FR 3046846 A1 20170721 FR 1600080 A 20160115 1 DISPOSITIF PHOTOACOUSTIQUE D'ANALYSE DES ERYTHROCYTES IN VIVO DOMAINE TECHNIQUE DE L'INVENTION La présente invention concerne le domaine technique de l'analyse biomédicale. Plus particulièrement la présente invention concerne un dispositif de traitement d'ondes photoacoustiques permettant de déterminer les caractéristiques physiques et chimiques d'érythrocytes in vivo. PRESENTATION DE L'ART ANTERIEUR L'hémogramme sanguin est un des examens biologiques les plus couramment prescrits par les médecins et les vétérinaires. Cet examen consiste en une analyse quantitative et qualitative des différents éléments cellulaires du sang : érythrocytes, leucocytes et thrombocytes. L'analyse quantitative des éléments cellulaires sanguins peut être divisée en trois sections. La première est la numération sanguine. Elle renseigne sur certaines caractéristiques physiques et chimiques des érythrocytes. La deuxième est la formule sanguine. Elle renseigne sur les pourcentages et la numération des lignées de leucocytes. La troisième et dernière section est la numération des thrombocytes. Elle renseigne sur leur concentration sanguine. L'analyse qualitative des éléments cellulaires sanguins consiste en un frottis sanguin permettant de dépister des anomalies de forme des cellules sanguines ou de découvrir des parasites sanguins tels que les plasmodiums. Plus particulièrement, la numération sanguine renseigne sur la concentration sanguine en hémoglobine, la concentration sanguine en érythrocytes, l'hématocrite, le volume globulaire moyen (ou VGM), la concentration corpusculaire moyenne en hémoglobine (ou CCMH) et la teneur corpusculaire moyenne en hémoglobine (ou TCMH). Elle peut éventuellement être accompagnée de l'indice de distribution des globules rouges et de la concentration sanguine en réticulocytes. L'hémogramme sanguin donne lieu à un prélèvement du sang du patient, humain ou animal, par voie parentérale au moins d'une aiguille, d'une seringue et d'un tube. L'échantillon sanguin subit des tests in vitro automatisés suivis d'une centrifugation. Ces tests déterminent le nombre d'érythrocytes, de leucocytes, la concentration en hémoglobine du sang et l'hématocrite. Le VGM, la CCMH et la TCMH ne sont que déduites de ces valeurs initialement déterminées. 3046846 2 L'ensemble de ces données sont ensuite transmises au médecin ou au vétérinaire afin de les utiliser à des fins de diagnostic. Ces diverses étapes nécessitent un matériel adapté, du personnel formé ainsi qu'un certain temps pour leur accomplissement. Aux urgences, la durée moyenne de prise en charge d'un patient auquel un examen biologique est prescrit est de 168 minutes, soit 2 heures 48 5 minutes (Layla Ricroch, Albert Vuagnat, 2015, « Urgences : sept patients sur dix attendent moins d'une Viète-é avant lé début déS ÉtudéS et Résultats, n°929, Drees, 13 Août 2015). De plus, le caractèl'è invasif de la prise de sang présente des risques d'infection et peut causer une situation d'inconfort, voire d'angoisse au patient. Des moyens plus rapides d'analyse in vitro des érythrocytes ont été mis au point. La technique 10 de l'impédance électrique permet d'effectuer des mesures quantitatives in vitro des propriétés électriques des cellules et d'en déduire des propriétés biologiques. Le light-scattering permet d'obtenir des informations sur les cellules en étudiant l'interaction optique entre les cellules et un rayon lumineux de référence. Enfin, l'étude de la dilution avec marqueur consiste en un marquage des érythrocytes avec de la biotine, suivi d'une dilution pour déterminer le volume des érythrocytes (Donald M. Mock, Nell L 15 Matthews, Shan Zhu, Leon F. Burmeister, M. Bridget Zimmerman, Ronald G. Strauss, Robert L. Schmidt, Demet Nalbant, Gretchen A. Cress, John A. Widness, 2011, « Red blood cell (RBC) volume can be independently determined in vivo in humons using RBCs labeled at different densities of biotin », Transfusion, Volume 51, Janvier 2011). Ces méthodes ne permettent cependant pas de déterminer la forme ou la taille des 20 érythrocytes. Elles ne permettent pas non plus de réaliser une analyse in vivo. Par ailleurs, l'effet photoacoustique consiste en la génération d'une onde mécanique dans un objet