporter des informations sur les propriétés du milieu, et en particulier sur ses propriétés optiques, la difficulté principale étant de remonter quantitativement à ces informations. C'est la raison pour laquelle, depuis quelques années, les physiciens se sont intéressés à l'exploitation du speckle pour caractériser le milieu qui le génère. Plusieurs applications ont ainsi été développées : en physique stellaire, dans l'industrie pour la mesure de la rugosité de surfaces ou de la déformation d'objets, ou encore en imagerie médicale, domaine auquel se rapporte la présente invention. Dans ce domaine, la mesure des caractéristiques spatiales et dynamiques du speckle peut donner des informations pour le diagnostic médical. Par exemple, des chercheurs ont proposé de nouvelles techniques pour déterminer le flux sanguin (voir les documents [5], [6], [7]). D'autres auteurs ont utilisé le phénomène speckle pour la mesure de déformations osseuses ou d'implants osseux par interférométrie (voir les documents [8] et [9]). D'autres auteurs ont exploité le speckle pour la détermination de la rugosité des surfaces et des surfaces des tissus biologiques (voir le document [10]). Cependant, seule l'extraction de la propriété de rugosité restreint l'analyse du speckle, et l'étude de la surface tissulaire à elle seule est insuffisante pour une étude d'aide au diagnostic. En effet, l'apparition d'une pathologie implique que des modifications physiopathologiques concernent toutes les profondeurs d'un tissu et non seulement la surface de celui-ci. En particulier, l'évolution d'un tissu pathologique commence généralement par des modifications au niveau des couches les plus profondes et un diagnostic précoce nécessite alors une exploration du tissu des couches profondes de celui-ci (derme, hypoderme) . Plusieurs chercheurs ont aussi exploré la relation entre les dimensions du speckle et les conditions expérimentales (voir le document [H]) .
Cependant, un speckle provenant d'un milieu vivant est dynamique et, du point de vue du traitement de signal, une approche fréquentielle classique semble ne pas être suffisante pour étudier ce phénomène non stationnaire . Une approche fractale du speckle a récemment été introduite. Dans cette approche, un parallèle avec le mouvement brownien fractionnaire a été proposé (voir le document [12]). De même, d'autres auteurs ont proposé, par une étude dynamique du speckle provenant d'échantillons divers (matériaux inertes ou échantillons biologiques comme des fruits ou des plantes), d'extraire la dimension fractale des figures de speckle modélisées en tant que mouvement brownien fractionnaire, afin de caractériser ces différents milieux (voir le document [13]). Le mouvement brownien fractionnaire est un processus stochastique largement utilisé dans les approches fractales. Par ailleurs, les approches fractales sont depuis peu utilisées pour la caractérisation de phénomènes complexes réels. Dans le domaine biomédical, on peut citer les travaux de Pothuaud (voir document [14]) et de Benhamou (voir document [15]) qui utilisent les fractales pour analyser les textures osseuses des images radiographiques . Des propriétés fractales ont été trouvées précédemment dans le phénomène de speckle, à savoir dans le speckle généré par une surface aléatoirement rugueuse (voir le document [16]) et dans le speckle généré par des solutions de microsphères en polystyrène calibrées (voir le document [12] et le document [17]). L'approche fractale du speckle proposée par le document [12] et une approche fréquentielle classique du speckle ont été utilisées pour caractériser une peau pathologique atteinte de sclérodermie à un stade stationnaire et dont les lésions étaient visibles (voir le document [18]). Cependant, le dispositif utilisé dans le document [18] ne s'est pas avéré efficace pour la détection de la brûlure radiologique . Ce dispositif ne permet pas, contrairement à l'invention, de détecter une pathologie en évolution pour laquelle les lésions ne sont pas encore visibles ou lorsque les modifications physiopathologiques s'effectuent en profondeur.
Dans la présente invention, on applique l'approche fractale du speckle par le mouvement brownien fractionnaire, proposée dans le document [12], à la discrimination, in vivo, de pathologies cutanées.
D'après le document [12], il existe un parallèle entre le phénomène speckle et le phénomène du mouvement brownien. En effet, leurs statistiques du premier ordre sont de même nature : elles sont gaussiennes pour la distribution en amplitude et pour la distribution en intensité. Leurs statistiques du deuxième ordre ont aussi les mêmes caractéristiques : une Densité Spectrale de Puissance (en anglais, Power Spectral Density) , notée PSD par la suite, présentant une décroissance en 1/f, où f est la fréquence, et un accroissement gaussien dans les deux cas.
Dans le cas du speckle, la PSD des figures expérimentales décroit selon une loi de puissance seulement dans le domaine des hautes fréquences, ce qui confirme un comportement autosimilaire (ou d'invariance d'échelle) dans ce domaine spectral.
La généralisation au fBm, c'est-à-dire au mouvement brownien fractionnaire, permet d'ajouter un degré de liberté supplémentaire qui rend le modèle plus flexible. C'est pourquoi la généralisation au mouvement brownien fractionnaire a été considérée. De par cette modélisation, on peut extraire trois paramètres stochastiques caractérisant une image de speckle à partir de sa fonction de diffusion :
- le coefficient de Hurst H, caractérisant la dimension fractale de l'image,
- la taille de l'élément autosimilaire S, caractérisant la séparation des comportements autosimilaire et classique dans l'image, et - la saturation de la variance G qui donne la direction asymptotique aux grandes valeurs de voisinage dans l'image.
On trouvera une description détaillée de la théorie statistique du speckle ainsi que de la corrélation entre ce phénomène et celui du mouvement brownien fractionnaire à la fin de la présente description .
Il suffit de placer une plaque photographique à une distance quelconque de l'objet pour enregistrer le speckle. Il peut être observé soit dans « l'espace libre » (speckle objectif) ou sur un plan image de l'objet illuminé (speckle subjectif). Dans le premier cas, le speckle s'enregistre par une caméra sans objectif et sans aucun autre système imageant, et dans le second cas, par une caméra avec un objectif par exemple.
Une modification quelconque du milieu diffusant entraîne des modifications optiques et statistiques du milieu, ce qui entraîne la variation des trois paramètres stochastiques mentionnés ci- dessus .
L'idée est alors d'utiliser ces paramètres qui caractérisent l'image de speckle en vue de différencier les milieux diffusants. L'aide au diagnostic étant un objectif de la présente invention, l'application de cette méthode est ciblée sur le milieux vivant, en particulier sur le syndrome cutané de l'irradiation aiguë dont l'évolution à court et à long terme est encore méconnue. Cette approche du phénomène speckle, basée sur la théorie fractale, est plus puissante que l'approche fréquentielle classique (ces deux approches sont décrites à la fin de la présente description) puisqu'elle intègre l'aspect multi-échelle du speckle.
On décrit dans ce qui suit un dispositif d'observation et d'acquisition des figures de speckle conformément à l'invention. Le dispositif conforme à l'invention, qui est schématiquement représenté sur la figure 1, est utilisé pour enregistrer les champs de speckle provenant de tissus biologiques. Ce dispositif est très simple et peu onéreux. Il comprend un laser monochromatique non polarisé 13 et une caméra à dispositif à tranfert de charge (en anglais, charge- coupled device caméra) 14, plus simplement appelée « caméra CCD ». Un milieu diffusant 16, à savoir une zone cutanée saine ou pathologique, illuminé en un point P par le faisceau 29 issu du laser 13, engendre un phénomène de speckle. La lumière rétrodiffusée par le milieu (tissu cutané) 16 est captée par la caméra 14 qui permet ainsi l'acquisition d'un speckle.
