FR 2806609 A1 20010928 FR 0003777 A 20000324 La présente invention se rapporte à un procédé et à un dispositif d'analyse non invasive d'un tissu, par exemple de la peau. De nombreux travaux ont montré qu'il était possible en envoyant de la lumière blanche sur un tissu, tel par exemple que la peau ou le tissu d'une plante, d'obtenir en analysant la lumière réfléchie des informations concernant la nature du tissu et notamment la concentration des différents éléments qui le constituent. Le principe général est que les composantes de longueurs d'onde diverses qui composent la lumière blanche sont réfléchies de façon différente selon les constituants que la lumière rencontre. Par une analyse fine et continue de la lumière réfléchie, on conçoit qu'il est possible d'obtenir une analyse non invasive assez précise du tissu examiné. Les dispositifs connus qui fonctionnent sur ce principe nécessitent cependant un appareillage coûteux d'analyse optique tel que des spectrographes et des calculateurs puissants d'analyse des données recueillies, ainsi qu'un étalonnage délicat des appareils. L'invention propose un procédé et un dispositif de mesure permettant de s'affranchir de ces difficultés de mise en oeuvre. À cet effet, le procédé de mesure du taux d'un constituant d'un tissu, en particulier du taux de bilirubine dans la peau, se caractérise selon lI'invention en ce qu'on effectue la mesure d'une première réflexion de la lumière d'une première longueur d'onde donnée représentative de la mesure à effectuer et au moins la mesure d'une seconde mesure de réflexion de la lumière d'une seconde autre longueur d'onde déterminée servant de référence pour laquelle on détermine une valeur unitaire de réflexion de référence en calculant le rapport k de la réflexion mesurée sur le tissu pour cette seconde longueur d'onde et de la réflexion mesurée sur un étalon standard pour la même deuxième longueur d'onde, et en ce qu'on déduit le taux du constituant recherché par la mesure de la réflexion de la première longueur d'onde donnée en fonction d'une table de valeurs prédéterminées connues pour cette même première longueur d'onde, après avoir corrigé par le facteur k précédemment mesuré ladite mesure de réflexion de façon à obtenir la valeur à comparer dans la table. Un dispositif conforme à l'invention se caractérise quant à lui en ce qu'il comprend: -- une tête de lecture susceptible d'envoyer successivement plusieurs éclairs de longueurs d'onde diverses définies en direction du tissu à examiner et de recevoir et mesurer en retour la lumière réfléchie, -- un calculateur, tel un microprocesseur, susceptible de calculer pour chaque longueur d'onde la quantité de lumière réfléchie et la ramener à une valeur calculée proportionnellement à une valeur de référence identique pour une longueur d'onde de référence déterminée, -un comparateur permettant de comparer la valeur ainsi calculée à une table de valeurs de référence. Avantageusement, le dispositif utilise en tant qu'éléments pour envoyer séquentiellement des éclairs de longueurs d'onde déterminées des diodes électroluminescentes. L'invention et sa mise en oeuvre apparaîtront plus clairement à l'aide de la description qui va suivre faite en référence aux dessins annexés dans lesquels: la figure 1, explique le principe de la réflexion optique de la lumière par la peau. la figure 2 montre trois courbes de LIR enregistrés pour trois sujets, ces courbes ayant subi un traitement mathématique pour les mettre au même niveau pour un seuil de longueur d'onde déterminé; la figure 3 montre de façon schématique le principe d'un appareil conçu selon l'invention; les figures 4, 5 et 6 montrent le principe d'utilisation pratique de l'appareil; En se reportant tout d'abord à la figure 1, on va rappeler le principe de la propagation de la lumière et de sa réflexion sur la peau. Ce principe est notamment explicité dans la publication de Dawson, Barker et autres: " une étude théorique et expérimentale de l'absorption et de la diffusion de la lumière par la peau in vivo " (Phys. Med. Biol. 1980, vol. 25, no 4, pages 695 -- 709). En considérant dans l'ordre que la couche 1 est la couche cornée, que la couche 2 correspond à l'épiderme, que la couche 3 correspond au derme et que la couche 4 correspond à l'hypoderme, si l'on appelle respectivement R1, R2, R3 et R4 le facteur de réflexion des couches successives et TI, T2, T3 et T4 le facteur de transmission des mêmes couches, la lumière réfléchie globalement est de la forme: I = IoR1 +10T12R2 +10T12T22R3 + IoT12T22T32R4 Si la peau n'est pas trop sèche, les facteurs de réflexion R1, R2 et R3 sont nettement inférieurs à R4; alors la réflexion globale se réduit à: R = (1/lo) # T12T22T32R4.. En prenant le Logarithme Népérien (LN) de l'inverse de la réflexion, qu'on appelle le LIR, on obtient: LIR = - LN (Ti2) - LN.