illuminé par une radiation électromagnétique. La méthode de l'analyse photoacoustique est connue et utilisée de façon industrielle. Son application majeure est l'imagerie in vivo de couches relativement superficielles du corps humain ou 25 animal. La tomographie photoacoustique permet en effet d'obtenir des images de tissus avec des résolutions variant de 0,1 à 100 gm pour des profondeurs de tissu variant de 0,1 mm à 1 cm (Lihong V. Wang, Song Hu, 2012, « Photoacoustic Tomography: In Vivo Imaging from Organelles to Organs », Science, Volume 335, Mars 2012). L'imagerie photoacoustique peut être considérée comme une amélioration de l'imagerie échographique. Elle permet en effet une sélectivité chimique : en excitant les tissus avec différentes longueurs d'ondes, il est possible de discriminer certains types de molécules. Il est notamment connu que l'hémoglobine humaine ou animale est particulièrement réactive lorsqu'elle est soumise à une 3046846 3 radiation électromagnétique. Cette propriété permet de distinguer les vaisseaux sanguins à l'occasion d'une tomographie photoacoustique, par exemple afin de localiser une tumeur (Lihong V. Wang, Song Hu, 2012, « Photoacoustic Tomography: In Vivo Imaging from Organelles to Organs », Science, Volume 335, Mars 2012). 5 L'analyse photoacoustique d'un érythrocyte apporte diverses informations quant à sa morphologie. Il est notamment possible d'en déterminer le volume, la forme, la morphologie et la concentration en hémoglobine lorsque l'érythrocyte est soumis à une onde électromagnétique d'une longueur d'onde de 532 nm (Eric M. Strohm, Elizabeth S. L Berndl, Michael C. Kolios, 2013, « Probing Red Blood Cell Morphology Using High-Frequency Photaacôüstles », Biôphysical JOurnal, Yi:Au-Me 105, 10 Juillet 2013). Le but de la présente invention est de permettre au praticien, médecin ou vétérinaire, de réaliser une numération sanguine dans un délai de quelques secondes et sans prélèvement de sang par voie parentérale, donc directement in vivo. La présente invention permet ainsi de déterminer la concentration sanguine en érythrocytes, le taux d'hémoglobine, l'hématocrite, le VGM, la CCMH et la 15 TCMH au moyen d'une analyse d'une onde photo-acoustique émise par les érythrocytes. PRESENTATION DE L'INVENTION A cet effet, on propose un procédé et un dispositif photo-acoustique permettant la caractérisation des érythrocytes in vivo comprenant : 20 une unité d'émission constituée d'un émetteur laser d'une longueur d'onde de 532 nm ayant pour fonction d'exciter les érythrocytes ainsi que d'un driver laser, une unité de réception constituée d'une cavité destinée à être appliquée sur la peau dotée d'un matériel optique permettant l'augmentation du diamètre du spot laser, d'un ou plusieurs transducteurs piézoélectriques, d'un amplificateur et d'une seconde cavité dotée d'un 25 microphone, des moyens optiques pour guider le rayonnement d'excitation jusqu'à la cavité de mesure, un amplificateur acoustique et une unité de détermination qui détermine la concentration sanguine en hémoglobine, la concentration sanguine en érythrocytes, le taux d'hémoglobine, l'hématocrite, le VGM, la CCMH 30 et la TCMH sur la base des résultats de détection obtenus par l'unité de réception. 3046846 4 Cette description est purement illustrative et non limitative. Elle doit être lue en regard des dessins annexés sur lesquels : la figure 1 est une représentation schématique d'un dispositif conforme à l'invention la figure 2 est une vue de dessus de la cellule de réception du dispositif de la figure 1 5 la figure 3 est une vue en coupe longitudinale de la cellule de la figure 2 dans le cas où le présent dispositif comprendrait deux transducteurs piézoélectriques 9. Selon un mode de fonctionnement préférentiel, l'unité de détermination réalise une analyse par transformée de Fourier sur le signal photoacoustique relevé par les transducteurs piézoélectriques. Le dispositif photoacoustique représenté sur la figure 1 comprend une unité d'émission 1, une 10 unité de réception 2 et une unité de détermination 3. L'unité d'émission 1 est par exemple un laser à argon qui délivre des impulsions de 330 ps avec une énergie de 3 se La longueur d'onde du spectre d'émission est de 532 nm. Le faisceau émis