On note N la direction de la normale à la surface du tissu biologique 16 au point P, X la direction d'émission de la lumière par le laser 13, Y la direction d'observation du champ du speckle par la caméra 14. On note les angles suivants sans orientation particulière : α l'angle entre les directions X et Y, Ψ l'angle d'incidence du faisceau laser par rapport à la direction normale à la surface du tissu biologique (angle entre les directions X et N) et θ l'angle d' observation par rapport à la direction normale à la surface du tissu biologique (angle entre les directions Y et N) . On note Δα la différence en valeur absolue entre les deux angles Ψ et θ et appelé angle d' observation par rapport à la direction de la réflexion spéculaire. On a donc Δα = |ψ-θ| . Cet angle donne l'écart de la direction d'observation par rapport à celle de la réflexion spéculaire : plus il augmente, plus l'observation s'écarte de la réflexion spéculaire et donc plus on observe les photons qui ont diffusé dans les couches profondes du milieu.
Le dispositif de la figure 1, conforme à l'invention, permet la variation de l'angle Ψ (respectivement θ) de la direction X (respectivement Y) indépendemment de la variation de l'angle θ
(respectivement Ψ) de la direction Y (respectivement
X) . Pour ce faire, le dispositif de la figure 1 comprend aussi des moyens mécaniques comprenant un support mécanique 18 et un guide mécanique 20. Le support mécanique 18 supporte le laser 13 et la caméra 14 et permet une variation de l'angle Ψ et/ou de l'angle θ, pour observer le champ de speckle sous des angles différents. Cette variation des angles Ψ et/ou θ permet d'explorer le tissu à différentes profondeurs.
La partie inférieure du guide 20 est rigidement solidaire d'un tore 28 qui délimite la zone de mesure. En outre, ce tore est en contact avec la surface du tissu 16. Le diamètre intérieur du tore vaut 40 mm dans l'exemple ; il est alors assez large pour ne pas ajouter de réflexions parasites. Le guide 20 et le tore 28 permettent de maintenir une distance L constante entre le point d' impact P du faisceau laser 29 et la caméra 14, entre deux acquisitions consécutives de figure de speckle, et permettent aussi d'amortir d'éventuels mouvements du tissu 16, par exemple dus à la respiration. Le guide 20 et le tore 28 assurent alors une acquisition optimale des figures de speckle pour la comparaison indispensable entre les deux zones (saine et pathologique) . Le support mécanique 18 est fixé au guide
20 et réglable en hauteur sur ce guide 20, et ce support forme un arc de cercle dont la direction du rayon de courbure atteint sensiblement le point P. Le laser 13 et la caméra 14 sont fixés et réglables en position sur le support 18. On peut ainsi régler l'angle Ψ à une valeur de l'intervalle allant sensiblement de 0° à 90° et on peut aussi régler l'angle θ à une valeur de l'intervalle allant sensiblement de 0° à 90°. Bien entendu, la longueur du support 18 en forme d'arc de cercle est choisie en fonction de l'angle α maximum que l'on veut pouvoir obtenir avec le dispositif : si l'on veut obtenir un angle α sensiblement égal à 180°, on utilise un support 18 formant sensiblement un demi-cercle.
Le dispositif de la figure 1 comprend aussi des moyens électroniques 22 pour traiter, conformément à l'invention, les signaux fournis par la caméra. Ces moyens électroniques 22 sont pourvus de moyens d'affichage 26. On précise que, conformément à l'invention, on illumine le tissu 16 au moyen du laser 13 dans une zone saine puis dans une zone susceptible de comporter des modifications. Le dispositif de la figure 1 comprend en outre des moyens électroniques 24 pour analyser les signaux traités conformément à l'invention par les moyens 22, afin de valider la comparaison des deux zones cutanées (saine et pathologique) . Les résultats obtenus par ces moyens 24 peuvent être également affichés par les moyens d'affichage 26.
Dans l'exemple, le laser 13 est un laser non polarisé He-Ne (632,8 nm) de puissance 15 mW, qui émet un faisceau dont la largeur est de l'ordre de 1 mm à I0 /e2, où I0 est l'intensité maximum du laser (rayon du faisceau pour lequel l'intensité a diminué d'un facteur 1/e2 par rapport à son maximum I0) .
La caméra CCD 14 est par exemple du type Kappa CF 8/1 DX, avec 376 (H) x582 (V) pixels effectifs ; elle est utilisée sans objectif ; et chaque pixel mesure 8,6(H) x 8,3(V) μm. Le temps d'exposition de la caméra permet un temps d'exposition au moins égal à 100 μs.
De plus, on précise que la caméra est destinée à acquérir au moins 200 figures de speckle par zone illuminée à une fréquence de 25 Hz.
Il convient en outre de noter que, pour les mesures, le laser 13 et la caméra 14 ne sont pas nécessairement placés de part et d'autre du guide 20 : si nécessaire, pour ces mesures, ils peuvent être du même côté de ce guide.
Un bras mobile (non représenté) maintient l'ensemble support mécanique 18-guide 20, qui supporte le laser 13 et la caméra 14, et permet leur déplacement pour étudier différentes zones du tissu 16. Le déplacement s'effectue en translation et/ou en rotation dans les trois directions de l'espace afin de s'adapter aux mesures des différentes zones à étudier du tissu 16.
On précise que l'invention peut être mise en œuvre avec d' autres moyens d' observation et d'acquisition qu'une caméra CCD et que cette dernière et les autres caméras utilisables peuvent être pourvues, ou non, d'un objectif pour la mise en œuvre de l'invention. De même, l'invention peut aussi être mise en œuvre avec un laser polarisé.
En outre, la sélection du speckle provenant de couches profondes ou surfaciques du tissu peut être complétée par un système optique 27, constitué de polariseurs (linéaires, circulaires, ou elliptiques) et/ou de lames demi ou quart d'onde. Ce système optique, lorsqu'il est utilisé, est placé à la sortie du laser et/ou à l'entrée de la caméra. Ce système optique permet de contrôler la polarisation de la lumière cohérente illuminant le tissu et la polarisation de la lumière arrivant sur la caméra afin de détecter plusieurs états de polarisation selon la configuration de polarisation choisie à la sortie du laser. Les polariseurs avec ou sans les lames demi ou quart d' onde sont configurés afin de sélectionner préférentiellement le speckle provenant des couches surfaciques du tissu ou le speckle provenant des couches plus ou moins profondes.
Les effets cutanés du syndrome cutané d' irradiation aiguë chez plusieurs porcs ont été pris comme exemples d'application du dispositif conforme à l'invention : les porcs ont été irradiés localement (40 Gy) par rayonnement gamma sur le flanc droit, sur une zone de dimension 5 cm x 10 cm.
Dans un exemple de l'invention, on traite les figures de speckle obtenues en illuminant successivement les deux zones (saine et pathologique) , à plusieurs angles Ψ allant de 20° à 60° et en détectant la lumière rétrodiffusée à un angle θ fixe, choisi égal à 0 ° ; ce traitement est effectué par une méthode fréquentielle classique et une méthode fractale: la caméra CCD 14 fournit des signaux électriques représentatifs des figures de speckle et les moyens électroniques de traitement 22 traitent ces signaux par les deux méthodes citées ci-dessus , sous la forme d'images non compressées, et permettent de comparer les deux zones. Cette comparaison est validée par les moyens électroniques d'analyse statistique 24 (tests statistiques tels que les tests de Student et les tests d'analyse de la variance, ou analyses factorielles telles que, par exemple, l'Analyse en Composante Principale) . L'enregistrement des figures de speckle nécessite quelques précautions.
