FR 2627376 A1 19890825 FR 8902337 A 19890223 -DISPOSITIF DE DIAGNOSTIC A ULTRASONS POUR L'OPHTALMOLOGIE La présente invention se rapporte à un dispositif de diagnostic à ultrasons pour l'ophtalmologie dans lequel un transducteur ultrasonore émet une onde ultrasonore et un écho reflécji par les tissus en chaque partie d'un organisme est reçu de sorte que le signal ultrasonore ainsi reçu est traité, des formes d'ondes ou autres formes similaires étant visualisées, et se rapporte à un dispositif de diagnostic à ultrasons pour l'ophtalmologie convenant pour un diagnostic de précision se rapportant à des tissus biologiques à structure fine tel que l'oeil. L'usage d'un dispositif de diagnostic utilisant des ondes ultrasonores pour obtenir des informations sur les parties internes d'organes du corps humain se développe rapidement. Les nets progrès en technique de traitement de l'image ont permis d'utiliser une onde ultrasonore économique à faible degré d'incursion et présentant d'autres caractéristiques supérieures à celles existantes pour un diagnostic. Le dispositif de diagnostic à ultrasons est très connu soit en version du type de mode A dans laquelle une onde réfléchie par un objet est visualisée en tant que forme d'onde sur un tube cathodique soit en version du type de mode B dans laquelle un signal obtenu par le mode A et soumis à une modulation en intensité est utilisé pour balayer un transducteur et visualiser ainsi une section sous forme d'image. Le diagnostic par ultrasons en ophtalmologie est généralement divisé en un examen de base conçu principalement pour effectuer une sélection et un examen spécial pour analyser les conditions essentielles d'une partie malade ou d'un diagnostic différentiel. L'examen spécial est de plus subdivisé en une différenciation morphologique pour localiser une partie atteinte et déterminer la surface couverte à l'exception de parties atteintes plus dynamiques, et en une différenciation de tissus pour identifier la cause de l'affection. Le procédé du mode B est plus largement utilisé dans le domaine médical. Toutefois, en ophtalmologie, un procédé de différentiation de tissus par le mode A plus établi que le procédé du mode B a été développé, et de ce fait les deux procédés sont utilisés ensemble en tirant avantage des mérites respectifs de chacun. Le procédé du mode A permet de déterminer les caractéristiques acoustiques d'un foyer grâce à une réponse haute ou basse d'une onde réfléchie ainsi que grâce à des mesures entre différents tissus dans l'oeil. Dans les dispositifs classiques, dans la différentiation des tissus par le procédé du mode A, il est difficile de traiter une image complète, et de ce fait la valeur minimum de décibels (dB) nécessaire pour qu'une pointe d'impulsion provenant de la partie malade atteigne une ligne de référence d'une hauteur prédéterminée est fixée en modifiant le *gain (appelé également la sensibilité) d'un amplificateur. Puis on détermine la valeur minimum de décibels d'une pointe d'impulsion provenant de la sclérotique qui protège et maintient la forme du globe oculaire, de telle sorte que l'affection est estimée d'après la différence (&JB) entre les deux valeurs de décibels. Le diagnostic en mode B qui est maintenant largement utilisé par les ophtalmologues est utile pour déterminer l'étendue et la taille d'une partie malade ou une décision morphologique anatomique. Le diagnostic en mode B des dispositifs classiques requiert une pluralité d'images en mode B pour une plus grande différenciation de tissus en trois dimensions et emploie un procédé dans lequel chaque image obtenue en modifiant la sensibilité de l'amplificateur est photographiée par la caméra - Polaroid de Polaroid Corporation, U.S, ou par une autre caméra similaire. Comme on fait fonctionner le dispositif de diagnostic par ultrasons à l'usage des ophtalmologues, à l'aide d'une sonde à ultrasons appliquée dir ctement sur la cornée du patient sous anesthésie locale, les paupières étant maintenues rétractées, un temps de diagnostic prolongé représente un examen lourd pour le patient. De plus, la faible reproductibilité des dispositifs demande une grande habileté de la part de l'opérateur. En conséquence, la présente invention a pour but de fournir un dispositif de diagnostic à ultrasons dans lequel, au vu des inconvénients mentionnés cidessus présentés par les dispositifs classiques, on obtient autant