Brevet FR2905277A1 — publié le 20080307

Dispositif de traitement volumique de tissus biologiques DOMAINE DE L'INVENTION L'invention concerne le domaine du traitement de tissus biologiques par hyperthermie. ETAT DE LA TECHNIQUE Les thérapies par hyperthermie locale consistent à chauffer, localement, une zone ou région cible d'un tissu biologique. Lorsque ce type de thérapie est utilisé dans le cadre de la thérapie génique la chaleur peut-être, par exemple, utilisée pour son action sur un promoteur thermosensible. On peut également utiliser la chaleur pour nécroser des tissus biologiques et procéder à l'ablation de tumeurs. Aussi, les thérapies par hyperthermie locale offrent de nombreux avantages. Ces avantages sont aussi bien qualitatifs qu'économiques. Du point de vue qualitatif, elles offrent, par exemple, un fort potentiel pour le contrôle de traitements tels que les thérapies géniques, le dépôt local de médicaments, l'ablation de tumeurs. Du point de vue économique, elles sont compatibles avec un traitement ambulatoire des malades, elles permettent de réduire les durées d'hospitalisation, etc. Dans les thérapies par hyperthermie, la chaleur peut être, par exemple, apportée par un laser, des micro-ondes ou des ondes radiofréquences, des ultrasons focalisés, etc. D'une manière générale, les thérapies par hyperthermie locale permettent des interventions médicales dont la nature invasive est réduite au minimum. Mais parmi les types d'énergie précités, les ultrasons focalisés sont particulièrement intéressants puisqu'ils permettent de chauffer la zone de focalisation, de manière non invasive, profondément dans un corps biologique, sans chauffer de manière significative les tissus voisins de la zone de focalisation. 2905277 2 Dans tous les cas, la température de la zone et de son environnement immédiat, pendant le traitement, doit être contrôlée précisément et de manière continue. A cette fin, on peut utiliser l'Imagerie par Résonance Magnétique (IRM). L'IRM permet, en effet, d'obtenir une 5 cartographie précise des distributions de températures ainsi que des informations anatomiques détaillées. L'IRM permet en outre, par un asservissement de l'outil de chauffage, un contrôle non invasif de la température et rend donc, dans le cas des ultrasons, le dispositif de traitement totalement non invasif. 10 On connaît déjà des dispositifs pour le contrôle ponctuel de la température, pendant les traitements par des ultrasons focalisés, basés sur la thermométrie par résonance magnétique. La taille des tumeurs à traiter est en général bien plus grande que la taille du point focal. À la fréquence de 1,5MHz la taille du point focal à une 15 dimension proche de la longueur d'onde, soit de 1 mm dans les organes biologiques. En revanche les tumeurs cancéreuses décelables par IRM sont plus proches du centimètre. Bien qu'un traitement chimio thérapeutique permette de réduire la dimension de ses tumeurs, un traitement ultrasonore ponctuel est insuffisant. 20 La technique de contrôle ponctuel de la température peut-être utilisée successivement sur plusieurs points. Toutefois ce protocole est très long car il faut attendre plusieurs minutes entre chaque point pour que la température retourne à l'état initial. De plus il subsiste un risque que des cellules tumorales se trouvant entre deux points cibles ne soient pas 25 nécrosées. Il a été ensuite envisagé de réaliser un contrôle spatial de la température, qui utilise une technique similaire au' contrôle de la température ponctuel, seulement plusieurs points sont chauffés simultanément. Une solution a par exemple été proposée dans la demande 30 de brevet français n 04-04562 déposée le 24 avril 2004 et intitulée Ensemble de traitement thermique de tissus biologiques , permettant un 2905277 3 contrôle de la température selon un plan spécifique de la région cible. Une telle solution impose néanmoins des contraintes directionnelles importantes pour la focalisation, et requiert en outre des temps de traitement longs, rendant le dispositif peu efficace. 5 Un but de la présente invention est de fournir un dispositif de traitement thermique d'une région cible, et un procédé associé, qui permet de résoudre au moins l'un des inconvénients précités. EXPOSE DE L'INVENTION 10 A cette fin, on propose un dispositif de traitement thermique d'une région cible d'un tissu biologique comprenant : - des moyens générateurs d'énergie pour fournir de l'énergie en un point focal (P) dans la région cible, - des moyens pour mesurer la distribution spatiale de température 15 dans ladite région, - une unité de contrôle comprenant des moyens pour commander le déplacement du point focal (P) vers des points de traitement successifs et des moyens pour commander l'énergie à fournir par les moyens générateurs vers les points de traitement successifs, 20 caractérisé en ce que l'unité de contrôle comprend en outre des moyens pour déterminer une répartition spatiale et énergétique des points de traitement à effectuer, chaque point de traitement successif ayant une position et une énergie de traitement déterminée en fonction des positions et énergies des points de traitement antérieurs. 25 Un tel dispositif permet donc d'obtenir le traitement d'un large volume, qui peut être tridimensionnel, et ceci avec très grande homogénéité. En effet, lors de la focalisation de la source d'énergie sur un point de 30 traitement ponctuel, il s'ensuit une répartition spatiale d'énergie qui n'est pas uniquement localisée sur le point de traitement mais qui s'étend 2905277 4 également aux zones voisines du point de traitement. Ainsi, la prise en compte des points de traitements antérieurs permet d'ajuster la position et l'intensité énergétique du nouveau point de traitement à effectuer, de façon à ne pas surexposer une zone de la région cible. 