En effet, le speckle étudié est produit par un milieu vivant contenant par conséquent des diffuseurs mobiles dont leur mouvement peut être considéré comme aléatoire. Ceci entraîne une agitation du speckle, nommée « boiling speckle », qui correspond à des fluctuations temporelles de l'intensité du speckle. Ces fluctuations temporelles sont habituellement décrites par la fonction d'autocorrélation temporelle de l'intensité (voir le document [ 19] ) .
De ce fait, le temps d'acquisition d'une image speckle doit être le plus court possible afin d'éviter d'enregistrer ce speckle « brouillé ». La caméra permettant un temps d'exposition variable, on choisit le temps d'acquisition le plus faible, égal à 100 μs, malgré la perte éventuelle d'un rapport correct signal sur bruit. De plus, la taille des grains de speckle augmente linéairement avec la distance (voir le document [20]). Aussi, les grains de speckle enregistrés doivent être assez larges comparés à la taille des pixels de la caméra CCD, ce qui implique que cette caméra ne doit pas être trop près du milieu diffusant. De plus, chaque image doit contenir assez de grains afin d'effectuer une étude statistique significative de chaque image, ce qui implique pour la caméra de ne pas être non plus trop loin du milieu. II est difficile de trouver la distance L entre le capteur CCD et le point d' illumination du milieu diffusant en respectant idéalement ces conditions. Un compromis doit donc être trouvé. La distance L choisie était de 20 cm pour la peau de porc. Ce choix est fourni à titre purement indicatif et nullement limitatif.
Toutefois, la distance L doit être identique pour les première et deuxième zones, c'est-à- dire la zone saine et la zone susceptible de comporter des lésions. Afin d'éviter l'enregistrement direct de la lumière du laser qui est directement réfléchie par la surface du milieu (réflexion spéculaire) , et ainsi afin d'éviter la saturation du capteur de la caméra, l'observation et l'acquisition du champ de speckle s'effectuent en dehors de la réflexion spéculaire à plus ou moins 10° près.
Une série d' images est enregistrée par la caméra CCD avec une fréquence de 25 Hz. Une image vidéo complète est composée de deux champs acquis l'un après l'autre : un champ pair (composé des lignes paires 2, 4, 6,...) et un champ impair (composé des lignes impaires 1, 3, 5,...) . Ainsi, 50 champs (pairs et impairs) seront délivrés par seconde pour obtenir une image complète à une fréquence de 25 Hz. Encore une fois, étant donné la nature dynamique du speckle, les images sont acquises sur un unique champ (pair ou impair) puisque l'image change entre l'acquisition d'un champ pair et d'un champ impair. Les dimensions d'une image sont donc de 288x384 au lieu de 576x384 pour une image complète non compressée. Le signal analogique délivré par la caméra est ensuite numérisé sur 8 bits par une carte d'acquisition d'images qui permet de mesurer l'intensité sur une échelle de niveaux de gris allant jusqu' à 256.
Afin de n'avoir ni perte ni déformation de l'information contenue dans le signal numérique, aucune compression n'est effectuée.
Le nombre d'images acquises est de 200 par point de mesure (correspondant au point d'impact du faisceau laser P) à une fréquence de 25 images par seconde et avec un temps d'acquisition de 100 μs . Plusieurs points de mesure sont réalisés pour chaque zone analysée de peau (zone saine et zone pathologique) .
Les images de speckle sont ensuite traitées pour déterminer la « taille du speckle » (taille moyenne des grains d'une image speckle), par une méthode fréquentielle classique, rappelée à la fin de la présente description.
Les images sont aussi traitées ligne par ligne ou colonne par colonne, par une méthode fractale, pour en déterminer les trois coefficients stochastiques comme indiqué à la fin de la description. Pour une image et pour chaque dimension de l'image (horizontale ou verticale) , un coefficient stochastique calculé (coefficient de Hurst H, saturation de la variance G ou autosimilarité S) selon la dimension horizontale (respectivement verticale) correspond à la moyenne des coefficients trouvés pour chaque courbe de diffusion correspondant à chaque ligne (respectivement colonne) de l'image. On peut ainsi comparer les résultats obtenus par les deux méthodes.
On considère maintenant l'application de l'invention à l'irradiation cutanée chez le porc.
Selon le dispositif de la figure 1, conforme à l'invention, pour un angle θ constant, plus l'angle d'incidence du faisceau laser Ψ est grand, plus la surface et le volume diffusants sont importants. De la même façon, pour un angle Ψ constant, la surface et le volume de diffusion sont observés différement selon la position de la caméra dans le plan de l'observation : plus l'angle θ entre la direction de l'observation et celle de la normale à la surface du tissu est grand, plus la surface et le volume diffusants observés par la caméra sont importants. Par ailleurs, plus l'angle Ψ est grand devant θ ou inversement plus l'angle θ est grand devant Ψ, moins le flux d'énergie capté par la caméra prend en compte la réflexion spéculaire. Ainsi, la probabilité de prendre en compte des photons multidiffuses, ceux provenant de couches plus profondes de la peau, augmente avec la différence en valeur absolue entre les deux angles Ψ et θ. On rappelle que l'on note cette différence d'angles, en valeur absolue, Δα et qu'elle correspond à l'angle d' observation par rapport à la direction de la réflexion spéculaire. En conséquence, plus on s'écarte de la réflexion spéculaire, plus la probabilité que les mesures contiennent des informations provenant du volume est grande ; les informations provenant des couches profondes prédominent alors sur celles provenant de la surface. Or, contrairement au cas d'une pathologie à un stade avancé comme l'était la sclérodermie (voir document [18]), dans le cas d'une pathologie en évolution pour laquelle les lésions ne sont pas forcément visibles (brûlure radiologique pendant la phase cliniquement silencieuse par exemple), les modifications physiopathologiques du tissu s'effectuent d'abord en profondeur ; un diagnostic efficace repose alors sur l'observation de ces modifications à ces échelles de profondeurs. Ainsi, dans l'intention de prendre en compte, dans l'enregistrement du champ de speckle, les modifications cutanées s' effectuant à différentes couches et différentes profondeurs cutanées, il est nécessaire, pour une aide au diagnostic efficace et fiable, d'observer le champ de speckle sous différents angles par rapport à la direction de la réflexion spéculaire (Δα variable et supérieur à 10°) . Pour ce faire, le composant mécanique en forme d'arc 18 (figure 1) supportant le laser 13 et la caméra 14, a été considéré dans la constitution du dispositif de la figure 1, conforme à l'invention, afin de permettre une variation des angles Ψ et/ou θ et donc de l'angle Δα=|Ψ-θ|, et ainsi de permettre d'enregistrer le speckle généré par la peau à différentes profondeurs : un angle Δα de 20° étant lié aux informations contenues essentiellement dans les couches superficielles et un angle Δα de 60° aux informations contenues essentiellement dans les couches profondes comme le derme profond ou 1' hypoderme .
Dans l'application de la brûlure radiologique, on a choisi d'effectuer les mesures avec une valeur de l'angle d'incidence du faisceau laser Ψ dans l'intervalle allant de 20° à 60° et une valeur de l'angle θ fixe, choisie égale à 0°. Dans cette application, l'angle d'observation du speckle par rapport à la direction de la réflexion spéculaire Δα était alors d'une valeur égale à celle de l'angle Ψ.