d'informations que possible à partir d'une seule forme d'onde (image) de mode A et d'une image de mode B fixée et mémorisée pour permettre ainsi un diagnostic précis en un court délai sans imposer d'examen lourd au patient. Afin de réaliser le but mentionné ci-dessus, -25 selon la présente invention, on fournit un dispositif de diagnostic à ultrasons capable de produire des données acoustiques concernant les tissus d'un organisme par émission et réception d'une onde ultrasonore, le dispositif comprenant des moyens pour stocker une pluralité d'images d'échos de réflexion présentant une étendue dynamique plus importante que l'image de visualisation, des moyens pour rechercher une image d'une condition donnée parmi les images d'échos de réflexion stockées, et des moyens pour visualiser cette image. Le dispositif selon cette invention comprend de plus des moyens pour visualiser, en caractères et/ou motif, la largeur et la surface de l'étendue de l'image recherchée parmi les images d'échos de réflexion stockées. Le dispositif selon cette invention comprend de plus des moyens de visualisation d'une pluralité d'images en secteurs. - La fig. 1 est un synoptique montrant un circuit selon un mode de réalisation de la présente invention. - La fig. 2 est une courbe montrant la relation entre un écho de réflexion et une forme d'onde de visualisation d'une étendue de visualisation définie. - La fig. 3 est un graphique montrant les caractéristiques d'entrée et de sortie d'un amplificateur. - La fig. 4 est un graphique montrant les caractéristiques d'entrée et de sortie lorsque la surface de visualisation est déplacée tout en maintenant la largeur de l'étendue de visualisation. Un mode de réalisation de la présente invention va être expliqué cidessous en se référant aux dessins joints. La fig. 1 est un synoptique montrant un premier mode de réalisation de la présente invention. La référence 1 désigne un circuit générateur d'horloge, la référence 2 désigne un émetteur pour convertir le signal d'horloge produit par le circuit générateur d'horloge 1 en une impulsion de commande pour commander un transducteur à ultrasons 3, et la référence 3 désigne le transducteur à ultrasons pour l'émission d'une onde ultrasonore sur la base d'une impulsion de commande produite par l'émetteur 2 et pour la réception des échos de réflexion de plusieurs endroits d'un oeil 4 à examiner. La référence 5 désigne un amplificateur pour amplifier le signal reçu du transducteur à ultrasons 3, la référence 6 désigne un convertisseur analogique/numérique pour convertir un signal amplifié ' en un signal numérique, et la référence 8 désigne une mémoire d'échantillonnage pour stocker le signal numérique de réception sous forme d'une donnée d'image. L'amplificateur 5, le convertisseur analogique/numérique 6 et la mémoire d'échantillonnage 8 sont réglés sur une étendue plus élevée que l'étendue dynamique visualisée sur le tube cathodique. La référence 7 désigne un commutateur de fixation. La référence 9 désigne un convertisseur de coordonnées pour visualiser une image en mode B sur le tube cathodique sous forme d'une image découpée en secteurs, la référence 10 désigne un convertisseur de données pour la visualisation dans une étendue donnée, et la référence 11 désigne une mémoire d'images de visualisation pour stocker les images visualisées sur le tube cathodique. Selon ce mode de réalisation, une mémoire d'images de visualisation 12 sur écran divisé en quatre est fourni en plus de la mémoire d'images de visualisation 11. La mémoire d'images de visualisation 12 sur écran divisé en quatre n'est pas très différente de la mémoire d'images de visualisation 11 et sa totalité de zone écran est divisée en quatre parties par un logiciel. La référence 13 désigne une unité centrale de commande pour commander le fonctionnement des composants mentionnés ci-dessus. La référence 14 désigne un convertisseur numérique/analogique pour convertir les données numériques dans les mémoires d'images de 6 2627376' visualisation 11 et 12 en données analogiques, la référence 15 désigne un circuit de visualisation sur tube cathodique, et la référence 16 un tube cathodique. Bien que n'apparaissant pas sur les dessins, la largeur et la surface de l'étendue de visualisation de l'écran visualisé sur le tube cathodique sont indiquées par des caractères et un motif de bande. Le fonctionnement du mode de réalisation