(T22) - LN (T32) - LN (R4) Ce LIR, représenté pour toutes les longueurs d'onde, permet de mettre en évidence les caractéristiques de la peau. On peut ainsi tracer des courbes et en déduire les qualités de la peau en analysant les bandes d'absorption concernées qui sont caractéristiques des divers constituants de la peau, et en déduire par exemple la teneur en bilirubine, en hémoglobine, en mélanine, etc.. Comme déjà explicité, la mise en pratique de cette théorie se heurte à de grosses difficultés d'appareillage et de calibrage, les courbes variant considérablement d'un sujet à l'autre, en particulier en fonction de la pigmentation propre du sujet. Conformément à l'invention, on a néanmoins constaté qu'il était possible de s'affranchir des difficultés liées à des réactions très différentes de la peau d'un sujet à un autre en " calant " toutes les courbes au niveau d'un seuil de référence pour une longueur d'onde déterminée précise, dite de référence Xf, ce qui permettait d'effectuer une analyse qualitative et quantitative sans avoir à tracer les courbes, (en évitant donc d'avoir à utiliser un spectrographe), en se contentant de relever quelques points de mesure pour des longueurs d'onde précises significatives, après un calcul simple de mise à seuil. On se reportera maintenant à la figure 2 dans laquelle on a illustré trois courbes donnant en ordonnées l'absorption mesurée en % LIR en fonction de la longueur d'onde de la lumière reçue sur la peau de trois sujets différents. Cependant ces courbes ont été traitées mathématiquement de façon à les normaliser en permettant simultanément de comprendre le fonctionnement de l'appareil et du procédé conformes à l'invention. Pour obtenir les courbes de la figure 2, on opère en quatre étapes successives. Première étape. On procède à une opération de calibrage en effectuant une mesure de la réflexion sur un blanc " standard " (par exemple de la poudre de sulfate de baryum compactée). Dans l'exemple illustré on a supposé que l'on effectuait six mesures successives pour des longueurs d'onde respectives: 520 nm, 460 nm, 660 nm, 545 nm, 575 nm, et 430 nm. Dans la pratique, ces longueurs d'onde précises peuvent être émises par des diodes électroluminescentes DEL de qualité appropriée. L'appareil de mesure a été schématisé à la figure 3. Tel que schématisé, l'appareil I comprend des diodes électroluminescentes DEL qui envoient un faisceau de lumière conique convergent (comme schématisé par les flèches) sur la peau 2 du sujet à examiner. La lumière réfléchie sensiblement perpendiculairement à la peau du sujet est reçue par un détecteur 3 qui analyse l'intensité du rayonnement reçu. L'utilisation d'un faisceau conique est avantageuse à plusieurs titres: elle permet de s'affranchir en grande partie de la réflexion spéculaire et elle permet de déterminer de façon précise une distance optimale de positionnement d de l'appareil 1 par rapport à la peau, en effectuant la mesure de la réflexion lorsque l'intensité lumineuse d'éclairement est sensiblement réduite à un point sur la peau 2. L'angle du cône est avantageusement compris entre 30 et 50 ,par exemple de l'ordre de 45 . Le détecteur de l'appareil de mesure enregistre une intensité du facteur de réflexion: IODi pour la diode Dl, IOD2 pour la diode D2, loD6 pour la diode D6. Deuxième étape. On procède à une opération de mesure de réflexion sur la peau que l'on veut tester. Lors d'une mesure sur la peau de l'enfant "x ", le détecteur de l'appareil de mesure enregistre une intensité du facteur de réflexion: IxDI pour la diode D1, IXD2 pour la diode D2, IxD6 pour la diode D6. Troisième étape. On procède maintenant au traitement mathématique de " normalisation " de façon que, pour une longueur d'onde donnée de référence, en l'occurrence ici celle de la première diode D1 à 520 nm, toutes les courbes passent par le même point de taux d'absorption ou facteur de réflexion mesuré en ordonnées. Le calculateur, qui est avantageusement un microprocesseur, effectue les calculs de normalisation suivants: (IXD1/IOD1) = Rx1 pour la diode D1 (IxD2/10oD2) = Rx2 pour la diode D2 25....... (IxD6IloD6) = Rx6 pour la diode D6 Ensuite, on procède de telle façon que, pour la longueur d'onde