Un modèle d'étude pré-clinique a été développé spécifiquement pour l'application de l'invention à l'irradiation cutanée chez le porc. Il s'agit d'un modèle calibré d'irradiation localisée chez le porc, simulant de façon reproductible les brûlures radiologiques chez l'Homme.
La peau de porc est le meilleur modèle biologique connu de la peau humaine. Les irradiations s'effectuent par rayonnement gamma (60Co, 1 Gy/minute) . Pendant l'irradiation, le porc est couché sur le ventre et disposé de manière à ce que l'axe du faisceau d'irradiation soit perpendiculaire à l'axe de la colonne vertébrale. Un bloc de cire d'environ 1 cm d'épaisseur est placé sur la zone de peau irradiée afin de réaliser les conditions d'équilibre électronique au niveau de la peau et ainsi obtenir une meilleure homogénéité de la dose en profondeur. Des dosimètres thermolumiscents, constitués de poudre d'alumine (AI2O3) , sont incorporés dans l'épaisseur de cire afin de contrôler la dose délivrée sur la peau. Ce protocole expérimental d' irradiation a été validé par une série de mesures sur un fantôme simplifié, représentatif des principales caractéristiques du porc (épaisseur et hauteur du tronc, densité de la peau) .
Des irradiations ont été effectuées en suivant ce protocole expérimental, à différentes doses, à savoir 5, 10, 15, 20, 40 et 60 Gy et ont permis, dans ces conditions expérimentales, de sélectionner la dose de 40 Gy, dose à laquelle des signes de nécrose ont été observés. En observant l'évolution des signes cliniques de la brûlure radiologique chez un premier porc irradié à 40 Gy, on peut voir une évolution semblable à celle qui est observée chez l'Homme avec une phase de latence qui précède la nécrose. Dans le cas du porc mentionné ci-dessus , cette phase de latence va de J3 à J104, c'est-à-dire de 3 jours à 104 jours après le jour de l'irradiation qui est noté JO. Sur le plan clinique, un léger érythème passager a été observé vingt-quatre heures après l'irradiation ; il se confirme à J2 et disparaît à partir de J3.
En observant l'évolution de la zone irradiée par la technique de laser Doppler, on note une différence de réponse cutanée avec une image d' hypervascularisation correspondant au développement de la réaction inflammatoire (érythème) , principalement à Jl. Cette réaction s'atténue à J2 pour disparaître à partir de J3. Aucune image n'a permis de distinguer la zone irradiée jusqu'à la fin de l'expérimentation. En fait, on constate que les images de la technique Doppler sont significatives seulement lorsque l'érythème est visible, à Jl et à J2.
D' après ces conditions expérimentales définies, il a été décidé d'appliquer l'exploitation de la statistique du champ de speckle à ce modèle animal par le dispositif objet de l'invention.
On donne ci-après le protocole expérimental qui a été choisi pour l'exploitation de la statistique du champ de speckle provenant de peaux de porc.
Quatre irradiations par rayonnement gamma (60Co) ont été effectuées localement sur la peau du porc, sur une surface de 5 cm x 10 cm avec une dose de 40 Gy. Des séries de mesures ont été effectuées tous les 8 jours environ après irradiation. Huit points de mesure ont été effectués sur chaque zone (zone saine, correspondant à 0 Gy, et zone irradiée à 40 Gy) avec 200 images pour chaque point. Pour être certain de mesurer à chaque expérience au même endroit sur cette peau, cette dernière a été tatouée sur chaque zone
(saine et irradiée) de manière à délimiter 8 carrés de
1 cm2. Les mesures ont été ainsi effectuées durant environ 3 à 4 mois. A chaque date d'expérimentation et pour chaque point de mesure, on a une grande taille d'échantillon (n = 200) . Dans le but de comparer la variabilité entre les points de mesure pour une même zone et la variabilité entre les zones, on a appliqué le test ANOVA à deux facteurs (voir le document [21]) .On définit le paramètre pA, la p-valeur pour l'hypothèse nulle H0A, correspondant au facteur A (variabilité inter-zone) , et le paramètre pB, la P~ valeur pour l'hypothèse nulle H0B, correspondant au facteur B (variabilité intra-zone) . Les comparaisons entre les zones saine et irradiée ont alors été validées à chaque date d'expérimentation par le test statistique mentionné ci-dessus. A la fin de la campagne de mesure, les zones mesurées ont été biopsées pour une validation histologique des mesures.
Le dispositif de la figure 1 a été utilisé dans le cas de la brûlure radiologique et le contexte expérimental était le suivant :
- distance constante entre la caméra CCD et le point d'illumination P de la peau : L=20 cm ;
- angle d' incidence du faisceau laser par rapport à la direction normale à la surface prenant les valeurs suivantes : ψ=20°, 40° et 60° ; angle d' observation de la caméra par rapport à la direction normale à la surface choisi fixé : θ=0° ; dans ces conditions expérimentales, l'angle d' observation du speckle par rapport à la direction de la réflexion spéculaire Δα est alors égale à l'angle ψ ; par la suite, dans cette application, nous confondrons alors l'appellation de ces deux angles ; - temps d'acquisition d'une image :100 μs ; et
- les images n'ont pas été compressées.
On considère l'exemple d'un porc numéroté P129. 1. Approche fréquentielle classique : calcul de la taille des grains
Les images ont toutes été traitées mais, par souci de clarté, on ne présentera ici que les résultats numériques et graphiques à J64 après irradiation et pour ψ=20°, présentés sur le tableau 2 et les figures 2a et 2b.
En utilisant le test d'ANOVA décrit précédemment, on obtient pour la largeur dx des grains (figure 2a) : pA=0,044 et pB=0,93 ; pour la hauteur, ou longueur, dy des grains (figure 2b) : pA =0,57 et pB =0,82. En prenant un seuil de 0,01 pour la valeur de p, aucune discrimination entre 0 Gy et 40 Gy n'est possible par le calcul de la taille des grains. De la même façon, les résultats correspondant aux autres mesures (autres dates et autres angles d' incidence du faisceau laser) montrent un comportement similaire avec des valeurs de pA comprises ente 0,13 et 0,93 pour plus de 8 cas sur 10 et entre 0,029 et 0,13 pour moins de 2 cas sur 10.
Tableau 2. Résultats pour la taille moyenne des grains, pour chaque point de mesure P et pour chaque zone : saine (0 Gy, lignes pointillées sur les figures 2a et 2b) et irradiée (40 Gy, lignes continues sur les figure 2a et 2b) pour le porc P129 à J64 et pour ψ=20°
Figure imgf000037_0001
2. Approche fractale : calcul des trois paramètres stochastiques
De la même façon, par souci de clarté, on ne représente que les résultats numériques et graphiques à J64 après irradiation, pour un angle d'incidence du faisceau laser de ψ = 20° et pour la dimension horizontale de l'image, bien que les images aient toutes été traitées. Ces résultats sont présentés sur le tableau 3 et les figures 3a, 3b et 3c. Tableau 3. Résultats de l'approche stochastique du speckle pour chaque point de mesure P et pour chaque zone : saine (0 Gy, lignes pointillées sur les figure 3a, 3b et 3c) et irradiée (40 Gy, lignes continues sur les figures 3a, 3b et 3c) pour le porc P129 à J64, pour ψ=20° et pour la dimension horizontale de l' image
Figure imgf000038_0001
Le test d' ANOVA à deux facteurs donne les valeurs suivantes pour l'indice p :
- saturation de la variance G (figure 3a) : pA = 0, 002 et pB = 0,29
- autosimilarité S (figure 3b) : pA = 0,011 et pB = 0, 84, et
- Hurst H (figure 3c) : pA = 0,0007 et pB = 0,31. La discrimination entre la zone saine et la zone irradiée est alors significative à plus de 99, 8% pour le coefficient de Hurst et pour la saturation de la variance. L' autosimilarité est « presque » discriminante si l'on prend un seuil de 0,01 pour l'indice pA. Cependant, c'est la seule série de mesures où son indice est aussi faible puisque pour toutes les autres mesures (correspondant aux autres angles d'incidence du faisceau laser et aux autres dates) l'indice pA était trop grand pour la discrimination (pA > 0,023) .
