FR 2839637 A1 20031121 FR 0206132 A 20020517 PROCEDE ET DISPOSITIF OPTOELECTRONIQUE DE TOMOBIOPSIE OPTIQUE IN VIVO DESCRIPTION L'invention concerne un procédé et un dispositif optoélectronique de tomobiopsie optique in vivo par adressage séquentiel sur objectif chromatique, destiné à l'acquisition, la reconstruction colonne par colonne, la visualisation et l'enregistrement d'images instantanées de la peau et de ses microstructures, tant cellulaires que non cellulaires, au niveau de l'épiderme, du derme et de l'hypoderme, ainsi que les annexes cutanées, les phanères, les demi-muqueuses et les muqueuses accessibles à l'examen de façon non invasive. Dans la pratique clinique, il est souvent nécessaire d'observer, en un instantané et de façon non invasive, les microstructures présentes dans les premières centaines de microns de tégument, c'est-à-dire le stratum cornéum, l'épiderme, les papilles dermiques et le derme superficiel, et plus généralement d'examiner, en une série d'instantanés correspondant à une succession de plans de coupe, un élément de volume du tégument afin d'en caractériser la structure interne et/ou la composition. En effet, l'imagerie cutanée in vivo revêt un attrait majeur puisqu'elle permet d'affiner certains diagnostics, de préciser les limites de certains processus pathologiques et enfin de contribuer à la progression des connaissances en physiologie de la peau. La tomobiopsie optique cutanée in vivo constitue un progrès par rapport à l'existant dans les domaines de la recherche fondamentale, de la recherche pharmaceutique et de la recherche cosmétologique. Elle constitue également un progrès en pratique clinique dans : .. le diagnostic dermatologique, en tant qu'alternative à la biopsie cutanée et/ou complément à celle-ci, et pour le suivi de l'évolution des processus pathologiques ; .. la prévention et le dépistage des cancers cutanés et l'appréciation du potentiel évolutif des lésions précancéreuses. Les principales exigences d'une telle observation sont : - qu'elle soit non invasive en ce sens qu'elle ne modifie en rien, ni temporairement, ni définitivement, le milieu examiné ; - qu'elle soit non destructive ; - que la qualité des images acquises et l'exactitude des mesures soient compatibles avec les exigences de l'application considérée ; - qu'elle ne nécessite aucune préparation particulière ; - qu'elle soit réalisée en temps réel. L'analyse de l'état de l'art en matière d'observation des microstructures cutanées met en évidence l'existence de cinq procédés basés sur des principes physiques différents, à savoir : - la microscopie optique "conventionnelle" d'échantillons issus de biopsies cliniques ; - la microscopie électronique à balayage d'échantillons issus de biopsies cliniques et spécialement traités pour ce type d'examen ; - la microscopie confocale à balayage pour l'observation de plans de coupe perpendiculaires à l'axe optique du système, l'examen d'un volume étant réalisé par acquisitions successives de plans de coupe parallèles entre eux et correspondant à des profondeurs z distinctes ; - l'échographie ultrasonore, seule d'entre elles à permettre l'observation non invasive d'un plan de coupe parallèle à la direction de propagation de l'onde d'excitation ; - la tomobiopsie optique par codage chromatique étendu au cas bidimensionnel utilisant une fente de filtrage et un spectro-imageur telle que décrite dans le brevet FR-2738140. Les quatre premières technologies ne satisfont pas à l'ensemble des exigences énumérées ci-dessus. Les microscopies optique et électronique sont invasives et destructives, la microscopie confocale à balayage ne permet pas l'observation simultanée et instantanée de structures internes situées à des profondeurs distinctes, enfin, l'échographie ultrasonore n'offre pas une résolution et une précision de mesure qui soient compatibles avec les besoins de nombreuses applications. La cinquième satisfait à l'ensemble des exigences énumérées ci-dessus. Il s'agit bien d'une méthode non invasive et non destructive, ne