est constitué de plusieurs groupes d'impulsions. Chaque impulsion d'un même groupe est séparée des autres par une durée de 330 ps. 15 L'unité d'émission 1 est dotée d'un driver laser destiné à la contrôler. En variante, la source 1 peut également être un laser au krypton émettant à une longueur d'onde de 532 nm. Les impulsions d'excitation de la lumière sont envoyées sur l'unité de réception 2 au moyen de fibres optiques 4. Celles-ci sont constituées d'une unique branche, transmettant ainsi un unique 20 faisceau à l'unité de réception 2. L'unité de réception 2 contient deux cavités de mesure référencées par 5 et 6. Ces deux cavités sont de géométrie et de dimension identiques. Les cavités 5 et 6 sont ouvertes et débouchent toutes deux sur la tranche 2a de l'unité de réception 2 qui est destinée à être mise en contact avec la peau. Elles ont toutes deux une forme 25 circulaire. La cavité 5 est la cavité de mesure. Le faisceau lumineux de l'unité d'émission 1 est envoyé à travers cette cavité 5, en son centre, sur la portion de peau qui ferme cette cavité 5 lorsque l'unité de réception 2 est en place sur la peau. La cavité 5 est dotée d'un matériel optique concave 10 permettant d'agrandir le spot laser afin de lui faire atteindre un diamètre de 2 à 5 mm. La cavité 5 doit être située 3046846 5 sur le tracé de la veine radiale superficielle ou de la veine cubitale superficielle. Ces deux veines ont en effet une profondeur sous la peau équivalente, de l'ordre de 5 mm. L'utilisation d'une veine présente l'avantage de réaliser les mesures sur un vaisseau sanguin ayant un débit sanguin et une pression sanguine constants. Une artère présente un débit et une pression sanguine variables corrélés à l'activité 5 cardiaque. La cavité 6 est la cavité servant à relever les bruits électroniques et acoustiques, notamment les bruits de pulsations cardiaques. La portion de peau au regard de cette cavité 6 n'est pas excitée. La proximité entre les cavités 5 et 6 permet de considérer qu'il existe une égalité de pression et de température entre ces deux cavités. 10 Les variations acoustiques dans les cavités 5 et 6 sont relevées par deux microphones 7. Le signal électrique de sortie correspond au signal acoustique de l'échantillon de peau qui ferme la cavité 5 duquel est directement soustrait le bruit acoustique de l'échantillon de peau qui ferme la cavité 6. Un transducteur piézoélectrique 8 est disposé sur la tranche de contact 2a de l'unité de réception 2 à égale distance des cavités 5 et 6. Ce transducteur piézoélectrique 8 est relié à l'unité de 15 détermination 3. Il permet à l'unité de détermination 3 et à l'opérateur de contrôler la pression avec laquelle l'unité de réception 2 est appliquée sur la peau. Il est en effet important que la pression d'application soit constante au cours d'une même mesure et d'une mesure à l'autre. Une augmentation de la pression d'application de l'unité de réception 2 sur la peau aurait pour effet d'augmenter la pression au sein des cavités 5 et 6 en formant des 20 ménisques avec la peau formant ces cavités. Une augmentation de la pression d'application de l'unité de réception 2 sur la peau aurait également pour effet de réduire le volume de ces cavités 5 et 6. Or, le volume des cavités 5 et 6 constituent des paramètres importants dans l'interprétation des signaux photoacoustiques. Un ou plusieurs transducteurs piézoélectriques 9 sont disposés sur la tranche de contact 2a de 25 l'unité de réception 2. En cas d'unicité du transducteur piézoélectrique 9, il est orienté vers le centre de la tranche de contact 2a. En cas de pluralité de transducteurs piézoélectriques 9, ils sont tous orientés vers le centre de la tranche de contact 2a et situés sur un même rayon de la cavité 5. En cas d'unicité du transducteur piézoélectrique 9, il est relié à l'unité de détermination 3. En cas de pluralité de transducteurs piézoélectriques 9, ils sont tous reliés à l'unité de détermination 3. Le transducteur 30 piézoélectrique ou le transducteur piézoélectrique 8 permet à l'unité de détermination 3 de mesurer la fréquence et l'intensité du signal photoacoustique capté dans la cavité 5 lors de la stimulation par l'unité d'émission 1. 