Par contre, le coefficient de Hurst permet toujours de discriminer la zone irradiée de la zone saine à partir de J64 pour ψ = 20° (voir tableau 4) . Les paramètres calculés selon la dimension horizontale de l'image ont discriminé de la même façon, pour chaque date d'expérimentation et chaque angle, que ceux calculés selon la dimension verticale de l'image.
La figure 4 montre des photographies de la peau du porc (zone irradiée) à toutes les dates de mesure .
Tableau 4. Paramètres calulés pour la dimension horizontale de l'image (saturation de la variance G, autosimilarité S et Hurst H et largeur du grain dx) discriminants pour les trois angles d'observation étudiés (20 ° , 40 ° , 60 ° ) et expression clinique du tissu cutané irradié pour toutes les dates de mesure
Figure imgf000040_0001
Comme on peut le voir sur le tableau 4 et sur les photographies de la figure 4, malgré l'absence de lésion visible (érythème ou autre) , le coefficient de Hurst H et la saturation de la variance G discriminent la zone irradiée à J64 et J75 pour les trois angles d'observation. A partir de J84, seul le coefficient de Hurst discrimine au moins pour deux des trois angles . Ce coefficient est plus efficace pour la discrimination .
On note que l'animal présente une sensibilité importante de la zone irradiée au touché à J93 qui a constitué le premier signe clinique. L'apparition d'une douleur de surface est généralement considérée comme prédictive de l'apparition d'une nécrose chez l'Homme. On constate que la discrimination pour les 3 angles choisis apparaît avant cette phase de douleur (J64, J75, et J84) .
On considère l'exemple de trois autres porcs numéroté P161, P163 et P164.
Les résultats pour ces trois autres porcs
(P161, P163 et P164) sont présentés sur le tableau 5 sous forme de scores des paramètres discriminants (G, H, S et dx) , scores effectués sur l'ensemble des dates de mesures et pour chaque angle mesuré. Les paramètres sont représentés sur le tableau 5 pour la dimension horizontale de l'image. Comme pour le porc P129, pour chaque date d'expérimentation et pour chaque angle, la discrimination n'a pas été différente avec les paramètres calculés selon la dimension verticale de
1' image .
La discrimination a été possible pendant la phase cliniquement silencieuse où aucun signe clinique n'est encore visible, et la première discrimination durant cette phase a été réalisée ainsi :
Porc P161 : 20 jours avant l'apparition de la première lésion et par les paramètres H, G à ψ=60° - Porc P163 : 57 jours avant l'apparition de la première lésion et par H à ψ=60°
Porc P164 : 56 jours avant l'apparition de la première lésion et par H à ψ=20° et 60°.
On constate que l'angle ψ=60° permet la première discrimination pour ces trois porcs, les premières modifications du tissu, dues à l'irradiation, semblent alors s'effectuer au sein des couches profondes .
La figure 5 est une représentation graphique des scores des paramètres discriminants pour chaque angle, tous porcs confondus (porcs P129, P161, P163 et P164) .
On constate aussi que, pour tous les porcs, le paramètre de Hurst est le plus efficace pour la discrimination et que ψ=40° est l'angle le moins efficace (figure 5 et tableau 5) notamment pour une discrimination précoce. La grande efficacité de l'angle d'observation ψ=60° implique que les modifications physiopathologiques s'effectuent essentiellement dans les couches les plus profondes de la peau. L'efficacité du diagnostic, dans le cas de la brûlure radiologique, repose alors sur l'observation des couches cutanées les plus profondes. L'efficacité de l'angle ψ=20° indique que des modifications importantes s'effectuent aussi dans les couches superficielles de la peau (épiderme) . Les couches intermédiaires, visibles essentiellement à 40°, ne seraient pas sujettes à d'importantes modifications dans le cas de la brûlure radiologique, ce qui expliquerait la mauvaise efficacité de cet angle pour la discrimination. Par conséquent, afin de prendre en compte les modifications physiopathologiques situées à différentes profondeurs cutanées et donc de ne négliger aucune strate cutanée où se produirait les modifications entraînant les variations du champ de speckle, il est nécessaire d'explorer toute la profondeur cutanée pour un diagnostic optimum et le plus précoce possible ; ceci est possible en faisant varier l'angle d'observation Δα par rapport à la réflexion spéculaire.
Tableau 5. Scores sur l'ensemble des dates d'expérimentations des paramètres discriminants calculés selon la dimension horizontale de l'image (trois paramètres stochastiques (saturation de la variance G, autosimilarité S et Hurst H) et largeur des grains dx) pour chaque angle d'observation et pour chaque porc. Le total des scores sur tous les porcs y est aussi indiqué
Figure imgf000043_0001
La figure 6 montre l'augmentation de l'épaisseur de l'épiderme et de l'épaisseur du derme de la zone irradiée par rapport à la zone saine (en %) pour les quatre porcs.
L'histologie sur la biopsie des zones saine et irradiée permet de quantifier le niveau d'atteinte du tissu cutané et de corréler l'évolution des paramètres physiques avec les modifications biologiques correspondantes. Les mesures histologiques effectuées à J112 pour le porc P129, à J106 pour le porc P161, à J92 pour le porc P163 et à J168 pour le porc P164 montrent une augmentation des épaisseurs de l'épiderme et du derme de :
30% et 47% respectivement pour le porc P129 30% et 54 % respectivement pour le porc P161 83% et 42 % respectivement pour le porc P163 80% et 43 % respectivement pour le porc P164.
Le tableau 6 montre les coefficients de corrélation (r) calculés entre les paramètres du speckle, calculés selon la dimension horizontale de l'image (G, S, dx et H), et les épaisseurs de l'épiderme et du derme. Les calculs des corrélartions ont été effectués en considérant l'ensemble des points de mesures et l'ensemble des quatre porcs étudiés. La significativité du test effectué sur le coefficient de corrélation est aussi indiquée, avec un seuil de l'indice de confiance p choisi ici de 0,005. Le symbole ~ signifie "peu différent de".
Les calculs des corrélations entre les différentes épaisseurs et les paramètres du speckle (G, H, S et dx) montrent que le speckle est relié aux modifications du derme à ψ=40° et plus fortement à ψ=60° par le paramètre de Hurst (Tableau 6) . L'exploration de la peau en profondeur du dispositif, objet de l'invention, est alors confirmée par le paramètre de Hurst. Ainsi, la variation de l'angle d'observation par rapport à la direction de la réflexion spéculaire, permet, dans l'enregistrement du champ de speckle, la prise en compte de différentes couches cutanées, des couches superficielles aux couches les plus profondes, et donc un diagnostic précoce et la localisation des modifications physiopathologiques cutanées entraînant les modifications du speckle observées.
