Brevet FR2732885A1 — publié le 19961018

DESCRIPTION La présente invention se rapporte aux endoscopes permettant d'examiner l'intérieur d'un corps et en particulier aux endoscopes du type à fibre optique. L'invention est particulièrement utile pour les mesures in vivo et en temps réel de la fréquence de battement ciliaire (CBF) de la trompe de Fallope humaine pendant une laparotomie ou une laparoscopie. L'invention est de ce fait décrite ci-dessous par rapport à une telle application, mais on comprendra, comme cela est également indiqué ci-dessous, que l'invention pourrait avantageusement être aussi bien utilisée dans d'autres applications, en particulier dans le domaine de l'O.R.L. (oreilles, nez, gorge). Les cils sont de minuscules appendices en forme de poil, d'environ 0,25 pm de diamètre, qui sont constitués de faisceaux de microtubules parallèles. Ils s'étendent à partir de nombreux types de cellules épithéliales et se trouvent dans la plupart des espèces animales et dans certaines plantes inférieures. Leur fonction principale est de déplacer un fluide sur la surface des cellules, ou de propulser des cellules dans un fluide. Le dysfonctionnement de l'activité ciliaire peut produire chez les animaux une stérilité en empêchant le prélèvement des ovules par les fimbrilles et leur transport dans les trompes de Fallope. Pour cette raison, l'évaluation du battement ciliaire peut être utilisée comme outil viable pour une évaluation médicale et un traitement des femmes stériles. De même, le système mucociliaire est l'un des plus importants mécanismes de défense des voies respiratoires, et la connaissance de la fréquence de battement ciliaire est importante dans la compréhension de ce système. Les médicaments, les allergies, et les infections respiratoires supérieures sont connues comme affectant la mobilité ciliaire. Un certain nombre de techniques ont été décrites dans la littérature concernant la mesure et l'évaluation de la fréquence de battement ciliaire. Une technique connue est basée sur la détection de la lumière rétro-diffusée (à partir de l'épithélium ciliaire) et est décrite dans Laser Scattering Spectroscopy: A New Application in the Study of Ciliary Activity de Lee W.I., Verdugo P., Biophys J 1976, 16, 1115-9. Cependant, l'un des problèmes de la mesure en temps réel du mouvement ciliaire, en particulier lorsque l'on utilise une technique de lumière rétro-diffusée, est celui des signaux parasites à basse fréquence qui proviennent des mouvements de respiration et de battement de coeur du patient et des mouvements de la main du chirurgien. Ces perturbations réduisent substantiellement le rapport signal sur bruit. Un but de la présente invention est de procurer un endoscope amélioré destiné à examiner l'intérieur d'un corps sur la base de la détection de la lumière rétro-diffusée depuis l'intérieur du corps qui est examiné. Un autre but de la présente invention consiste à procurer un endoscope amélioré qui est particulièrement utile pour la mesure et l'évaluation de la fréquence de battement ciliaire en temps réel, mais peut être utilisé dans d'autres applications. Conformément à la présente invention, on procure un endoscope destiné à examiner l'intérieur d'un corps, comprenant: un long tube mince comportant une pointe de sonde à une extrémité qui peut être introduite dans le corps à examiner, des première, seconde et troisième fibres optiques s'étendant au travers du tube jusqu'à la pointe de sonde, une source de lumière à l'extrémité opposée du tube, alignée avec la première fibre optique afin de transmettre de la lumière dans le corps par l'intermédiaire de la pointe de sonde, des détecteurs de lumière à l'extrémité opposée du tube, chacun en alignement avec chacune des seconde et troisième fibres optiques, destinés à recevoir la lumière transmise au travers de celles-ci et rétro-diffusée depuis l'intérieur du corps, et un moyen de mesure différentielle destiné à mesurer d'une façon différentielle les sorties des deux détecteurs de façon à pratiquement annuler les perturbations et à augmenter