de référence significative choisie: Xf, tous les facteurs de réflexion Rxlf soient égaux à une valeur de référence Rf. Rxlf = Rof k = Rof /Rx1f puis l'on multiplie par le facteur k correspondant les différents facteurs de réflexion Rx, pour obtenir les facteurs normalisés Rxf. Rf = k R2 Ro = k R6 Le fait d'amener pour cette longueur d'onde de référence tous les taux de réflexion au même niveau de seuil Rf permet alors une lecture directe du taux recherché, par exemple de bilirubine, par simple lecture du LIR normalisé correspondant. Quatrième étape. À partir des facteurs de réflexion normalisés, le o10 microprocesseur calcule les LIR: LIRx1 = Log (1/Rx1f) = Log (1/Rf) = Constante LIR2 = Log (1/Rxf) LIRx6 = Log (1/Rx6f) Les LIR ainsi établis permettent de comparer avec des courbes spectrales, dans l'exemple illustré, trois courbes correspondant à des facteurs de réflexion différents de trois sujets examinés. On observe également que dans l'exemple des courbes illustrées, les courbes entières ont été en fait obtenues à partir d'un spectrographe analysant de façon continue les longueurs d'onde dans la plage allant de 430 nm à 750 nm, et ce pour avoir une représentation plus exacte du tracé de ces courbes, mais qui en fait ne sont pas nécessaires pour les mesures d'analyse des différents constituants de la peau comme il va être expliqué plus en détail ci- après en référence aux trois exemples donnés de mesure. En revenant à la figure 2, on observe que pour la longueur d'onde de 460 nm on peut relever sur les trois courbes respectivement C1, C2, C3 des taux d'absorption respectifs d'environ 0,75, 0,55 et 0,5 mesurés en % LIR normalisé. La simple mesure de ce taux d'absorption permet de façon surprenante, comme on a pu le constater, de déduire que pour le sujet de la courbe C2 le taux de bilirubine est normal, tandis que pour le sujet de la courbe Cl, le taux de bilirubine est élevé, alors que pour le sujet de la courbe C3, le taux de bilirubine est trop faible. Ces données (ces pourcentages de LIR) peuvent être simplement enregistrées dans une table de valeurs de référence préalablement expérimentées et connues. De la même façon, il est possible d'apprécier la teneur en hémoglobine par le niveau des taux de réflexion pour la lumière émise par les diodes D4 à 545 nm et D5 à 575 nm. Des mesures du taux de réflexion dans la région d'émission de la diode D6 vers 430 nm permettraient d'affiner les résultats. La pigmentation de la peau pourra s'apprécier par le niveau des taux de réflexion en regard de la lumière émise par la diode D3 vers 660 nm (dans une plage comprise entre 620 et 720 nm). Le fait qu'avec le procédé de l'invention il n'est pas nécessaire de tracer les courbes entières mais que l'on peut se contenter de mesures limitées pour des longueurs d'onde précises bien définies s'explique par le fait que l'on s'affranchit des fluctuations passagères et des couleurs ou pigmentations propres des diverses peaux par le processus de " normalisation " précédemment expliqué. Ainsi, si l'on veut mesurer le taux de bilirubine de la peau claire d'un bébé calme, le taux de bilirubine est apprécié directement à partir du LIR 2 mesuré avec la diode D2, en effectuant l'opération LlRa2 - LlRx1. Si l'on mesure le taux de bilirubine sur une peau mate ou colorée (ethnie non européenne) et/ou d'un bébé agité (afflux de sang au niveau de la peau), les indications de LIRx2 sont corrigées automatiquement de la même façon du fait de l'opération de soustraction LIRx2 - LIRx,, et du fait que la valeur LIRx1 a été normalisée par l'opération précédemment décrite (même seuil Rf de réflexion normalisé pour la diode D1). En se reportant aux figures 4 à 6, on a indiqué comment du fait de l'utilisation d'un faisceau conique d'éclairement, il était immédiatement possible, comme illustré la figure 5, de déterminer la bonne distance de mesure d entre l'appareil et la peau du sujet. Lorsque l'appareil est trop près, comme illustré la figure 4, il ne se forme pas au niveau de la peau une tache ponctuelle comme à la figure 5, et il en va de même si l'appareil est trop loin, comme illustré à la figure 6. L'appareil peut être ainsi conçu que lorsqu'il est dirigé vers la peau, l'éclairement ne se déclenche que lorsque l'appareil est à bonne distance, c'est-à-dire lorsque le faisceau lumineux converge pratiquement ponctuellement sur la peau. De façon préférentielle, si l'on utilise cinq ou six diodes électroluminescentes DEL émettant des longueurs d'onde appropriées, telles que définies précédemment, on