Tableau 6. Coefficients de corrélation (r) calculés entre les paramètres du speckle (G, S, dx et H), calculés selon la dimension horizontale de l'image, et les épaisseurs de l'épiderme et du derme. La significativité du test effectué sur le coefficient de corrélation est aussi indiquée, avec un seuil de l'indice de confiance p choisi ici de 0,005
Figure imgf000045_0001
Le tableau 7 et la figure 7 montrent l'évolution dans le temps t. du rapport 40 Gy/0 Gy pour le porc P129, pour l'angle d'observation de ψ = 20°, tous points de mesure confondus, pour les trois coefficients stochastiques calculés selon la dimension horizontale de l'image.
On remarque que, pour toutes les dates, le coefficient de Hurst est plus faible pour la zone irradiée, contrairement à la saturation de la variance qui, elle, est plus grande. De plus, on peut voir une diminution globale de ce rapport pour le coefficient de Hurst en fonction du temps, ce qui témoigne qu'il est le coefficient stochastique le plus efficace pour la discrimination, comme cela a été dit plus haut.
Tableau 7. Rapport 40 Gy/0 Gy pour les trois coefficients stochastiques calculés selon la dimension horizontale de l'image : saturation de la variance G, autosimilarité S et coefficient de Hurst H, pour toutes les dates de mesure et pour ψ = 20°, tous points de mesure confondus
Figure imgf000046_0001
L'évolution du coefficient de Hurst, calculé selon la dimension horizontale de l'image, est représentée sur la figure 8, en fonction des différentes dates de prises de mesures après irradiation, pour la zone saine et la zone irradiée, tous points de mesures confondus, pour le porc P161 et ψ=60°, (lignes pointillées: 0 Gy, zone saine ; ligne continue : 40 Gy, zone irradiée) .
Une approche fractale du phénomène speckle a été utilisée pour la discrimination d'un milieu inerte, composé de billes de latex de concentration différentes (voir le document [12]).
Dans la présente invention, cette approche stochastique est utilisée en vue d'en faire un outil d'aide au diagnostic de la lésion cutanée radio- induite. Le dispositif d'acquisition du champ de speckle, qui est simple et peu coûteux (figure 1), le protocole des mesures, le traitement de ces figures de speckle par une approche fractale et par une approche fréquentielle classique décrites à la fin de la présente description et l'analyse du traitement de ces figures par des méthodes statistiques permettant de valider la comparaison effectuée entre les zones saine et pathologique conformément à l'invention, sont des outils avantageux pour l'aide, in vivo, au diagnostic de cette pathologie et au pronostic de son évolution.
De plus, l'approche fractale utilisée s'est avérée plus efficace pour une discrimination précoce des deux zones (saine et irradiée) ; une approche fractale paraît alors plus puissante pour caractériser de manière significative les figures de speckle.
Par ailleurs, on a montré que le dispositif représenté sur la figure 1 a permis de discriminer la zone saine de la zone irradiée pendant la phase cliniquement silencieuse par au moins un des trois angles d'observation utilisés : 29 jours avant l'apparition de la première lésion pour le porc P129, 20 jours pour le porc P161, 57 jours pour le porc P163 et 56 jours pour le porc P164. Le fait de pouvoir faire une discrimination de la zone irradiée alors qu'aucune lésion n'est visible constitue un point très important et innovant. De plus, l'observation non invasive du tissu biologique à différentes profondeurs, mise en évidence par les études de corrélations précédentes, permet de révéler la localisation des modifications physiopathologiques correspondant aux modifications du speckle observées. En particulier, les variations significatives seules du paramètre de Hurst à ψ=60° correspondent à des modifications au niveau du derme et les variations significatives de l'un des paramètres ou de l'ensemble de ces paramètres à ψ=20° correspondent à des modifications au niveau de l'épiderme. L'exploration non invasive du tissu biologique à différentes profondeurs et permettant le diagnostic et le pronostic alors même qu'aucun signe clinique n'est visible constitue un point très important et innovant.
Dans les exemples données plus haut, on a mis en œuvre l'invention en effectuant le traitement des figures de speckle à la fois par une méthode fréquentielle classique et par une méthode fractale. Cependant, on ne sortirait pas du cadre de l'invention en effectuant ce traitement simplement par une méthode fréquentielle classique ou par une méthode fractale ou même par toute autre méthode appropriée.
En outre, en revenant au dispositif de la figure 1, on précise que le tore 28, placé à la base du guide 20, peut être remplacé par tout autre moyen de délimitation de la surface étudiée, du moment que ce moyen permet au faisceau laser 29 d'atteindre cette surface et permet aussi à la lumière rétrodiffusée d'être détectée. En outre, les moyens mécaniques constitués par le support 18 et le guide 20 peuvent être remplacés par d' autres moyens non mécaniques ayant les mêmes fonctions, par exemple des moyens mécano- optiques, acousto-optiques ou électro-optiques.
De plus, on précise que tous les composants du dispositif de la figure 1 sont commercialement disponibles .
L' invention permet non seulement la discrimination pré-lésion, mais aussi l'obtention d'un système de pronostic de la lésion radio-induite et la réalisation d'une cartographie de la dose du tissu analysé .
Par ailleurs, l'invention peut être utilisée dans le cadre d'un champ d'applications biomédicales plus large que celui du diagnostic et du pronostic du syndrome cutané d'irradiation aiguë. On peut citer alors les nombreuses possibilités d'applications biomédicales : utilisation comme outil d'aide au diagnostic de lésions cutanées en général (cancer, sclérodermie locale, vitiligo, mycoses...) , utilisation comme outil d'aide au diagnostic de lésions radio-induites consécutives à une radiothérapie, utilisation comme outil d'aide au diagnostic des lésions causées par une irradiation accidentelle, utilisation comme outil d'aide au diagnostic des lésions causées par des brûlures autres que celles dues à l'irradiation (brûlures thermiques, chimiques, électriques, érythèmes solaires...) - utilisation pour le pronostic des lésions cutanées en général (brûlures radiologiques, thermiques, chimiques, électriques..., sclérodermie locale, cancer cutané...)
- enfin, de manière beaucoup plus générale, utilisation pour le diagnostic et le pronostic de lésions tissulaires (lésions cutanées, lésions des muqueuses, sclérodermie systémique, cancer...) .
En outre, l'invention a deux champs d'application dans le domaine cosmétologique : - utilisation pour l'évaluation du vieillissement cutané, et utilisation pour l'évaluation de l'efficacité cosmétologique ou pharmacologique de formulations ou préparations à visée dermatologique. L'intérêt de l'invention, est, d'une part, qu'elle permet de détecter un effet avant que ce dernier ne soit visible et, d'autre part, qu'elle représente un outil d'aide au diagnostic utilisable in vivo et surtout non invasif. Le faible coût du dispositif objet de l'invention facilite sa miniaturisation dans le but d'en faire un outil facilement transportable pour le transfert en clinique et pour la distribution dans les hôpitaux.
On rappelle ci-après la théorie statistique du speckle. Goodman (voir le document [22]) et Goldfisher (voir le document [23]) ont été les premiers à étudier les propriétés statistiques du speckle et à exprimer la Densité Spectrale de Puissance (PSD) et sa fonction d'autocorrélation. Les statistiques du premier et du second ordre du speckle sont décrites ci-après.
Statistique d'ordre 1
Considérons un faisceau lumineux cohérent rétrodiffusé par une surface diffusante. En chaque point de l'espace, l'amplitude du champ électrique correspond à la somme des contributions en amplitude des différents diffuseurs de la surface : , où ak et φk sont l'amplitude et la
Figure imgf000051_0001
phase de la keme contribution respectivement, N le nombre de diffuseurs dans le milieu. Cette amplitude apparaît comme une marche aléatoire dans le plan complexe. De plus, les hypothèses suivantes sont considérées :
( i ) l ' ampl itude ak et la phase φk de la Jceme contribution sont indépendantes l ' une de l ' autre et de toute autre contribution, et
(ii) les phases φk sont uniformément distribuées sur [0 ; 2π] .