le rapport signal sur bruit. Conformément à d'autres caractéristiques du mode de réalisation préféré de l'invention décrit ci-dessous, la première fibre optique comporte un petit coeur ou noyau optique de façon à ce qu'elle fonctionne en fibre monomode, les seconde et troisième fibres optiques ont des coeurs ou noyaux optiques plus importants que la première fibre optique et fonctionnent en tant que fibres multimodes. Un endoscope conçu conformément aux caractéristiques précédentes se révèle réduire substantiellement les perturbations de mouvement dues aux mouvements de respiration et de battement de coeur du patient et aux mouvements de la main du chirurgien. En utilisant deux fibres optiques de recueil, les perturbations de mouvement tendent à affecter les deux fibres optiques de la même manière, et peuvent ainsi être annulées par le traitement différentiel des mesures, par ailleurs, les fluctuations résultant du mouvement ciliaire détecté dans deux zones de cohérence différentes produisent des signaux fluctuants non corrélés et tendent de ce fait à augmenter le signal. En outre, l'utilisation d'une fibre monomode de diamètre de coeur ou noyau très petit produit un profil d'intensité de lumière proche d'un profil Gaussien lissé, indépendant de la courbure de la fibre, et tend de ce fait à éviter les fluctuations en motif de taches dues aux mouvements de la fibre. La faible cohérence de la lumière rétro-diffusée ne se trouve pas significativement affectée par la courbure des fibres multimodes. L'endoscope selon l'invention peut comprendre un filtre à bande étroite positionné devant chaque détecteur de lumière afin de filtrer la lumière ne provenant pas de ladite source de lumière. De plus, selon un mode de réalisation, les trois fibres optiques s'étendent au travers du tube vers ladite source de lumière et les détecteurs, et sont enfermées dans un manchon flexible. D'autres caractéristiques et avantages de l'invention seront mis en évidence à partir de la description ci- dessous. L'invention est décrite ici, à titre d'exemple uniquement, par référence aux illustrations annexées, dans lesquelles: La figure 1 est un schéma synoptique illustrant une forme d'un appareil d'endoscopie conçu conformément à la présente invention et destiné à l'examen de l'intérieur d'un corps. La figure 2 est un schéma synoptique illustrant le circuit électrique de l'appareil de la figure 1. La figure 3 illustre plus particulièrement la sonde endoscopique de l'appareil de la figure 1. La figure 4 illustre plus particulièrement la pointe de sonde de l'endoscope de la figure 3. La figure 5 est une vue en coupe agrandie illustrant plus particulièrement la face d'extrémité de la pointe de sonde de l'endoscope des figures 3 et 4. La figure 6 illustre un endoscope particulièrement utile pour la mesure de la fréquence de battement ciliaire dans l'oreille moyenne. La figure 7 est une vue partielle agrandie illustrant plus particulièrement la pointe de sonde de l'endoscope de la figure 6. La figure 8 illustre un endoscope particulièrement utile pour mesurer la fréquence de battement ciliaire dans les voies respiratoires, et La figure 9 illustre un exemple d'affichage produit en tant que résultat des mesures de fréquence de battement ciliaire en utilisant l'appareil de la figure 1. L'appareil représenté sur les illustrations est particulièrement utile pour mesurer la fréquence de battement ciliaire (CBF) en laparoscopie ou en laparotomie (figures 2 et 3), ou dans l'oreille moyenne (figures 6 et 7) ou dans les voies respiratoires (figure 8). Comme représenté sur la figure 1, l'appareil comprend un endoscope sous forme d'un long tube mince et rigide 2 qui peut être introduit à une extrémité dans le corps à examiner. L'extrémité opposée du tube rigide 2 est reliée par l'intermédiaire d'un manchon flexible 4 à une source de lumière 6 afin d'illuminer l'intérieur du corps à examiner, et à un circuit de mesure de lumière 8 destiné à mesurer la lumière rétro-diffusée depuis l'intérieur du corps sous examen. La source de lumière 6 est un