configuré comme ci-dessus est expliqué ci-après. On se réfère au cas o la visualisation d'une image soit en mode A soit en mode B est possible dans une largeur et dans une surface données de l'étendue de visualisation. Tout d'abord, l'opérateur règle l'oeil objet et le transducteur à ultrasons 3 dans des positions relatives appropriées. Un signal d'horloge produit par le circuit générateur d'horloge est converti en une impulsion de commande dans l'émetteur 2, et est fourni au transducteur à ultrasons 3. L'onde ultrasonore produite par excitation du transducteur à ultrasons est dirigée dans le globe oculaire de l'oeil objet 4. Les échos de réflexion issus de diverses parties de l'intérieur du globe oculaire sont reçus par le transducteur à ultrasons 3, et après avoir été amplifiés par l'amplificateur 5, sont fournis au convertisseur analogique/numérique 6, dans lequel l'intensité de chaque écho de réflexion est convertie en une valeur numérique et stockée à une adresse prédéterminée dans la mémoire d'échantillonnage 8 dans la phase suivante. Le transducteur à ultrasons 3 est balayé séquentiellement et des signaux pour un écran -sont stockés dans la mémoire d'échantillonnage 8. Au moment de la fixation, le commutateur 7 est ouvert, et le convertisseur analogique/numérique 6 est déconnecté de la mémoire d'échantillonnage 8, de telle sorte que les données immédiatement précédentes sont laissées dans la mémoire d'échantillonnage 8 pour fixer ainsi les données d'image. En faisant fonctionner une section de commande (non illustrée), on choisit une donnée du mode et de l'étendue dynamique requis dans les données de l'image fixées dans la mémoire d'échantillonnage 8. Si on choisit l'image en mode B, par exemple, les données d'image stockées dans la mémoire d'échantillonnage 8 sont converties en coordonnées par le convertisseur de coordonnées 9 en réponse à un ordre provenant de l'unité centrale de commande 13 dans le but d'une visualisation sous forme d'image découpée en secteurs. De la même manière, en modifiant la largeur ou la surface de l'étendue visualisée, les données sont converties pour être conformes à la largeur et à la surface de l'étendue de visualisation par le convertisseur de données 10 en se fondant sur un ordre issu de l'unité centrale de commande 13. On va maintenant expliquer le processus de modification de la largeur et de la surface de l'étendue de visualisation après la fixation. Normalement, en mode A ou en mode B, une tension d'entrée dans l'étendue échantillonnée est visualisée sur un moyen de visualisation présentant une étendue de visualisation prédéterminée après la fixation. De ce fait, les échos de réflexion à l'extérieur de l'étendue échantillonnée ne sont pas visualisés. Spécifiquement, une zone inférieure est coupée et une zone supérieure est saturée, de telle sorte qu'il est impossible de diagnostiquer si ces échos de réflexion sont situés dans l'étendue sur l'écran de visualisation ou non, ou comment ils sont déplacés (fig. 2). Afin de résoudre ce problème, le dispositif comprend un amplificateur, un convertisseur analogique/numérique et une mémoire d'échantillonnage 8 satisfaisant suffisamment aux exigences du signal dans une étendue dynamique plus importante que l'étendue de visualisation, et cette surface de l'étendue de visualisation est déplacée verticalement tout en maintenant la largeur d'étendue. Les zones non visualisées apparaissent ainsi, assurant de ce fait le même effet que si on modifiait le gain de l'amplificateur, même après la fixation. Supposons que l'amplificateur a une capacité de 80 dB suffisamment plus importante que l'étendue dynamique de visualisation de 40 dB, par exemple. Les caractéristiques d'entrée et de sortie d'un tel amplificateur sont illustrées en fig. 3. ' Maintenant, supposons que le dispositif visualise la largeur d'étendue de 40 dB dans la surface d'étendue A en fig. 4. Lorsque le dispositif est fixé, les données d'échos de réflexion sont stockées dans toutes les étendues dynamiques de 80 dB ainsi que la partie A dans la mémoire d'échantillonnage 8. Si la largeur de 40 dB de la surface de visualisation de A en fig. 4 est maintenue tout en glissant à la partie B en fig. 4, et si le domaine B, un dixième de la tension d'entrée de A en fig. 4, est visualisé sous forme d'une tension de sortie équivalente à A, alors il est possible d'obtenir substantiellement le même effet que celui obtenu si le gain est accru de log10 = 20 (dB) De manière semblable, on obtient le même effet que celui obtenu par une réduction du gain de 20 dB en glissant à C en fig. 4. Les données converties par ces processus de fonctionnement sont stockées dans la mémoire d'images de visualisation 11. Une image donnée en mode B et fixée est stockée dans quatre pages au maximum avec les conditions de mesure et de visualisation. Spécifiquement, une image en mode B peut être stockée dans au maximum quatre écrans, et les images stockées peuvent être comparées et observées sur le même écran, permettant ainsi de faciliter le diagnostic. 