En partant de ces hypothèses, Goodman (voir le document [22]) a développé, en utilisant le théorème de la limite centrale, la fonction de densité de probabilité (équation (I)) pour les parties réelle et imaginaire du champ électrique :
I21
[A{ r>Y + [A{ (10> ]η2 N ( \ak .
>(AW,A(O ) = — !— expl- s-, avec σ = lim v ; 2πσ2 { 2σz :D L'amplitude a une distribution circulaire gaussienne. La densité de probabilité de l'intensité I peut alors être calculée et s'exprime par:
""-i -i?) <2) L' intensité a une distribution du type exponentielle décroissante. Or, l'intensité observée est celle qui est détectée par la caméra et correspond donc à l'intégration spatio-temporelle de cette intensité absolue. Ainsi, la fonction de densité de probabilité de l'intensité détectée Id peut s'écrire comme le produit de convolution de l'intensité absolue et d'une fonction de détection H :
Figure imgf000052_0001
La densité de probabilité de l'intensité détectée s'écrit alors :
«'->-(&)τιwΛ-ψ] avec M-{i)2/σ- (4) où (T7 est la déviation standard de l'intensité, Y(M) la fonction gamma habituelle :
exp(-t)<it et M peut être interprété comme le
Figure imgf000052_0002
nombre de grains de speckle vus par la caméra. L' intensité tend vers une distribution gaussienne lorsque M tend vers +∞. Expérimentalement, on observe une distribution gaussienne pour M très supérieur à 1. De ce fait, on considère que l'intensité détectée suit un processus gaussien.
Statistique d'ordre 2 On s'intéresse ici à la représentation du speckle expérimental dans le domaine des fréquences. On ne s'intéresse donc plus à sa caractéristique en un point de l'espace (amplitude, intensité, phase) mais entre deux points de l'espace, c'est-à-dire à sa statistique dite du second ordre.
On définit la densité spectrale de puissance (PSD) d'un signal comme étant le carré du module de la transformée de Fourier de ce signal. La densité spectrale de puissance de l'intensité en un point de coordonnées (x,y) s'écrit :
PSD(I(X,y))= \TF(l(x,y)f (5)
La figure 9 montre une densité spectrale de puissance PSD, qui est typique de figures de speckle expérimentales, en fonction de la fréquence spatiale f_, en échelle log-log. On peut voir que les figures de speckle présentent une décroissance dite en 1// pour les hautes fréquences. Ce comportement est caractéristique d'un processus autosimilaire dans ce domaine de fréquences.
La fonction d' autocorrélation spatiale en intensité est définie par l'équation (6):
R1(Ax,Ay)= (1(X1, J1)I(X2, y2)) (6) où AjC = JC1 - JC2 et Ay = yλ - y2 . /(.X1 , ^1 ) et /(JC2 , y2 ) sont les intensités en deux points du plan d'observation (x,y) . Le symbole ( ) correspond à la moyenne spatiale. Si JC2=O, y2=0, JC1=JC et yλ = y , on peut alors écrire :
R1(Ax7Ay)=R1(X^). La fonction d' autocovariance est définie comme la fonction d' autocorrélation centrée sur la moyenne. Lorsqu'elle est normalisée, elle s'écrit :
Figure imgf000054_0001
D'après le théorème de Wiener-Khintchine, la fonction d'autocorrélation de l'intensité est donnée par la transformée de Fourier inverse (notée FT'1 ) de la PSD de l'intensité :
Figure imgf000054_0002
On utilise cette expression pour le calcul de la fonction d'autocorrélation.
La fonction d' autocovariance normalisée calculée s'écrit :
Figure imgf000054_0003
Cj(x,0) et C1(O, y) correspondent respectivement aux profils horizontal et vertical de
C1(X, y) .
Leurs largeurs à mi-hauteur (en anglais, full widths at half maximum) , respectivement notées dx et dy, fournissent une mesure raisonnable de la
« taille moyenne » des grains d'une figure de speckle
(voir le document [20]).
La figure 10 montre le profil horizontal cΣ(x,0) en fonction de x (en μm) . Ceci constitue l'approche fréquentielle classique du phénomène speckle et permet alors de caractériser spatialement une figure de speckle par ce qu'on appelle « la taille du speckle », par l'intermédiaire des caractéristiques de ses grains.
Corrélation entre le phénomène speckle et le mouvement brownien fractionnaire
Le mouvement brownien est une description mathématique du mouvement aléatoire subi par une particule en suspension dans un fluide, qui n'est soumise à aucune autre interaction que celle des molécules du fluide. Le trajet de la particule en suspension est rendu aléatoire par les fluctuations aléatoires des vitesses des molécules du fluide. A l'échelle macroscopique, on observe un mouvement aléatoire et désordonné de la particule. Si l'on note x = {χ(t), t e 9?} le processus caractérisant un phénomène de mouvement brownien (g? : ensemble des nombres réels), l'équation de ses accroissements s'écrit :
Figure imgf000055_0001
où le symbole oc signifie « proportionnel à » .
La corrélation entre la statistique du speckle et celle du mouvement brownien a été proposée précédemment (voir le document [12]). En effet, rappelons que dans la théorie du speckle, on suppose la non corrélation entre les amplitudes et les phases ainsi qu'entre les accroissements (hypothèse (i) considéré plus haut) .
De ce fait, du point de vue du traitement de signal, l'amplitude du speckle correspond à un bruit blanc gaussien. Le mouvement brownien est l'intégration du bruit blanc gaussien. L'intensité détectée du speckle correspond alors à un mouvement brownien. Par conséquent, leurs statistiques d'ordre 1 sont de même nature : elles sont gaussiennes pour la distribution en amplitude et pour la distribution en intensité.
Leurs statistiques d'ordre 2 ont aussi les mêmes caractéristiques : leurs PSD présentent une décroissance en 1// et leur accroissements sont gaussiens dans les deux cas. Pour cette raison, la modélisation du phénomène speckle par le mouvement brownien fractionnaire a été considérée (voir le document [12]). L'équation (11) correspond à l'expression du processus d'accroissement du mouvement brownien fractionnaire. Lorsque le paramètre H devient égal à 0,5, ce processus devient celui d'un mouvement brownien classique où il n'y a pas de corrélation entre les accroissements (Eq. (10)) .
Figure imgf000056_0001
En fait, le mouvement brownien fractionnaire est la généralisation du mouvement brownien pour lequel il n'y a pas de corrélation entre les accroissements. L'équation (11) est connue sous le nom d'équation de diffusion. Dans la présente invention, l'approche fractale du speckle par le modèle du mouvement brownien fractionnaire est appliquée à l'étude du speckle provenant in vivo de milieux biologiques. Mouvement brownien fractionnaire appliqué au phénomène speckle : fonction de diffusion d'une figure de speckle.
Pour décrire l'équation de diffusion d'une figure de speckle, il est nécessaire d'exprimer le processus d'accroissement pour l'intensité dans l'échelle des espaces. Avec l'hypothèse de stationnarité au second ordre, on peut écrire pour la dimension horizontale de l'image : ([Kx+Ax,y)-I(x,y)]2]J=l[(l{x,y)2)-C^), (12)
où Cg est la fonction d'autocorrélation de l'intensité pour la dimension horizontale de l'image.