laser. Il est couplé par l'intermédiaire d'un coupleur pour fibre 10 à l'extrémité d'une fibre monomode 11 s'étendant par l'intermédiaire du manchon flexible 4 dans l'endoscope 2 afin de transmettre la lumière provenant du laser vers le corps sous examen. L'endoscope 2 et le manchon flexible 4 comprennent deux autres fibres optiques 12, 13. Celles-ci sont des fibres multimodes et sont reliées au circuit de mesure de lumière 8 afin de transmettre à celui-ci la lumière rétro-diffusée depuis la région examinée. Le circuit de mesure de lumière 8 est plus particulièrement illustré sur la figure 2. Il comprend deux détecteurs de lumière 14, 16, un pour chacune des fibres de recueil de lumière 12, 13, deux préamplificateurs 18, 20 destinés à pré-amplifier les sorties des deux détecteurs de lumière 14, 16, et un amplificateur différentiel 22 destiné à recevoir les sorties amplifiées des deux détecteurs de lumière. La sortie de l'amplificateur différentiel 22 correspond ainsi à la différence momentanée de la quantité de lumière reçue par les deux détecteurs de lumière 14, 16 depuis leurs fibres de recueil respectives 12, 13. La sortie provenant de l'amplificateur différentiel 22 est appliquée à un filtre passe-bande et à l'unité de commande de gain 24 afin d'amplifier la plage de fréquences des battements ciliaires caractéristiques (0,5 à 30 Hz). Le gain de l'unité 24 est commandé par un potentiomètre à gain variable 26 (figure 1). Comme cela est davantage représenté sur la figure 1, la sortie provenant du circuit de mesure de lumière 8 est appliquée, par l'intermédiaire d'un convertisseur analogique vers numérique 28, à un processeur numérique 30 destiné au traitement et à l'affichage par l'intermédiaire d'une unité d'affichage 32. Le laser 6 est de préférence un laser He-Ne de 2 mW à faible puissance, ou un laser à colorant. Il est couplé par un coupleur pour fibre monomode 10 à la fibre d'illumination monomode 11 menant du manchon flexible 4 jusque dans l'endoscope 2. Les figures 3 à 5 illustrent plus particulièrement la structure de l'endoscope. Ainsi, comme montré plus particulièrement sur la figure , l'endoscope 2 comprend un long tube extérieur rigide 30, de préférence en acier inoxydable, renfermant les trois fibres optiques 11, 12 et 13. Au niveau de la pointe de sonde 2a, les fibres sont noyées dans une résine époxy 32 dont la face extérieure est polie. La pointe de sonde est ainsi scellée pour empêcher des fuites d'air et peut être stérilisée. La fibre d'illumination 11 est une fibre monomode, comprenant un coeur ou noyau intérieur lla (figure 5) de très petit diamètre, un gainage extérieur 11b, et un enrobage extérieur (non représenté sur la figure 5). Par ailleurs, les deux fibres de recueil 12, 13 présentent des coeurs ou noyaux de grand diamètre 12a, 13a, des gaines 12b, 13b et des enrobages extérieurs (non représentés sur la figure 5). L'ensemble des trois fibres s'étend vers l'extrémité du tube rigide 2 constituant la pointe de sonde qui peut être introduite dans la région sous examen, laquelle pointe de sonde comporte une face d'extrémité plate polie, de qualité optique (figure 5). Comme représenté sur la figure 4, les trois fibres optiques 11, 12, 13 sont dénudées de leur enrobage à leur extrémité, de sorte que seuls leurs coeurs ou noyaux et leurs gaines sont exposés et sont proches les uns des autres, au niveau de la face d'extrémité (figure 5) de la pointe de sonde 2a. Le diamètre du coeur ou noyau lla de la fibre d'illumination 11 est si petit qu'il ne peut supporter que le mode laser transversal le plus bas. Dans ces conditions, le profil d'intensité du laser est proche d'un profil Gaussien lissé et est indépendant de la courbure de la fibre. Par ailleurs, les coeurs ou noyaux des deux fibres de recueil de lumière rétro-diffusée 12, 13 sont d'un diamètre substantiellement plus grand et présentent une ouverture numérique relativement élevée (par exemple, 0,316) de façon à être utilisées en tant que fibres multimodes. Elles recueillent une grande partie de la lumière diffusée et transmettent