3046846 6 L'unité de réception 2 est maintenue en place sur la peau par une bande de serrage (non représentée) à laquelle est mécaniquement reliée. Cette bande de serrage présente des attaches ajustables, telles que des attaches à fibres textiles à boucles et crochets du type commercialisé en France sous la dénomination commerciale Velcro. L'opérateur ajuste cette bande de serrage afin que la 5 pression de contact entre l'unité d'émission 2 et la peau relevée par les capteurs piézoélectriques 8 et affichée par l'unité de détermination 3 corresponde à une mesure de pression prédéterminée. Ceci permet la reproductibilité des mesures. On notera que l'augmentation de pression P0 résultant de la stimulation photoacoustique des érythrocytes est donnée par la formule suivante : 10 Po= .AT/K Où: Po : augmentation de pression résultant de la stimulation photoacoustique : coefficient de dilatation thermique isobare du système, qui décrit le changement de volume à pression constante en fonction de la température 15 El" : augmentation de la température causée par le laser K : compressibilité isotherme À titre d'information, une élévation de température de 0,001°C conduit à une augmentation de pression de 800 Pa. Ce niveau d'émission est détectable par un transducteur ultrason classique de photo-microscopie (source : Lihong V. Wang, Song Hu, 2012, « Photoacoustic Tomography: In Vivo 20 Imaging from Organelles to Organs », Science, Volume 335, Mars 2012). La structure mécanique de l'unité de réception 2 va maintenant être décrite. L'unité de réception 2 est constituée de deux parties notées R1 et R2. La partie R1 est constituée de la tête de contact de l'unité de réception 2. Elle présente une partie avant Rla de forme parallélépipédique, sur laquelle sont ménagées les cavités 5 et 6, et une 25 partie R1b de forme parallélépipédique et de plus grande dimension. Les deux parties Ria et R1b sont d'une pièce. Les parties Ria et Rib présentent le logement pour recevoir le capteur piézoélectrique 8, les microphones 7, le matériel optique concave 10 ainsi que pour recevoir les liaisons électriques correspondantes et les fibres optiques 4 qui guident le faisceau d'excitation jusqu'à la cavité 5 de 30 mesure. 3046846 7 La pièce R1 est fermée par la pièce R2, qui est une pièce sur laquelle sont ménagés des orifices pour recevoir les liaisons électriques reliant les différents capteurs de l'unité de réception 2 à l'unité de détermination 3 et pour le passage des fibres optiques 4 qui guident le faisceau d'excitation jusqu'à la cavité 5 de mesure. 5 Les pièces R1 et R2 sont réalisées en matières plastiques opaques. Le type importe peu, tant que celui-ci résisté efficacité à la désinfection et au traitement détergent auxquels sont soumis les dispositifs médicaux en contact avec la peau des patients. Le montage de l'unité de réception 2 se réalise en positionnant les différents capteurs, les liaisons électriques et les fibres optiques dans leurs logements respectifs sur les pièces R1 et R2, en 10 ajustant les positions respectives des pièces El et E2, puis en les assemblant par clipsage. Les parties Rlb et R2 comprennent à cet effet des reliefs sur leurs parois latérales. La structure ici qui vient d'être décrite permet d'intervenir facilement à l'intérieur de l'unité de réception 2. Les cavités 5 et 6 présentent une forme hémisphérique de 10 mm de diamètre. 15 L'unité de détermination est constituée d'un PC doté d'interfaces numériques minimales afin de ne pas perturber le signal photoacoustique. Un amplificateur acoustique 11 amplifie le signal électrique reçu du ou des transducteurs piézoélectriques 9. Il permet un gain de 40 dB / min. Sa fréquence est comprise entre 0,1 et 1 GHz. Les impulsions photoacoustiques de réponse de la cavité de mesure 5 sont mémorisés sur le 20 disque dur de l'unité de détermination 3. Les traitements mis en oeuvre par l'unité de détermination 3 sont des calculs numériques classiques de transformées de Fourier, des intégrations dans le temps, des divisions, multiplications et soustractions de courbes. Le système de détection différentiel permet de soustraire directement le signal de bruit relevé par la cavité 6 au signal photoacoustique relevé par la cavité 5. 25 La période d'échantillonnage est de 1 seconde. 