5 On évite donc les chevauchements indésirés de traitements ponctuels qui peuvent générer des surexpositions. Des aspects préférés mais non limitatifs de ce dispositif de traitement thermique sont les suivants : 10 ^ la répartition spatiale des points de traitement est tridimensionnelle ; ^ l'unité de contrôle comprend des moyens pour déterminer la répartition spatiale et énergétique des points de traitement à effectuer en fonction d'une répartition spatiale d'énergie requise définie par un système de régulation de la température pour traiter la 15 région cible ; ^ l'unité de contrôle comprend des moyens pour déterminer la répartition spatiale d'énergie requise pour traiter la région cible selon un système de régulation Proportionnel-Intégral-Dérivé ; ^ les moyens pour déterminer la répartition spatiale et énergétique des 20 points de traitement à effectuer comprennent des moyens de déconvolution de la répartition spatiale d'énergie requise pour traiter la région cible par une répartition spatiale d'énergie caractéristique d'un point de traitement ponctuel ; ^ les moyens pour déterminer la répartition spatiale et énergétique des 25 points de traitement à effectuer comprennent des moyens pour déterminer le point de traitement correspondant au maximum d'une répartition spatiale d'énergie restante pour le traitement de la région cible, la répartition spatiale d'énergie restante correspondant à la répartition spatiale d'énergie requise pour traiter la région cible 30 retranchée des répartitions spatiales d'énergie caractéristiques des points de traitement antérieurs ; 2905277 5 ^ l'unité de contrôle comprend des moyens pour déterminer la répartition spatiale et énergétique des points de traitement à effectuer tel que : EO(F)= EREQUISE (j) et FO(Y)= 0 soit rn tel que En (gin) = max(En (r )) En+1(F)= En(F)ùR •En(Nn).Elp`(r ùrn) rn+1(i:)= rn(r)+ R • En (7.n). 5 où E` (r) correspond à la différence entre la répartition spatiale d'énergie requise et les répartitions spatiales d'énergie caractéristiques des i points de traitement i antérieurs, r' (r) correspond à la répartition spatiale des points de traitement associés, ô est la fonction de Dirac qui est nulle en tout point F différent de 10 l'origine où elle vaut 1, R est un pourcentage choisi de façon arbitraire pour que la répartition spatiale d'énergie caractéristique d'un point de traitement soit inférieure à la répartition spatiale d'énergie requise EREQUISE(F) ^ l'unité de contrôle comprend des moyens pour contrôler l'énergie 15 fournie par les moyens générateurs d'énergie en fonction d'une consigne de température non uniforme. ^ l'unité de contrôle comprend des moyens pour contrôler l'énergie fournie par les moyens générateurs d'énergie en fonction d'une consigne de température décalée temporellement pour chaque point 20 de traitement. On propose également un procédé de traitement thermique d'une région cible d'un tissu biologique comprenant les étapes consistant à : -mesurer la distribution spatiale de température dans ladite région, 25 -commander le déplacement d'un point focal (P) vers des points de traitement successifs dans la région cible, 2905277 6 - fournir de l'énergie au point focal (P), caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'étape consistant à déterminer une répartition spatiale et énergétique des points de traitement à effectuer, chaque point de traitement successif ayant une position et une 5 énergie de traitement déterminée en fonction des positions et énergies des points de traitement antérieurs. Le procédé de traitement proposé peut être mis en oeuvre par les moyens du dispositif de traitement proposé plus haut.. Ce dispositif de traitement comprend en outre des moyens permettant la mise en oeuvre 10 d'autres étapes caractéristiques du procédé de traitement proposé selon des aspects préférés et non limitatifs. DESCRIPTION DES FIGURES D'autres caractéristiques et avantages ressortiront encore de la 15 description qui suit, laquelle est purement illustrative et non limitative et doit être lue en regard des figures annexées parmi lesquelles : - La figure 1 illustre les différents éléments caractéristiques du dispositif de traitement thermique ; - Les figures 2a à 2c illustrent le déphasage des signaux électriques 20 pour déplacer le point focal électroniquement ; La figure 3 représente la répartition des 256 éléments sur la face avant d'un transducteur matriciel ; - Les figures 4a et 4b illustrent une simulation du champ acoustique décrivant la forme du point focal ; 25 - La figure 5 illustre l'architecture d'un générateur de 256 signaux électriques ; - Les figures 6a à 6c présentent des cartes de température obtenues en déplaçant électroniquement le point focal en quatre points ; -La figure 7 représente une succession de cartes de température 30 obtenues en déplaçant électroniquement le point focal selon deux spirales successives ; 2905277 7 - Les figures 8a à 8c illustrent la transformé de Fourrier de la forme du point focal dans trois plans orthogonaux, respectivement le plan kzky, le plan kxkz, et le plan kxky ; - La figure 9 illustre le dépassement de l'énergie produite par rapport 5 à l'énergie requise à cause du chevauchement des points de focalisations ; - Les figures 10a à 10c illustrent les trois premières itérations de l'algorithme de détection du maximum ; - La figure 11 illustre l'énergie produite par rapport à l'énergie requise 10 obtenue avec les trois premières itérations de l'algorithme de détection du maximum ; - Les figures 12 à 15 illustrent la mise en oeuvre de l'algorithme de détection de maximum établissant une densité de points (figures 14i, 14ii, et 14iii) et l'énergie produite (figures 15i, 15ii, et 15iii) par cette 15 densité de points pour une répartition cubique de l'énergie requise (figures 13i, 13ii, et 13iii) et une forme de point focale donnée ((figures 12i, 12ii, et 12iii) ; les indices i, ii, et iii caractérisant les différentes figures indiquent que l'illustration est faite respectivement selon le plan transversal, le plan coronal, et le plan saggital ; 20 - Les figures 16a à 16c représentent la densité de points établie par l'algorithme de