prévoira avantageusement que les diodes sont successivement alimentées de façon que le détecteur puisse successivement effectuer les mesures des taux de réflexion nécessaires à l'analyse des résultats. Préalablement l'appareil aura été calibré sur un blanc standard comme indiqué précédemment, et qui permettra de calculer le coefficient k explicité ci-dessus. Bien que l'invention ait été décrite plus précisément en relation avec l'analyse du taux de bilirubine contenu dans la peau, ou d'autres constituants de la peau tels que la pigmentation, I'hémoglobine, etc., le principe de l'invention peut être étendu à l'analyse de tout tissu, à partir du moment o l'on déterminera quelle est ou quelles sont les longueurs d'onde précises pour laquelle ou lesquelles il faut relever le taux de réflexion pour avoir une mesure significative, et quelle est la longueur d'onde sur laquelle on calera toutes les courbes pour obtenir la normalisation desdites courbes. REVENDICATIONS 1. Procédé de mesure du taux d'un constituant d'un tissu, en particulier du taux de bilirubine dans la peau, caractérisé en ce qu'on effectue la mesure d'une première réflexion de la lumière d'une première longueur d'onde donnée représentative de la mesure à effectuer et au moins la mesure d'une seconde mesure de réflexion de la lumière d'une seconde autre longueur d'onde déterminée servant de référence pour laquelle on détermine une valeur unitaire de réflexion de référence en calculant le rapport k de la réflexion mesurée sur le tissu pour cette seconde longueur d'onde et de la réflexion mesurée sur un étalon standard pour la même deuxième longueur d'onde, et en ce qu'on déduit le taux du constituant recherché par la mesure de la réflexion de la première longueur d'onde donnée en fonction d'une table de valeurs prédéterminées connues pour cette même première longueur d'onde, après avoir corrigé par le facteur k précédemment mesuré ladite mesure de réflexion de façon à obtenir la valeur à comparer dans la table. 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que s'agissant de mesurer la bilirubine contenue dans la peau, on choisit comme longueur d'onde: X = 460 nm. 3. Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce qu'on choisit comme seconde longueur d'onde: Xf =520 nm. 4. Dispositif pour la mesure du taux d'un constituant d'un tissu, en particulier du taux de bilirubine dans la peau, en particulier pour la mise en oeuvre du procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comprend: -- une tête de lecture susceptible d'envoyer successivement plusieurs éclairs de longueurs d'onde diverses définies en direction du tissu à examiner et de recevoir et mesurer en retour la lumière réfléchie, -- un calculateur, tel un microprocesseur, susceptible de calculer pour chaque longueur d'onde la quantité de lumière réfléchie et la ramener à une valeur calculée proportionnellement à une valeur de référence identique pour une longueur d'onde de référence déterminée, -- un comparateur permettant de comparer la valeur ainsi calculée à une table de valeurs de référence. 5. Dispositif selon la revendication 4, caractérisé en ce qu'il comprend en tant qu'éléments pour envoyer séquentiellement des éclairs de longueurs d'onde déterminée des diodes électroluminescentes. 6. Dispositif selon la revendication 4 ou la revendication 5, caractérisé en ce qu'il envoie la lumière sensiblement ponctuellement sur le tissu à mesurer selon un faisceau conique convergent, avantageusement sous un angle de 30 degrés à 60 degrés et par exemple sensiblement égal à degrés. 7. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 4 à 6, caractérisé en ce qu'il utilise en tant que longueur d'onde de la lumière pour mesurer le point de référence une longueur d'onde voisine de 520 nm. 8. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 4 à 7, caractérisé en ce qu'il utilise en tant que longueur d'onde de la lumière pour mesurer le taux de bilirubine une longueur d'onde voisine de 460 nm. 9. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 4 à 8, caractérisé en ce qu'il utilise en tant que longueur d'onde de la lumière pour mesurer la pigmentation de la peau une longueur d'onde comprise entre 620 et 720 nm. 10. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 4 à 9, caractérisé en ce qu'il utilise en tant que longueur d'onde de la lumière pour mesurer l'hémoglobine deux longueurs d'onde proches de 545 et 575 nm, ou une longueur d'onde comprise entre 530 et 580 nm et une longueur d'onde voisine de 430 nm.