Comme on l'a vu précédemment, la PSD du speckle contient une décroissance en 1// seulement pour les hautes fréquences. Ce comportement pour les hautes fréquences caractérise une régularité locale sur la trajectoire des accroissements. Or, d'après la théorie fractale (voir le document [24]), la fonction d'autocorrélation d'un processus qui contient une régularité locale est :
Cff = (x(t)X(t + At)) = σ2 \ ( 13 )
Figure imgf000057_0001
où H reflète la régularité hôldérienne des accroissements. L'équation de diffusion s'écrit alors, dans l'échelle des espaces et pour la dimension horizontale de l'image, (voir le document [12]) :
([l(x + Ax, y) - I(x, ]j \ ( 14 )
Figure imgf000057_0002
ou : log|/[/(x + Δx, );) - /(x, );)]2M = log(2σ/ 2) + log|(l - exp(-/l|Ax:|2H )j ( 15 )
Une représentation graphique de l'équation (15) ainsi que la courbe de diffusion d'une figure de speckle obtenue avec de la peau saine sont présentées sur la figure 11 (unité arbitraire) . Les pointillés correspondent à la courbe théorique et les étoiles aux points expérimentaux. L'accroissement d'intensité est noté Δl et le voisinage (en anglais, neighbourhood) est noté δ.
Nous pouvons extraire trois paramètres de la courbe de diffusion, à savoir H, S et G :
H, le coefficient de Hurst, est donné par la pente à l'origine. Il est lié à la dimension fractale Df de l'image par l'expression Df = d +1-H, où d est la dimension topologique. H caractérise la dimension fractale de l'image et est alors une caractéristique des grains. Il est aussi un paramètre de régularité locale, comme on l'a vu plus haut.
S, l' autosimilarité, est donné par π / λ (voir le document [25]) et permet la quantification de la dimension dans l'image, dimension qui sépare le comportement classique du comportement autosimilaire. Dans cette dimension, le processus est dit « à invariance d'échelle ».
G, la saturation de la variance, égale à 2σ,2 , caractérise l'image de manière globale.
Il convient de noter que la partie linéaire de la courbe indique le comportement autosimilaire du processus .
Les documents cités dans la présente description sont les suivants: [1] Benderitter M, Isoir M, Buand V,
Durand V, Linard C, Vozenin-Brotons MC, Steffanazi J, Carsin H, Gourmelon P, « Collapse of skin antioxidant status during the subacute period of cutaneous radiation syndrome : a case report », Radiât Res. 2007 Jan ; 167 (1) :43-50 [2] Pouget JP, Laurent C, Delbos M,
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[8] J. R. Tyrer, "Theory for three- dimensional measurements in ESPI" ; Chapitre 6 de Optical measurement methods in biomechanics, édité par J. F. Orr, London : Chapman & Hall (1997)
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[10] WO 2006/069443, Z. Haishan et L. Tchvialeva [11] Y. Piederrière, J. Cariou, Y.
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[22] J. W. Goodman, "Statistical Properties of Laser Speckle Patterns", in Laser speckle and related phenomena, Vol.9 in séries Topics in Applied Physics, J. C. Dainty, Ed., (Springer-Verlag, Berlin, Heidelberg New York Tokyo, 1984) .
[23] L. I. Goldfisher, "Autocorrélation function and power spectral density of last-produced speckle pattern", . J. Opt . Soc. Am., Vol. 55, No. 3, 247-253 (1964)
[24] P. Abry, P. Gonçalves, P. Flandrin, Spectrum analysis and 1/f processes, Springer, Berlin (1995)
[25] T. D. Frank, A. Daffertshofer, P. J. Beek, "Multivariate Ornstein-Uhlenberg processes with mean field-dependent coefficients-application to postural sway", Phys . Rev . , Vol. 63 (2001)

Claims

REVENDICATIONS
1. Dispositif de mesure in vivo des propriétés des tissus biologiques, en particulier pour l'aide au diagnostic et au pronostic de modifications physiopathologiques, notamment de lésions tissulaires et plus particulièrement par irradiation, pour l'évaluation du vieillissement cutané, pour l'évaluation de l'efficacité de produits cosmétologiques ou dermatologiques, ce dispositif étant caractérisé en ce qu'il comprend :
- une source de lumière cohérente (13) pour émettre une lumière cohérente suivant une première direction (X), en vue d'illuminer un tissu biologique
(16) dans des première et deuxième zones de celui-ci, la première zone étant saine et la deuxième zone étant susceptible de comporter des modifications, le tissu ainsi illuminé engendrant un phénomène de speckle, des moyens (14) d'observation et d'acquisition pour observer le champ du speckle suivant une deuxième direction (Y) et acquérir le speckle,
- des moyens (18) de variation de l'angle entre les première et deuxième directions, pour observer le champ du speckle sous des angles différents, afin d'acquérir des informations sur le tissu à différentes profondeurs de ce tissu, des moyens (20, 28) de maintien et d'amortissement pour maintenir une distance constante entre le point d' illumination de la surface du tissu et les moyens d'observation et d'acquisition et pour amortir d'éventuels mouvements du tissu, des moyens électroniques (22) de traitement des figures de speckle obtenues par l'intermédiaire des moyens d'observation et d'acquisition, afin de comparer les première et deuxième zones, et
- des moyens électroniques (24) d'analyse du traitement des figures, par des méthodes statistiques, permettant de valider la comparaison effectuée entre les première et deuxième zones.
2. Dispositif selon la revendication 1, dans lequel les moyens de variation de l'angle entre les première et deuxième directions sont aptes à faire varier cet angle dans l'intervalle allant sensiblement de 0° à 180°,
3. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 et 2, dans lequel les moyens de variation de l'angle entre les première et deuxième directions sont aptes à modifier l'orientation de la première direction (X) indépendemment de celle de la deuxième direction (Y) et inversement.
4. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 3, comprenant en outre des moyens optiques qui sont aptes à contrôler la polarisation de la lumière cohérente émise par la source et la polarisation de la lumière arrivant sur les moyens d'observation et d'acquisition.
5. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 4 , dans lequel
- les moyens d'observation et d'acquisition comprennent des moyens de photodétection (14) qui captent le speckle et fournissent des signaux électriques représentatifs des figures de speckle correspondantes, et les moyens électroniques de traitement (22) sont aptes à traiter les signaux électriques sous la forme d'images non compressées, et à permettre de comparer les première et deuxième zones.
6. Dispositif selon la revendication 5, dans lequel les moyens de photodétection (14) sont aptes à capter le speckle avec des temps d'exposition d'au plus 100 μs .
7. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 5 et 6, dans lequel les moyens de photodétection comprennent une caméra (14).
8. Dispositif selon la revendication 7, dans lequel la caméra (14) est une caméra CCD.
9. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 8, dans lequel les moyens d'observation et d'acquisition (14) sont prévus pour acquérir au moins 200 figures de speckle par zone illuminée .
10. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 9, dans lequel la source de lumière cohérente (13) est monochromatique.
11. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 10, dans lequel le traitement des figures de speckle est effectué par une méthode fractale ou par une méthode fréquentielle classique ou les deux.
12. Dispositif selon la revendication 11, dans lequel le traitement des figures de speckle, lorsqu'il est effectué par une méthode fractale, comprend l'extraction de paramètres stochastiques qui sont caractéristiques des figures de speckle.
13. Dispositif selon la revendicationl2, dans lequel les paramètres stochastiques comprennent : - le coefficient de Hurst,
- l' autosimilarité, et
- la saturation de la variance.
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