détection de maximum sur trois coupes centrales pour une répartition cubique de l'énergie requise ; - La figure 17 représente la trajectoire de 12 points extraits de la densité de points des figures 16a à 16c ; 25 -Les figures 18a et 18b illustrent la consigne de température temporelle et spatiale décalée de 5s/mm pour les points excentrés ; - Les figures 19a, 19b, et 19c représentent deux cartes thermiques et une carte de dose thermique obtenue durant un contrôle de la température sur un segment de 11 mm de largeur ; 2905277 8 - La figure 20 représente la température maximum, moyenne et minimum au cours du temps pour les 11 voxels asservis comme aux figures 19a et 19b par rapport à la température de consigne ; -Les figures 21a et 21b illustrent la répartition spatiale de la 5 température le long des axes X et Z respectivement, au début, au milieu et à la fin de la montée en température faite comme aux figures 19a et 19b ; - Les figures 22a et 22b illustrent la répartition spatiale de la température le long des axes X et Z respectivement, à 4 instants 10 durant le maintien de la température à 15 C du chauffage des figures 19aet19b; -Les figures 23a, 23b, et 23c représentent deux cartes thermiques et une carte de dose thermique obtenue durant un contrôle de la température sur un segment de 11 mm de largeur avec un décalage 15 de la consigne de température pour les points excentrés ; - La figure 24 représente la température maximum, moyenne et minimum au cours du temps pour les 11 voxels asservis comme aux figures 23a et 23b par rapport à la température de consigne ; - Les figures 25a et 25b illustrent la répartition spatiale de la 20 température le long des axes X et Z respectivement, à 5 instants différents de la montée en température faite comme aux figures 23a et23b; - Les figures 26a et 26b illustrent la répartition spatiale de la température le long des axes X et Z respectivement, à 4 instants 25 durant le maintien de la température à 15 C du chauffage des figures 23a et 23b ; - La figure 27 représente la largeur à mi-hauteur, soit 7.5 C, des chauffages des figures 19a et 19b, et 23a et 23b réalisés avec une température de consigne synchronisée ou décalée en chaque point ; 30 - Les figures 28 et 29 représentent des cartes thermiques respectivement au milieu et à la fin de la montée en température, et 2905277 9 les figures 30 représentent les cartes de dose thermique obtenue durant un contrôle de la température sur volume cubique de 8x8x12mm3 ; les indices i, ii, et iii caractérisant les différentes figures indiquent que l'illustration est faite respectivement selon la coupe 3, 5 la coupe 4, et la coupe 5 respectivement ; - La figure 31 représente la température maximum, moyenne et minimum au cours du temps pour les 147 voxels asservis comme aux figures 28 et 29 par rapport à la température de consigne ; - Les figures 32 et 33 représentent la répartition spatiale de la 10 température le long des axes X et Z sur trois coupes au début, au milieu et à la fin de la montée en température du chauffage des figures 28 et 29 ; les indices i, ii, et iii caractérisant les différentes figures indiquent que l'illustration est faite respectivement selon la coupe 3, la coupe 4, et la coupe 5 respectivement ; 15 - La figure 34 représente la température le long de l'axe Y au début, au milieu et à la fin de la montée en température du chauffage des figures 28 et 29 ; - Les figures 35 et 36 représentent des cartes thermiques respectivement au milieu et à la fin de la montée en température, et 20 les figures 37 représentent les cartes de dose thermique obtenue durant un contrôle de la température sur volume elliptique de 8x8x12mm3 ; les indices i, ii, et iii caractérisant les différentes figures indiquent que l'illustration est faite respectivement selon la coupe 3, la coupe 4, et la coupe 5 respectivement ; 25 - La figure 38 représente la température maximum, moyenne et minimum au cours du temps pour les 87 voxels asservis comme aux figures 35 et 36 par rapport à la température de consigne ; - Les figures 39 et 40 représentent la répartition spatiale de la température le long des axes X et Z sur trois coupes au début, au 30 milieu et à la fin de la montée en température du chauffage des figures 35 et 36 ; les indices i, ii, et iii caractérisant les différentes 2905277 10 figures indiquent que l'illustration est faite respectivement selon la coupe 3, la coupe 4, et la coupe 5 respectivement ; - La figure 41 représente la température le long de l'axe Y au début, au milieu et à la fin de la montée en température du chauffage des 5 figures 35 et 36. DESCRIPTION DETAILLEE DE L'INVENTION Description Matériel 10 Description globale Sur la figure 1 est représenté un dispositif de traitement de tissus biologiques comprenant des moyens de mesure d'une région cible d'un tissu biologique à traiter pour fournir un signal de mesure de la région cible 15 destiné à caractériser la région cible (son mouvement par exemple). On peut par exemple utiliser comme moyens de mesure des moyens d'imagerie IRM 2 destinés à fournir des images de la région cible du tissu biologique à traiter. On utilisera par exemple un appareil d'imagerie IRM de 1,5 Tesla permettant de fournir simultanément des cartes anatomiques et 20 des cartes de température en 3D de la région d'intérêt du patient, avec une résolution spatiale de l'ordre du millimètre, une précision de l'ordre de 0,5 C et une résolution temporelle de l'ordre de la seconde. Les mesures acquises à l'intérieur de l'aimant sont converties en image par le reconstructeur IRM 5 qui effectue une transformée de Fourier 25 et des filtrages avant d'afficher celle-ci sur la console d'acquisition 6. Des cartographies de températures incluant la zone à chauffer sont effectuées par l'IRM. Ces données sont transférées en temps réel par une connexion réseau haut débit de la console d'acquisition IRM 6 vers un moyen de contrôle 7 du dispositif se matérialisant par une console de 30 monitorage. Ce moyen de contrôle 7 est notamment dédié au monitorage des cartographies de température et au pilotage du système ultrasonore. 