une telle lumière jusqu'à leurs détecteurs de lumière respectifs 14, 16. Chaque détecteur de lumière 14, 16 est de préférence une photodiode et comprend un filtre à bande étroite 14a, 16a (figure 2) pour ne laisser passer que la longueur d'onde du laser 6, en éliminant ainsi les effets de l'éclairage chirurgical ambiant ou autre lumière blanche extérieure non fournie par le laser. Comme on l'a indiqué ci-dessus, en utilisant deux fibres optiques de recueil, on réduit les perturbations ayant pour origine les mouvements respiratoires et de battement de coeur du patient et les mouvements de la main du chirurgien ou du médecin, du fait que de tels mouvements affecteraient les deux fibres optiques de la même manière et tendraient ainsi à s'annuler au moyen de l'amplificateur différentiel 22. Par ailleurs, les fluctuations résultant du mouvement ciliaire sont détectées par les deux fibres de recueil dans deux zones de cohérence laser différentes, qui sont aléatoires et de ce fait ne s'annulent pas. Il en résulte qu'un rapport signal sur bruit relativement élevé est produit à la sortie de l'amplificateur différentiel 22. A titre d'exemple, le tube d'acier rigide 30 de l'endoscope 2 peut avoir un diamètre extérieur de 5 mm et un diamètre intérieur de 4 mm, la fibre d'illumination 11 peut avoir un diamètre de coeur ou noyau de 4 microns, et un diamètre de gaine de 125 microns, et un diamètre d'enrobage de 250 microns, et chacune des deux fibres de recueil 12, 13 peut avoir un diamètre de coeur ou noyau de 100 microns, un diamètre de gaine de 200 microns, et un diamètre d'enrobage de 1 000 microns. La longueur du tube d'acier inoxydable rigide 30 de l'endoscope 2 peut être de 35 cm, et la longueur du manchon flexible 4 reliant l'endoscope 2 au laser 6 et au circuit de mesure de lumière 8 peut être d'environ 1,5 mètre. Les figures 6 et 7 illustrent une modification de la conception de l'endoscope, désigné ici par 102, qui est particulièrement utile pour les mesures de fréquence de battement ciliaire dans l'oreille moyenne. Cette conception inclut également les trois fibres optiques 111, 112, 113 enfermées à l'intérieur d'un tube rigide 102. Dans ce cas, cependant, l'extrémité du tube 102 constituant la pointe de sonde 102a est d'un diamètre réduit, par exemple d'environ 1 mm, de façon à faciliter son insertion au travers du trou d'un drain transtympanique mis en place pour éliminer les sécrétions s'accumulant lors des infections de l'oreille qui sont communes chez les enfants en bas-âge. La figure 8 illustre un endoscope particulièrement utile pour la mesure de la fréquence de battement ciliaire dans les voies respiratoires. Cet agencement comprend également les trois fibres optiques 211, 212, 213, telles que décrites ci-dessus, à l'exception de ce qu'elles sont renfermées dans un tube flexible 202 pour être insérées dans la voie respiratoire, ou dans le canal d'un endoscope flexible 202a. Les filtres 14a, 16a devant les détecteurs de lumière 14, 16 (figure 2) peuvent présenter une transmission maximum à 633 nm, qui correspond ainsi à la longueur d'onde du laser He-Ne 6 afin d'éliminer les effets de la lumière ambiante. Un amplificateur différentiel 22 peut avoir un filtre passe- haut à fréquence de coupure abrupte à 0,5 Hz afin d'empêcher la saturation des amplificateurs due aux mouvements lents. Le processeur 30 peut être un ordinateur personnel qui échantillonne les signaux sortant du convertisseur analogique vers numérique 28 conformément aux paramètres d'échantillonnage spécifiés par l'utilisateur, et mémorise les données dans la mémoire d'ordinateur dans une mémoire à mode d'accès direct. Ceci permet simultanément l'accumulation et le traitement des données. Les paramètres choisis par l'utilisateur peuvent comprendre: le temps de mise en moyenne (en minutes), le nombre des points d'échantillonnage N (par exemple, 32, 64, 128, 256, ou 512), et la fréquence maximum (en cycles/s). La fréquence maximum (Fmax) détermine le taux d'échantillonnage, qui est établi à 2 x Fmax. Pour chaque tableau de N points