10 groupes de 10 impulsions sont émis. Chaque impulsion d'un même groupe est séparée des autres par une durée de 330 ps. Chaque groupe d'impulsion est séparé des autres groupes par une durée de 0,11 seconde. Dans un premier temps, un groupe de 10 impulsions est envoyé par l'unité d'émission 1. L'opérateur, au moyen du driver laser, doit limiter la puissance de l'onde d'émission à 4 kW. La 30 profondeur de pénétration de l'onde d'excitation entrainera alors une réponse photoacoustique des 3046846 8 érythrocytes localisés dans les vaisseaux capillaires du derme. Ces vaisseaux ont un débit constant et suivent un trajet symétrique à celui de l'épiderme. Les vaisseaux capillaires situés en superficie de la veine radiale superficielle ou de la veine cubitale superficielle ont un diamètre compris entre 7 et 9 gm. Les érythrocytes y circulent donc un à un selon une orientation variable. La durée du groupe 5 d'impulsion, de l'ordre de quelques ps, permet de considérer que les érythrocytes sont immobiles au cours de là nieSufe. Dans un second temps, l'unité de réception 2 reçoit les signaux photoacoustiques émis par les érythrocytes ainsi stimulés. Dans un troisième temps, l'unité de détermination 3 mémorise l'intensité et la fréquence des 10 signaux photoacoustiques reçus. Elle leur soustrait les bruits captés par les deux microphones 7. L'unité de détermination 3 détermine l'amplitude spectrale des signaux photoacoustiques reçus en réalisant une transformation de Fourier. Cette amplitude spectrale est étudiée sur une bande du spectre du signal acoustique comprise entre 100 et 800 MHz. Par comparaison de l'amplitude spectrale enregistrée avec une courbe tracée grâce à un 15 échantillonnage, prédéfinie et placée en mémoire, l'unité de détermination 3 détermine l'orientation des érythrocytes stimulés, le VGM, la TCMH ainsi qu'une éventuelle altération de la surface des érythrocytes. Ce résultat est placé en mémoire. Dans un quatrième temps, un unique groupe de 10 impulsions est envoyé par l'unité d'émission 1. 20 Dans un cinquième temps, l'unité de réception 2 reçoit les signaux photoacoustiques émis par les érythrocytes ainsi stimulés. Dans un sixième temps, l'unité de détermination 3 mémorise l'intensité et la fréquence des signaux photoacoustiques reçus. Les quatrième, cinquième et sixième étapes sont répétées 9 fois afin de former les 9 groupes de 25 10 impulsions. Dans un septième temps, l'unité de détermination 3 détermine l'intensité moyenne et la fréquence moyenne des signaux photoacoustiques reçus. Elle leur soustrait les bruits captés par les deux microphones 7. 3046846 9 Dans un huitième temps, l'unité de détermination 3 détermine l'amplitude spectrale des signaux photoacoustiques reçus en réalisant une transformation de Fourier. Cette amplitude spectrale est étudiée sur une bande du spectre du signal acoustique comprise entre 100 et 800 MHz. Dans un neuvième temps, l'unité de détermination 3 associe la valeur moyenne des amplitudes 5 spectrales précédemment déterminées à une courbe tracée grâce à un échantillonnage, prédéfinie et enregistrée sur le disque dur afin de déterminer la concentration sanguine en érythrocytes. Dans un dixième temps, l'unité de détermination 3 détermine les valeurs de l'hématocrite, du taux d'hémoglobine et de la CCMH. La valeur du taux d'hémoglobine est donnée par la formule suivante : 10 Hb = TCMH x 1018 x Cs, Où: Hb : Taux d'hémoglobine (en g / 1000 mL) - TCMH : Teneur corpusculaire moyenne en hémoglobine (en pg) - Cs, : concentration sanguine en érythrocytes (en millions / mm3) 15 La valeur de l'hématocrite est donnée par la formule suivante : Ht -VGMx106x Csex V x1014 X 100 V Où: Ht : hématocrite (en %) VGM : Volume globulaire moyen (en fL) 20 Cs, : Concentration sanguine en érythrocytes (en millions / mm3) V : Volume de sang étudié (en mm3) La valeur de la CCMH est donnée par la formule suivante : CCMH - Hb x10-1 Ht 25 Où : - CCMH : Concentration corpusculaire moyenne en hémoglobine (en g / dL) 3046846 10 - Hb : Taux d'hémoglobine (en g / 1000 mL) - Ht : Hématocrite (en %) Le dispositif selon l'invention permet donc de déterminer les différentes valeurs mesurées et calculées dans le cadre d'un hémogramme sanguin. La durée de l'examen (une seconde), l'obtention 5 rapide d'un résultat et le