2905277 11 A partir de ces données le moyen de contrôle 7, avec un programme informatique par exemple, évalue selon les cartes anatomiques et thermiques et la position et l'intensité des prochains points de focalisation. Les coordonnées et la puissance des prochains points focaux sont 5 transmises à des moyens générateurs d'énergie (3,4). Plus précisément, ces données sont transmises à un générateur 4 de signaux 256 voies, via des fibres optiques en quelques millisecondes. Ce générateur 4 produit et amplifie les signaux électriques ultrasonores déphasés de sorte que le transducteur matriciel 3 qui y est connecté émette une onde ultrasonore 10 focalisée au point focal P choisi. L'élévation de température induite à l'intérieur du point de focalisation permet ainsi d'obtenir la dose thermique nécessaire à l'obtention d'une nécrose. Déplacement électronique du point focal 15 Le principe du déplacement électronique du point focal consiste à ajuster la phase des signaux électriques de façon à créer une interférence constructive à la position voulue des ondes provenant de chacun des éléments. Les figures 2a à 2c montrent un exemple de déphasage des 20 signaux électriques induisant un déplacement électronique du point de focalisation. Dans le sens de la propagation de l'onde ultrasonore, la phase varie de 21-r pour une longueur d'onde À. De ce fait, la phase (Pn du signal 25 électrique de l'élément numéro n par rapport à l'élément numéro 0 est calculée selon la loi des phases suivante : " = 2,r L" û L ~ 0 (Equation 1) 2905277 12 Dans cette équation la longueur Ln correspond à la distance entre le centre de l'élément n de coordonnées (xn,Yn,zn) et le point de focalisation souhaité de coordonnées (XF,YF,ZF). Cette longueur se calcule directement par la formule de Pythagore: 5 Ln = J(Xn ùXF)2 +(Yn ù 'F )2 +(Zn ùZF)2 (Equation 2) Cette façon de calculer les déphasages est approximative puisqu'elle suppose l'élément ponctuel, mais elle donne le même résultat que celui 10 obtenu par une analyse plus complète du champ acoustique. Le calcul de la phase des signaux électriques selon l'équation (Equation 1) est très précis et très rapide puisque cela nécessite uniquement le calcul d'une racine carré pour la longueur Ln. Durant le contrôle de la température spatiale, le calcul des déphasages étant effectué très fréquemment, cette méthode est 15 toujours celle utilisée. Comparativement à un déplacement mécanisé du transducteur, le déplacement électronique du point focal est très utile pour contrôler spatialement la température puisqu'il permet de parcourir un grand nombre de points à chauffer par seconde. En plus comme le transducteur reste 20 immobile, ce déplacement du point focal ne crée aucun artefact d'imagerie lié à une modification de la susceptibilité magnétique. Le déplacement électronique du point de focalisation ne possède aucune limitation en vitesse mais elle est en contrepartie soumis à d'autre type de limitation: ^ Il n'y pas plus de limitation de vitesse puisque la position du point 25 focal est redéfini à chaque instant par la phase des signaux électriques appliqués sur le transducteur. Seulement le générateur de signaux électriques utilisé nécessite un certain temps de transfert des donnés avant d'effectuer la commutation de toutes les voies à la nouvelle valeur voulue. Par conséquent le temps minimum entre 30 chaque modification de la position du point focal est de 60ms. 2905277 13 ^ D'autre part l'effet de focalisation ne peut se produire qu'uniquement là où les éléments piezo composites émettent un signal. Cette région est définie par l'effet de diffraction, qui dépend de la taille des éléments, de la fréquence utilisée, de la focal du transducteur et en 5 moindre mesure de sa forme. Pour le transducteur matriciel décrit ci-dessous, le déplacement du point focal est confiné dans un ellipsoïde de dimension 15mm x 15mm x 28mm. Comme il n'y a plus de réelle contrainte sur la vitesse du mouvement, 10 l'asservissement spatial Proportionnel-Intégral-Dérivé (PID) peut être optimisé. On se référera utilement à la demande de brevet française n 99-11418 déposée le 13 septembre 1999 et intitulée Ensemble de traitement thermique de tissus biologiques et procédé de mise en oeuvre de cet ensemble pour une description plus détaillée de ce type de système 15 de régulation de la température. En revanche le principal inconvénient pour les déplacements électroniques est leur faible amplitude de mouvement qui limite le chauffage à des petits volumes. Description du transducteur matriciel 20 Pour cette application un transducteur matriciel ultrasonore fonctionnant à 1,5MHz a été développé en collaboration avec la société Imasonic. Ce transducteur de 80mm de focal et de 55mm de rayon d'ouverture forme un angle d'ouverture de 86 . Les éléments choisis pour 25 ce transducteur sont de rayon 2,9mm de façon à avoir une liberté de positionnement du point de focal de -16mm à 13mm le long de l'axe de révolution et de 7, 5mm le long des deux axes orthogonaux. La répartition des éléments à la surface du transducteur est asymétrique compacte de façon à minimiser les lobes secondaire lors du déplacement du point focal. 30 2905277 14 La figure 3 présente la configuration des éléments retenus pour la fabrication du transducteur. Celle-ci permet de déplacer le point de focalisation sur la plage décrit précédemment avec des lobes secondaires inférieur à 7%. 