de données échantillonnés, une transformation de Fourier et une élévation au carré produisent le spectre de puissance de toutes les fréquences jusqu'à Fmax. Un grand nombre de points d'échantillonnage N donne la même forme globale de spectre de puissance à une résolution en fréquence plus élevée, mais bien évidement prend plus longtemps pour l'échantillonnage et le calcul, et de ce fait produit une réponse en temps réel plus lente pour l'opérateur. Le temps de mise en moyenne détermine combien de spectres de puissance séparés seront mis en moyenne dans le spectre de puissance final. Afin d'établir la sensibilité des mesures de fréquence de battement ciliaire, et les effets des mouvements de la sonde et de la proximité de la surface, des expérimentations ont tout d'abord été effectuées in vitro sur des cils de voies respiratoires supérieures humaines obtenus par frottis nasal, ou des tranches de trachée de poulet immergées dans un agent. La microscopie photométrique est utilisée comme procédé de référence auquel les observations de l'instrument à laser ont été comparées dans des conditions bien contrôlées. Au second stade de l'étude, des mesures ont été effectuées sur des oviductes humains excisés qui ont été prélevés pendant une hystérectomie abdominale totale, et mis dans un milieu de culture de tissus (le F-10 de Ham). Les mesures de fréquence de battement ciliaire ont été effectuées quelques minutes après que les tubes soient enlevés, du fait que l'on observe une décroissance de la fréquence de battement ciliaire dans le temps. On a également observé que la fréquence de battement ciliaire déclinait rapidement lorsque la température du milieu décroissait. Les résultats optimums sont obtenus lorsque la sonde touche légèrement les fimbrilles et lorsque la sonde est insérée dans l'ampoule sans presser sur les parois oviductales. On a trouvé que les paramètres qui donnaient un rapport signal sur bruit optimum avec un temps de réponse rapide étaient: temps moyen de 0,6 minute, 128 points d'échantillonnage, et une fréquence maximum de 20 Hz, ce qui donne un affichage de spectre mis à jour toutes les 3,2 secondes, et un spectre de puissance de fréquence final mis en moyenne pour 11 spectres. Neuf mesures de fréquence de battement ciliaire de fimbrilles de trompes de Fallope humaines excisées ont été faites avec ces paramètres. La valeur SEM positive ou négative moyenne pour la fréquence de battement ciliaire est de 5,9 0,5 (4,7 - 8,4) Hz. Au stade suivant de l'étude, on a mesuré la fréquence de battement ciliaire d'oviductes humains intacts. Les mesures n'ayant été faites que sur des femmes en âge de menstruation subissant une laparotomie ou une laparoscopie. Des mesures de fréquence de battement ciliaire ont été effectuées pendant une laparotomie dans 65 cas, pendant une laparoscopie dans 13 cas, pendant une césarienne dans 9 cas. Dans 49 cas du groupe laparotomie, l'hystérectomie abdominale totale a été pratiquée en raison d'une tumeur utérine. Dans 16 cas, l'indication de la laparotomie était une tumeur ovarienne, et une cystectomie ovarienne était effectuée. L'indication pour 7 laparoscopies était une stérilisation des trompes, et pour 6 laparoscopies était une recherche liée à la stérilité. L'écart type moyen en positif et en négatif (EC) de 142 mesures de fréquence de battement ciliaire dans les fimbrilles était de 5,45 1,3 Hz, et dans 73 mesures dans l'ampoule de 4,95 1,7 Hz, la probabilité P La figure 9 illustre les résultats tels qu'affichés sur le moniteur de l'ordinateur (32, figure 1), qui ont été obtenus pendant la laparoscopie de l'une des femmes examinées (cas N 2), en utilisant les paramètres spécifiés sur la figure 9. Le pic de fréquence évident autour de 4,7 Hz pointé par le curseur correspond à la fréquence de battement ciliaire. Le procédé décrit a également été utilisé pour étudier l'activité mucociliaire in vivo de 17 patients avec une cloison nasale déviée, 7 patients avec des rhinites allergiques, et 17 personnes en bonne santé. Dans cette étude, des patients souffrant de rejets