caractère non invasif présentent des avantages immédiats en clinique. Ce dispositif permet également de diagnostiquer les pathologies affectant la forme des érythrocytes. En effet, ceux-ci émettent des signaux photoacoustiques d'amplitudes spectrales différentes selon leur forme. On notera que la couleur de la peau n'a pas d'impact significatif sur l'absorption de l'onde d'excitation émise par l'unité d'émission 1. En effet, les absorbants principaux dans les tissus biologiques 10 sont l'oxyhémoglobine, la désoxyhémoglobine, la mélanine, l'eau et les lipides. La profondeur pénétration de l'onde laser au sein du tissu biologique, limitée par l'absorption, dépend de sa longueur d'onde. Pour les longueurs d'onde inférieures à 600 nm, l'hémoglobine est de loin l'élément chimique le plus absorbant (source : R. Weissleder, 2001, «A clearer vision for in vivo imaging », Nature Biotechnology, 19, 316-317). La teneur en mélanine de la peau est donc sans impact significatif du fait 15 de la longueur d'onde utilisée (532 nm) et de la faible profondeur des vaisseaux étudiés (5 mm au maximum). Par ailleurs, la diffusion sonore dans les tissus gras et aqueux est excellente. La présence d'une couche adipeuse plus ou moins importante entre de la veine et l'épiderme n'a donc pas d'incidence sensible sur le signal photoacoustique reçu. 20 25 30 REVENDICATIONS1. Dispositif photoacoustique permettant une analyse des érythrocytes in vivo, caractérisé en ce qu'il comprend une unité d'émission (1) qui émet un rayonnement d'excitation, une unité de réception (2) destinée à être appliquée sur la peau et qui présente une cavité de mesure (5) ouverte sur la face (2a) de l'unité de réception (2) qui est destinée à être en contact avec la peau, des moyens optiques (4) pour guider le rayonnement d'excitation jusqu'à la cavité de mesure, un microphone (7) relevant les vibrations acoustiques dans cette cavité de mesure, un ou plusieurs transducteurs piézoélectriques (9) pour relever les vibrations acoustiques dans cette cavité de mesure, une unité de détermination (3) à laquelle ce ou ces transducteurs sont reliés et qui analyse lesdites vibrations photoacoustiques par transformée de Fourier et comparaison avec des courbes obtenues par échantillonnage. 2. Dispositif photoacoustique permettant une analyse des érythrocytes in vivo selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'unité de réception (2) comporte une deuxième cavité (6) identique à la cavité de mesure (5) et ouverte sur la face de contact (2a) de ladite unité, cette deuxième cavité (6) étant située à proximité de la cavité de mesure (5), un microphone (7) relevant les vibrations acoustiques dans cette deuxième cavité, ces dernières vibrations correspondant aux bruits propres de la peau et de la circulation sanguine, des moyens permettant d'obtenir un signal photoacoustique qui correspond aux vibrations acoustiques dans la cavité de mesure (5) auxquelles sont soustraites les vibrations acoustiques dans la deuxième cavité (6) 3. Dispositif photoacoustique permettant une analyse des érythrocytes in vivo selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comporte un capteur de pression (8) disposé sur la tranche de contact (2a) de l'unité de réception (2) à égale distance de la cavité de mesure (5) et de la deuxième cavité (6), ce capteur de pression étant relié à l'unité de détermination (3). 4. Dispositif photoacoustique permettant une analyse des érythrocytes in vivo selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que la cavité de mesure (5) est de forme hémisphérique. 5. Dispositif photoacoustique permettant une analyse des érythrocytes in vivo selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que la deuxième cavité (6) est de forme hémisphérique. 6. Utilisation d'un dispositif photoacoustique permettant une analyse des érythrocytes in vivo selon l'une des revendications précédentes pour l'analyse in vivo de la concentration sanguine en 3046846 12 érythrocytes, du taux d'hémoglobine, de l'hématocrite, de la CCMH, de la TCMH et du VGM chez un patient. 7. Utilisation d'un dispositif photoacoustique permettant une analyse des érythrocytes in vivo selon la revendication 6, caractérisée en ce que le patient est un être humain ou animal.