5 Les figures 4a et 4b représentent une simulation du champ acoustique produit par cette géométrie de transducteur sur une fenêtre de 20x20mm2. Pour ce transducteur d'angle d'ouverture 80 , la taille du point focal est de 0,76x0,76x3,47mm3. Cette géométrie de transducteur permet 10 une utilisation assez générique puisqu'une fenêtre acoustique avec un petit angle d'ouverture suffit. Pour être parfaitement compatible avec un IRM 1,5T, chacune des pièces utilisées pour la fabrication de ce transducteur ainsi que les câbles et 15 les connecteurs associés sont étudiés pour interférer le moins possible avec le champ magnétique. Pour cela les matériaux choisis, cuivre, étain, plomb, céramique, résine, silicone, plastique ont une susceptibilité magnétique comprise entre celle de l'eau et de l'air. Avec ces matériaux le transducteur n'induit aucune distorsion sur les images IRM. De plus les contours de ce 20 transducteur apparaissent très distinctement sur les images IRM, ce qui permet de repérer facilement sa position et ainsi que la position du point focal produit. Description du qénérateur multivoie L'architecture électronique du générateur de 256 signaux permettant l'utilisation de transducteur matriciel est illustrée à la figure 5. Une carte MOXA C104H inclus dans le PC permet d'augmenter la 30 vitesse du port série de 115200 Kb/s à 460800 Kb/s. En transmettant uniquement les informations essentielles, fréquence, phases et amplitudes, 25 2905277 15 toutes les informations pour redéfinir les sinusoïdes sont transmises en 22ms. D'autre part, les fibres optiques, qui en plus de permettre un haut débit sur des grandes distances, réalisent une excellente protection vis à vis 5 des interférences électromagnétique. Celles-ci permettent de faire traverser les informations à travers la Cage de Faraday de l'IRM sans apporter de perturbation provenant de l'extérieur. De cette façon la connexion entre la console de monitorage à l'extérieur de la salle IRM et le générateur à l'intérieur de la salle IRM est assurée sans interférer avec le fonctionnement 10 de l'IRM. De plus le générateur est développé pour fonctionner à l'intérieur d'une salle IRM. Les cartes ont été conçues pour générer un faible rayonnement électromagnétique. Ainsi son installation nécessite juste l'installation de deux fibres optiques au lieu de 256 boîtiers de filtrages 15 murales pour que chaque câble puisse traverser la cage de Faraday comme cela se faisait auparavant. Ce générateur est géré par un microprocesseur 68HC11. Il va distribuer les données aux PLD (acronyme de Programmable Logical Device, c'est à dire circuits logiques programmables) sur les 32 cartes qui 20 génèrent 8 sinusoïdes chacune. Les PLD vont ensuite adresser les informations concernant la phase et la fréquence aux DDS (acronyme de Direct Digital Synthesis, c'est à dire générateurs de signaux numériques) et la puissance aux amplificateurs. Les DDS originellement conçus pour la modulation de phase et de fréquence assurent une commutation rapide et 25 précise des signaux. Ceci représente une grande modification par rapport aux autres générateurs de signaux ultrasonores qui avec des lignes à retard ne dépassent pas une précision en phase supérieure à 5 . Les amplitudes des sinusoïdes sont ensuite ajustées par des amplificateurs à gain variable. L'utilisation d'une horloge commune à tous les DDS assure une utilisation 30 parfaitement synchrone de tous les étages de sorties. Autrement dit, grâce 2905277 16 à cette horloge commune la phase de chacune des sinusoïdes est référencée de la même façon. La définition des signaux se fait par la transmission d'un fichier comportant les données suivant cet ordonnancement : 5 ^ 4 octets optionnels pour coder la fréquence commune à toutes les sorties dont la valeur est : 232 La fréquence est ainsi définie entre 0 et 24Mhz avec une précision de 3mHz. ^ 512 octets définissent sur 2 octets la phase respective de chaque signal suivant la formule : 212 Ceci permet d'ajuster toutes les phases entre 0 et 360 avec une 15 précision de 0,04 . ^ 256 octets permettent de régler la puissance de sortie de chaque voie selon la relation : 28 20 La puissance de sortie peut ainsi varier jusqu'à 4W avec une précision de 8mW. Le protocole decommunication est au format X-MODEM en mode connecté half-duplex. Chaque paquet transmis de 128 octets est acquitté 25 par le récepteur qui contrôle la réception par un CRC (acronyme de Cycle Redondance Check) codé sur 1 octet. De cette façon, l'ordinateur peut émettre un fichier définissant la fréquence, les phases ou les amplitudes toutes les 22ms avec un protocole sécurisé. F = 24MHz x Nb codé sur 32 bits 10 = 360 x Nb codé sur 16 bits P= 4Wx Nb codé sur 8 bits 2905277 17 Ces informations sont ensuite stockées sur une carte mémoires à proximité du microprocesseur 68HC11 puis redistribuées vers chacune des 32 cartes logiques PLD. Lorsque tous les circuits logiques ont reçu leur information, un signal de commutation est envoyé pour toutes les cartes 5 simultanément. A partir de cet instant chaque circuit logique modifie la fréquence, la phase et l'amplitude de toutes les sinusoïdes en même temps. Ceci permet d'éviter les états transitoires où le faisceau ultrasonore est partiellement défocalisé et donc néfaste à la sécurité du patient. Cependant lié à des limitations imposées par le programme 10 implémenté dans le microprocesseur, le temps minimal de modification de l'état de toutes les sorties et limité à 60ms. En résumé, ce générateur est conçu de façon à associer : ^ Rapidité de redéfinition des signaux ^ Changement simultané des signaux 15 ^ Faible rayonnement électromagnétique ^ Précision de la définition des sinusoïdes de sorties ^ Un échange de donnés sécurisés ^ Portabilité 20 Exemple de déplacement électronique du point focal Pour tester le principe de déplacement électronique du point focal et le bon fonctionnement du transducteur matriciel, le point de focalisation a été déplacé en 4 points selon un carré de 8mm de coté. Cette trajectoire se 25 répète de façon cyclique toutes les 0,5s en changeant la position du point de focalisation toutes les 125ms avec une puissance constante de 200W électrique. En effectuant simultanément 5 coupes de 4mm (temps d'écho 18ms) toutes les 3,9s, le chauffage observé aux figures 6a à 6b semble provenir de 4 points de focalisation simultanément. 