4a mémoire d'images 'de visualisation 12 sur écran divisé en quatre est capable de visualiser simultanément une pluralité d'images d'une seule partie atteinte du malade dans différentes directions de mesure et peut donc être utilisée pour fournir plus d'informations à l'opérateur. De cette manière, les données stockées dans la mémoire d'images de visualisation 11 et dans la mémoire d'images de visualisation 12 sur écran divisé en quatre sont converties en signaux analogiques par le convertisseur numérique/analogique 14 et visualisées sur le tube cathodique 16 par l'intermédiaire du circuit de visualisation du tube cathodique 15. On comprendra ainsi, d'après la description qui précède, que selon la présente invention une multiplicité d'éléments d'information sont obtenus à partir d'une seule image fixée (stockée) et que de ce fait on réduit la lourdeur de l'examen pour le patient De plus, le fait que les informations requises peuvent être obtenues instantanément facilite le diagnostic tout en permettant en même temps une vérification facile et une haute reproductibilité. 2627376 REVENDICATIONS 1. Dispositif de diagnostic à ultrasons pour l'ophtalmologie caractérisé en ce qu'il comprend des moyens (8) pour stocker une pluralité d'images d'échos de réflexion présentant une étendue dynamique plus importante qu'une image de visualisation, des moyens (9, 10, 13) pour rechercher une image d'une condition donnée parmi les images d'échos de réflexion stockées dans lesdits moyens (8), et des moyens (16) pour visualiser ladite image recherchée, ledit dispositif produisant des données acoustiques sur des tissus biologiques, basées sur une émission et une réception d'ondes ultrasonores. 2. Dispositif de diagnostic à ultrasons pour l'ophtalmologie selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite condition donnée est obtenue par glissement vers des zones d'écho fort ou faible de la manière souhaitée tout en maintenant la même largeur d'étendue de visualisation. 3. Dispositif de diagnostic à ultrasons pour l'ophtalmologie selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite condition donnée est obtenue en prévoyant une largeur et/ou une surface données d'étendue de visualisation. 4. Dispositif de diagnostic à ultrasons pour l'ophtalmologie selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend de plus des moyens (11) pour visualiser sous forme de caractères et/ou d'un motif l'étendue dynamique d'une image recherchée parmi les images d'échos de réflexion stockées. 5. Dispositif de diagnostic à ultrasons pour l'ophtalmologie selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend de plus des moyens de visualisation divisés en une pluralité d'écrans (12). 6. Dispositif de diagnostic à ultrasons pour l'ophtalmologie selon la revendication 1, caractérisé en ce que lesdits moyens (8) pour stocker les images d'échos de réflexion sont une mémoire d'échantillonnage (8) pour stocker des signaux de réception numéris6s sous forme de données d'image. 7. Dispositif de diagnostic à ultrasons pour l'ophtalmologie selon la revendication 1, caractérisé en ce que lesdits moyens (9, 10, 13) pour rechercher une image d'une condition donnée incluent un convertisseur de données (10), un convertisseur de coordonn6es (9) et une unité centrale de commande (13) pour commander lesdits convertisseurs. 8. Dispositif de diagnostic à ultrasons pour l'ophtalmologie selon la revendication 1, caractérisé en ce que lesdits moyens de visualisation (16) sont un tube cathodique (16). 9. Dispositif de diagnostic à ultrasons pour l'ophtalmologie selon la revendication 5, caractérisé en ce que lesdits moyens de visualisation divisés en une pluralité d'écrans (12) sont une mémoire d'images de visualisation sur écran divisé en quatre (12).