purulents du nez n'ont pas été examinés. Les personnes en bonne santé étaient des patients examinés parmi les consultants externes d'une clinique, sans aucun problème nasal. Le patient était assis de façon détendue sur une chaise droite faisant face au praticien. Aucune anesthésie locale n'a été faite de façon à ne pas affecter l'activité ciliaire. La sonde a été introduite dans chaque narine sous vérification visuelle en sondant la bordure antérieure de la caudale inférieure. Les signaux optimaux ont été obtenus lorsque la sonde touchait légèrement la muqueuse nasale sans presser les parois nasales, ce qui pourrait gêner mécaniquement les battements ciliaires. Le temps de chaque mesure allait de 0,4 à 0,6 minutes. La moyenne SE positive ou négative des mesures de fréquence de battement ciliaire dans les cas normaux était de 7,7 0,5 Hz. La moyenne de fréquence des battements ciliaires dans les cas avec une rhinite allergique était de ,1 0,2 Hz (t = 2,7 P P Bien que l'invention ait été décrite en ce qui concerne la mesure de la fréquence de battement ciliaire dans une laparoscopie ou une laparotomie, dans les bronches ou la trachée, ou dans l'oreille moyenne, on se rendra compte que l'invention peut être utilisée dans de nombreuses autres applications. REVENDICATIONS 1. Appareil d'endoscopie destiné à examiner l'intérieur d'un corps, comprenant: un long tube mince (2, 30; 102; 202) comportant une pointe de sonde (2a; 102a; 202a) à une extrémité qui peut être introduite dans le corps à examiner, des première, seconde et troisième fibres optiques (11, 12, 13; 111, 112, 113; 211, 212, 213) s'étendant au travers dudit tube jusqu'à ladite pointe de sonde, une source de lumière (6) à l'extrémité opposée du tube, alignée avec ladite première fibre optique (11; 111; 211) afin de transmettre de la lumière jusque dans le corps par l'intermédiaire de ladite pointe de sonde, des détecteurs de lumière (14, 16) à ladite extrémité opposée du tube, un en alignement avec chacune desdites seconde et troisième fibres optiques (12, 13; 112, 113; 212, 213), afin de recevoir la lumière transmise au travers de celles-ci et rétro-diffusée depuis l'intérieur du corps, et un moyen de mesure différentielle (22) destiné à mesurer de façon différentielle les sorties desdits deux détecteurs (14, 16) de façon à pratiquement annuler les perturbations et à augmenter le rapport signal sur bruit. 2. Appareil selon la revendication 1, dans lequel ladite première fibre optique comporte un petit coeur ou noyau optique de façon à ce qu'elle fonctionne en tant que fibre monomode. 3. Appareil selon la revendication 2, dans lequel lesdites seconde et troisième fibres optiques ont de plus grands coeurs ou noyaux optiques que ladite première fibre optique et fonctionnent en tant que fibres multimodes. 4. Appareil selon l'une quelconque des revendications 1 à 3, comprenant en outre un filtre à bande étroite (14a, 16a) positionné devant chaque détecteur de lumière (14, 16) afin de filtrer la lumière ne provenant pas de ladite source de lumière (6). 5. Appareil selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, dans lequel lesdites fibres optiques (11, 12, 13) sont noyées dans une résine époxy au niveau de ladite pointe de sonde (2a). 6. Appareil selon l'une quelconque des revendications 1 à 5, dans lequel lesdites trois fibres optiques (11, 12, 13) s'étendent au travers du tube (2, 30; 102) vers ladite source de lumière (6) et les détecteurs (14, 16), et sont enfermées dans un manchon flexible. 7. Appareil selon l'une quelconque des revendications 1 à 6, dans lequel ledit tube (2, 30; 102) est fait d'acier inoxydable. 8. Appareil selon l'une quelconque des revendications 1 à 7, dans lequel ledit tube (2, 30; 102) présente un diamètre extérieur allant jusqu'à 5 mm. 9. Appareil selon l'une quelconque des revendications 1 à 8, dans lequel ledit tube (102) est de diamètre réduit au niveau de ladite pointe de sonde (102a). 10. Appareil selon l'une quelconque des revendications 1 à 5, dans lequel ledit tube (202) est fait d'un matériau flexible.