30 Cette méthode de déplacement du point focal est très rapide puisqu'il n'y a plus de vitesse maximale de déplacement mais juste un temps 2905277 18 minimal de commutation électronique des signaux de 60ms avec le générateur utilisé. Cette technique est aussi très précise. La précision de définition de phase des signaux produits est une fraction de 212 d'une période correspondant à une longueur d'onde de I mm. De plus les erreurs 5 de phase entre les 256 signaux se moyennent entre eux. La précision de positionnement théorique du point focal est de 1 mm/(256x212)=1 nm. Ce résultat reste toutefois difficile à vérifier même par des simulations qui nécessiteraient un très petit maillage et une très grande précision numérique. 10 Le type de trajectoire réalisable peut être choisi de façon quelconque à condition que chaque point ne s'écarte pas de plus de 7,4mm de sa position central. La figure 7 montre toutes les cartographies thermiques obtenues durant deux chauffages spiralés successifs. Chaque spirale de 15 diamètre 10mm est constituée de 96 points et dure 20s. La séquence utilisée est la même que précédemment à raison d'une acquisition toutes les 3,9s. La puissance appliquée en chacun des points est constante de 50W électrique compensé en intensité en fonction de l'amplitude du 20 déplacement. De cette façon le chauffage obtenu est homogène tant que le tissu ne présente pas d'hétérogénéité, ce qui semble être le cas sur cette expérience. Le cas échant la puissance ou la densité de points peut être contrôlée par l'algorithme d'asservissement de la température 2D présenté plus loin. Cependant le point focal pouvant être déplacé électroniquement 25 dans toutes les directions de l'espace, il est préférable d'effectuer un asservissement tridimensionnel (3D) de la température. Contrôle de la température volumique 30 Répartition énergétique 3D selon l'algorithme PID spatial 2905277 19 Le contrôle spatial de la température est fondé sur une extension de l'équation différentielle d'automatise PID à chacun des points de l'espace : a (r)+q(F)+q2 fer-)=0 at 4 (Equation 3) 5 Dans cette équation la variable spatiale et temporelle est l'écart entre la température de consigne Tc et la température mesurée T au cours du temps t en chacun des points F l'espace. (Y,t) = Tc (F,t) - T(F,t) 10 (Equation 4) Le principe du contrôle spatial et temporel de la température traite chacun des points de l'espace individuellement. Ainsi la température de consigne de chacun des points chauffés peut-être définie indépendamment 15 les uns des autres. Cependant la convergence à la température voulue n'est pas toujours garantie car il est difficile de chauffer un point isolement. Au voisinage du point focal, surtout le long de l'axe de propagation de l'onde, il subsiste toujours une montée en température. D'autre part, l'effet de diffusion thermique tend à propager le chauffage d'un point au point 20 voisin. Pour ces raisons le contrôle de la température peut se faire à condition que la résolution spatiale de la consigne de température ne dépasse pas la résolution spatiale du point focal et que le gradient de température entre deux points voisins ne soit pas trop élevé par rapport au coefficient de diffusion. L'équation de transfert thermique utilisée pour 25 anticiper le comportement du tissu et l'interaction des différents points chauffés est la suivante: aT (F')=D.V2T(F)+a•P(r) (Equation 5) at 2905277 20 Ainsi l'équation différentielle PID est équilibrée lorsque la puissance appliquée est choisi de sorte que: 2 P(r)= 1 aTc (r)ùD V2T(r)+q(Tc(F)ùT(F))+ 4 J(T(F)- r(F)) a at 5 (Equation 6) Il est très difficile d'appliquer une répartition spatiale de la puissance, c'est-à-dire de chauffer plusieurs points simultanément. Cela peut se faire en utilisant un transducteur matriciel qui focalise simultanément en plusieurs 10 points. Cette utilisation des transducteurs matriciels est cependant limitée et très dangereuse car elle induit de nombreux lobes secondaires indésirables. Un résultat de meilleure qualité est obtenu plus simplement en focalisant successivement en chacun des points. Quelque soit la nature du déplacement du point focal, électronique ou 15 mécanique, il est nécessaire de prendre en compte l'énergie à déposer en chacun des points plutôt que la répartition spatiale de la puissance à appliquer : 2 E(r)= tA aTc 0ùD.V2T)+q(Tc(r)ùT(r))+ 4 J(T(F)ùT(F)) a at (Equation 7) 20 L'intervalle de temps tA est la durée nécessaire pour parcourir l'ensemble des points à chauffer. Cette période de temps définit aussi la fréquence à laquelle l'asservissement PID est calculé. Pour garantir la stabilité de la contre réaction, le temps de réponse du système tR (égal à 25 2/q) doit être supérieur au temps d'asservissement tA. En général le temps de réponse est choisi égal à 3 fois le temps d'asservissement. Pour l'implémentation de l'asservissement PID de régulation, le terme proportionnel intégral et dérivé se calcule de la même façon que pour un asservissement ponctuel. De même l'anticipation du comportement peut se 2905277 21 calculer par FFT (acronyme de Fast Fourier Transform, c'est à dire transformation de Fourier rapide) ou de façon discrète. Comme l'asservissement PID spatial est basé sur les mêmes équations que l'asservissement PID ponctuel, il offre la même stabilité vis à vis des 5 paramètres tissulaires utilisés. Pour mieux contrôler le volume chauffé il est préférable d'effectuer un contrôle spatial 3D de la température en utilisant l'équation (Equation 7) sur tout le volume. Cependant cela nécessite de pouvoir déposer la répartition 10 spatiale d'énergie 3D ainsi calculée. Ceci est assez complexe compte tenu du grand nombre de voxel contenu dans le volume et surtout de l'effet de chevauchement décrit précédemment. Méthode de dépôt énergétique 3D 15 L'équation générique (Equation 7) permet de calculer dans tous les cas l'énergie requise pour obtenir la température voulue en trois dimensions. Bien que le transducteur matriciel associé à un générateur de signaux multivoie soit un outil très rapide, il n'est pas toujours simple de 20 produire cette énergie. Compte tenu des limitations matérielles, certaines répartitions spatiales énergétiques ne sont pas réalisables. Par exemple, le calcul de l'équation PID (Equation 7) en un point largement plus chaud que sa température de consigne aboutit en général à une valeur énergétique 25 négative. Bien qu'il existe des outils cryothérapeutiques, les transducteurs ultrasonores ne permettent pas d'extraire une quantité d'énergie. Par conséquent, l'asservissement PID n'est plus faisable en ce point. II ne reste alors plus qu'à attendre que l'effet de diffusion ou de perfusion refroidisse suffisamment le tissu. 