nécessitant aucune préparation particulière de l'objet, et qui permet d'acquérir en un instantané et de visualiser en temps réel l'image d'une coupe perpendiculaire au tégument avec une résolution microscopique. Malheureusement, les essais effectués sur ce type de technique ont mis en évidence les limitations du filtrage par une fente. En effet, l'utilisation d'une fente de filtrage ne permet pas de supprimer le phénomène de "diaphonie" entre les divers canaux de l'image. En outre, le procédé utilisé pour permettre la construction d'une biopsie optique est mal adapté à la prise d'image en milieu biologique. Le procédé et le dispositif pour sa mise en oeuvre, selon l'invention, éliminent l'ensemble des inconvénients sus-mentionnés. Le dispositif en question est du genre comportant : a) une voie d'éclairage adaptée pour illuminer la zone sous examen selon une technique de coupe tomographique bien spécifique et constituée, successivement, d'une source de lumière blanche émettant dans la bande sensible du détecteur, d'une optique de collimation adaptée pour former un faisceau de lumière paralléle, d'un scanner à miroir mobile de balayage angulaire du faisceau lumineux d'éclairage associé à des moyens électroniques de pilotage et de synchronisation permettant de positionner, à la demande et successivement, la coupe tomographique dans la zone de tomobiopsie optique, et d'un objectif apte à focaliser ledit faisceau ; b) une voie d'observation permettant de recueillir, selon le principe du retour inverse de la lumière, le flux rétrodiffusé par les détails (variations d'indices de réfraction) internes de l'objet situés dans la zone de tomobiopsie optique illuminée par la voie d'éclairage, et constituée, successivement, du même objectif ; du même miroir assurant la déflection angulaire en retour de la nappe lumineuse, de la même optique de collimation, d'un dispositif de séparation permettant de dissocier la voie d'observation de la voie d'éclairage, d'un sous-ensemble de dispersion chromatique, du type spectrophotomètre, qui analyse la lumière diffusée par l'objet, et d'une unité d'acquisition et de visualisation, du type détecteur photoélectrique linéaire ou matriciel bidimensionnel, placée dans le plan image dudit spectrophotomètre et délivrant, à l'aide de son électronique de pilotage, une image instantanée de la zone de tomobiopsie selon une fréquence de rafraîchissement bien définie. Le procédé, selon l'invention, se caractérise essentiellement en ce qu'il consiste : a) à extraire, de la zone de tomobiopsie optique, un volume virtuel constitué d'une pluralité de colonnes d'images, orthogonales à la surface du volume d'observation, disposées suivant une trajectoire de forme quelconque ; b) à reconstituer, à partir des colonnes d'images constitutives du volume d'observation virtuel extrait, des surfaces disposées suivant des plans de coupe quelconques à l'intérieur dudit volume ; c) à visualiser et à enregistrer les colonnes d'images constitutives des plans de coupe effectués à l'intérieur du volume d'observation virtuel extrait. Le dispositif, selon l'invention, se caractérise essentiellement en ce que : - l'objectif est du type chromatique corrigé des aberrations géométriques dans le champ et est adapté pour réaliser un codage spatial par dispersion longitudinale de la lumière et pour effectuer, colonne par colonne, une tomobiopsie de la zone d'observation, en association avec un moyen d'adressage séquentiel à balayage rapide ; - la source de lumière blanche est réalisée au moyen d'une fibre optique, notamment du type photonique, pompée par un microlaser à cristaux ioniques doublé en fréquence par un cristal non linéaire placé en cavité interne, dont la longueur est adaptée au type de fibre utilisée afin d'obtenir une lumière blanche ; - le dispositif de séparation est réalisé au moyen d'un coupleur optique, à deux voies, qui reçoit, via une fibre optique, la lumière blanche en provenance de la source ; qui rediffuse, via une fibre optique, ladite lumière vers l'optique de