30 De même si la répartition spatiale énergétique requise est un Dirac de 1 xl xl mm3, elle n'est pas réalisable avec un point de focalisation de 2905277 22 0,76x0,76x3,47mm3 trois fois plus allongé. II est donc nécessaire de prendre en compte la répartition spatiale de l'énergie ElPt induite par un point de focalisation. Si le déplacement du point focal peut être assimilé à une translation, l'énergie déposée par une trajectoire ETrai se calcule 5 rapidement dans l'espace de Fourier par la formule suivante: ETraj = T X Elpt (Equation 8) Dans cette expression la fonction trajectoire F est la répartition 10 spatiale de la densité de points. Jusqu'à présent pour le contrôle de la température en 2D, l'énergie produite par une trajectoire était assimilée à la densité de points puisque dans le plan coronal le point focal correspondait à un voxel. Cette règle est vérifiée tant que la largeur du voxel acquis par l'IRM dans le plan coronal ne dépasse pas 0,76mm. Pour une étude 15 tridimensionnelle, cette approximation n'est jamais vérifiée' à cause de l'effet de chevauchement du cône ultrasonore de propagation. Cet effet peut induire des chauffages de plusieurs centimètres le long de l'axe de propagation comme le montre l'exemple des trajectoires spiralées. L'ensemble des répartitions énergétiques produites est par conséquent 20 aussi limité par ce phénomène de chevauchement qui dépend de la répartition spatiale du champ acoustique. D'après l'équation (Equation 8), cet ensemble est directement lié à la transformée de la forme du point focal représenté aux figures 8a à 8c. 25 Puisque la transformé de E'Pt est nulle pour la majorité des points où ky est non nulle, il en va de même pour la transformé de ETrai. En revanche E'Pt couvre complètement le plan kxkz. En d'autre terme l'ensemble des répartitions énergétiques réalisables ne peut comporter de détail dans la direction Y mais peut en comporter dans les directions X et Z. De façon 30 générale dans l'espace de Fourier, les répartitions énergétiques réalisables sont nulles là où la transformé de E'Pt est nulle. De plus il faut qu'il existe 2905277 23 une fonction trajectoire positive vérifiant l'équation (Equation 8) puisque la densité de points ne peut être négative. Pour effectuer un contrôle de la température il faut effectuer le travail inverse à celui effectué pour la simulation du champ acoustique. Au lieu de 5 calculer la répartition énergétique à partir de la trajectoire, il faut déduire la trajectoire d'une répartition énergétique. Compte tenu des contraintes énoncées précédemment, ce problème peut se résoudre par une déconvolution comme le décrit l'équation suivante: ETraj /Elpt si Elpt ≠ 0 I,=O si Elpt =0 10 (Equation 9) Dans l'espace de Fourier si ETral est non nulle alors F correspond au rapport de ETrai par E'Pt et si ETrai est nulle F est choisie égale à zéro pour minimiser l'énergie déposé par cette trajectoire. Ensuite dans l'espace réel, seules les valeurs positives de la fonction trajectoire sont conservées. 15 Malheureusement, cette solution minimisant la différence entre l'énergie requise et l'énergie produite sur toute la fenêtre d'observation, tend à diminuer l'énergie sur le volume cible pour minimiser l'énergie déposée à l'extérieur. Selon la taille de la fenêtre d'observation et donc le nombre de voxel en dehors du volume cible, la sous évaluation de l'énergie a déposer 20 est plus ou moins importante. De plus, le produit de convolution par une fonction positive E'Pt est un filtre passe bas. La déconvolution par E'Pt produit l'effet inverse ce qui rehausse les contours et amplifie le bruit. La fonction trajectoire obtenue par la méthode de la déconvolution étant dépendante de la taille de la fenêtre d'observation et présentant un rapport 25 signal sur bruit inférieur à celui de la répartition énergétique calculée, il est nécessaire d'utiliser une autre solution pour conserver la stabilité de l'asservissement PID. Alqorithme de détection du maximum 2905277 24 La solution triviale utilisée pour le contrôle de température 2D consistant à choisir la fonction trajectoire égale à la répartition spatiale d'énergie requise est efficace tant que l'effet de chevauchement est 5 négligeable. Pour illustrer cela, la figure 9 présente trois formes de points focaux additionnées dans le but de réaliser une répartition spatiale carrée. Sur ce graphique la courbe rouge représente l'énergie requise et la courbe noire présente l'énergie produite par les points de focalisation 10 translatés. Les pieds de chaque point focal ou leurs lobes secondaires à plus longue distance s'additionnent aux autres points de focalisation qui en leur centre atteignent déjà la valeur de l'énergie requise. Par conséquent l'énergie produite sur cet exemple dépasse de 70% le niveau souhaité. La forme du point focal ici utilisé correspond à l'intensité relevée le long de 15 l'axe de propagation de l'onde élargie d'un facteur 2 pour accentuer le chevauchement. En pratique la superposition se faisant en trois dimensions, ce dépassement atteint des valeurs bien plus grandes. Une solution moins radicale consiste à déduire chaque point par 20 itération en observant l'influence des autres points. Le but de cet algorithme est de trouver la trajectoire de plus faible énergie pour atteindre le niveau d'énergie requis en tous les points de l'espace. Le principe de la focalisation est de concentrer toute l'énergie émise en un point. De ce fait pour une énergie requise ponctuelle, le meilleur 25 rendement est obtenu en focalisant en ce point. De même, dans le cas d'une répartition spatiale quelconque de l'énergie requise, il est optimal de focaliser au point où l'énergie requise est maximale. Cependant l'énergie de la focalisation appliquée en ce point dépend des points de focalisation réalisés autour de celui-ci. Pour ne pas reproduire l'erreur illustrée en figure 30 9, l'énergie appliquée en ce point doit être inférieure au niveau énergétique requis. De façon arbitraire l'énergie à appliquer en ce point est alors choisie 2905277 25 égal à un pourcentage R de la valeur de l'énergie requise. Une fois ce point de focalisation à appliquer pris en compte, l'algorithme est itéré en cherchant le point correspondant au maximum de la répartition d'énergie requise retranchée de la ou des répartitions d'énergie émanant du ou des 5 points de focalisation précédemment déduits. Les figures 10a à 10c représentent les trois premières itérations de cet algorithme appliqué sur une fonction carré, avec un pourcentage R de 90%. En notant E` (r) la différence entre l'énergie requise et l'énergie produite par les i points de focalisations antérieurement déduits et I, (r) la 10 fonction trajectoire correspondante, cet algorithme s'écrit mathématiquement sous la forme de la suite suivante: E (Y') = E REQUIS (7) et F O (7.) = 0 soit in tel que En (rn) = max(En (r)) En+'(r)= En(F)ùR.En(rn).E'pt(r ù Fn) I-n+l ()=rn(r)+R•En(rn).8(rùrn) (Equation 10) Dans cette équation, la fonction de Dirac ô vaut 0 partout excepté à l'origine où elle vaut 1. Le contrôle de la température étant effectué sur un nombre fini de voxel N, après N itérations le maximum de l'énergie restante E" décroît d'au moins un facteur 1-R: 20 max(En+N (r)) REVENDICATIONS 1. Dispositif de traitement thermique d'une région cible d'un tissu biologique comprenant : - des moyens générateurs d'énergie (3,4) pour fournir de l'énergie en 5 un point focal (P) dans la région cible, - des moyens (2) pour mesurer la distribution spatiale de température dans ladite région, - une unité de contrôle (7) comprenant des moyens pour commander le déplacement du point focal (P) vers des points de traitement successifs et 10 des moyens pour commander l'énergie à fournir par les moyens générateurs (3,4) vers les points de traitement successifs, caractérisé en ce que l'unité de contrôle (7) comprend en outre des moyens pour déterminer une répartition spatiale et énergétique des points de traitement à effectuer, chaque point de traitement successif ayant une 15 position et une énergie de traitement déterminée en fonction des positions et énergies des points de traitement antérieurs. 2. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que la répartition spatiale des points de traitement est tridimensionnelle. 3. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 ou 2, 20 caractérisé en ce que l'unité de contrôle comprend des moyens pour déterminer la répartition spatiale et énergétique des points de traitement à effectuer en fonction d'une répartition spatiale d'énergie requise définie par un système de régulation de la température pour traiter la région cible. 4. Dispositif selon la revendication 3, caractérisé en ce que l'unité de 25 contrôle comprend des moyens pour déterminer la répartition spatiale d'énergie requise pour traiter la région cible selon un système de régulation Proportionnel-Intégral-Dérivé. 5. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 3 à 4, caractérisé en ce que les moyens pour déterminer la répartition spatiale et énergétique 30 des points de traitement à effectuer comprennent des moyens de déconvolution de la répartition spatiale d'énergie requise pour traiter la 2905277 45 région cible par une répartition spatiale d'énergie caractéristique d'un point de traitement ponctuel. 6. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 3 à 4, caractérisé en ce que les moyens pour déterminer la répartition spatiale et énergétique des points de traitement à effectuer comprennent des moyens pour déterminer le point de traitement correspondant au maximum d'une répartition spatiale d'énergie restante pour le traitement de la région cible, la répartition spatiale d'énergie restante correspondant à la répartition spatiale d'énergie requise pour traiter la région cible retranchée des répartitions spatiales d'énergie caractéristiques des points de traitement antérieurs. 7. Dispositif selon la revendication précédente, caractérisé en ce que l'unité de contrôle comprend des moyens pour déterminer la répartition spatiale et énergétique des points de traitement à effectuer tel que : E0 (r) = EnEQUI (F) et I'0 (r) = 0 soit Fn tel que En(Fi)= max(En(r)) En+1(y,)= En(r)-R'En(rn).E"t(r ùrn) rn+1(j,) = rn(F)+ R , En(rn). 8(F ù rn) où E (r) correspond à la différence entre la répartition spatiale d'énergie requise et les répartitions spatiales d'énergie caractéristiques des i points de traitement antérieurs, r(1) correspond à la répartition spatiale des points de traitement associés, 8 est la fonction de Dirac qui est nulle en tout point différent de l'origine où elle vaut 1, R est un pourcentage choisi de façon arbitraire pour que la répartition spatiale d'énergie caractéristique d'un point de traitement soit inférieure à la répartition spatiale d'énergie requise E'(7). 8. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que l'unité de contrôle comprend des moyens pour 2905277 46 contrôler l'énergie fournie par les moyens générateurs d'énergie en fonction d'une consigne de température non uniforme. 9. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que l'unité de contrôle comprend des moyens pour 5 contrôler l'énergie fournie par les moyens générateurs d'énergie en fonction d'une consigne de température décalée temporellement pour chaque point de traitement. 10