collimation ; qui reçoit et qui rediffuse, via une fibre optique, le retour inverse de la lumière qui provient de la zone de mesure via la même fibre optique. Les caractéristiques et les avantages de l'invention vont apparaître plus clairement à la lecture de la description détaillée qui suit d'au moins un mode de réalisation préféré de celle-ci donné à titre d'exemple non limitatif et représenté aux dessins annexés. Sur ces dessins : - la figure 1 est un schéma de principe du dispositif selon l'invention ; - la figure 2 est un schéma de détail dudit dispositif. - la figure 3 est un schéma représentant la forme du signal obtenu en mode A-scan dans le cas de l'utilisation d'un réflecteur unique ; - la figure 4 est un schéma représentant la forme du signal obtenu en mode A-scan dans le cas d'un échantillon complexe. Le dispositif représenté aux figures est du genre comportant : a) une voie d'éclairage adaptée pour illuminer la zone sous examen selon une technique de coupe tomographique bien spécifique et constituée, successivement, d'une source de lumière blanche (1 ) émettant dans la bande sensible du détecteur, d'une optique de collimation (5) adaptée pour former un faisceau de lumière parallèle, d'un scanner à miroir mobile (6) de balayage angulaire du faisceau lumineux d'éclairage associé à des moyens électroniques de pilotage et de synchronisation permettant de positionner, à la demande et successivement, la coupe tomographique dans la zone d'observation (8), et d'un objectif (7) apte à focaliser ledit faisceau ; b) une voie d'observation permettant de recueillir, selon le principe du retour inverse de la lumière, le flux rétrodiffusé par les détails (variations d'indices de réfraction) internes de l'objet situés dans la zone de tomobiopsie optique illuminée par la voie d'éclairage, et constituée, successivement, du même objectif (7), du même miroir (6) assurant la déflection angulaire en retour de la nappe lumineuse, de la même optique de collimation (5), d'un dispositif de séparation (2) permettant de dissocier la voie d'observation de la voie d'éclairage, d'un sous-ensemble de dispersion chromatique (3), du type spectrophotomètre, qui analyse la lumière diffusée par l'objet, et d'une unité d'acquisition et de visualisation (4), du type détecteur photoélectrique linéaire ou matriciel bidimensionnel, placée dans le plan image du spectrophotomètre (3) et délivrant, à l'aide de son électronique de pilotage, une image instantanée de la zone de tomobiopsie selon une fréquence de rafraîchissement bien définie. Selon les caractéristiques basiques de l'invention : - l'objectif (7) est du type chromatique corrigé des aberrations géométriques dans le champ et est adapté pour réaliser un codage spatial par dispersion longitudinale de la lumière et pour effectuer, colonne par colonne, une tomobiopsie de la zone d'observation (8), en association avec un moyen d'adressage séquentiel à balayage rapide ; - la source de lumière blanche (1) est réalisée au moyen d'une fibre optique (9), notamment du type photonique, pompée par un micro-laser (10), à cristaux ioniques, doublé en fréquence par un cristal non linéaire placé en cavité interne, dont la longueur est adaptée au type de fibre utilisée afin d'obtenir une lumière blanche ; - le dispositif de séparation (2) est réalisé au moyen d'un coupleur optique, à deux voies, qui reçoit, via une fibre optique (11), la lumière blanche en provenance de la source (1) ; qui rediffuse, via une fibre optique (12), ladite lumière vers l'optique de collimation (5) ; qui reçoit et qui rediffuse, via une fibre optique (13), le retour inverse de la lumière qui provient de la zone de mesure (8) via la même fibre optique (12). La fibre optique (13) est reliée au spectrophotomètre (3) par l'intermédiaire d'un coupleur optique (19). Le micro-laser (10) est à lumière verte cohérente. La fibre photonique (9) comporte un coupleur optique d'entrée (14) relié audit microlaser et un coupleur optique de sortie (15) relié à la fibre optique (11) elle même reliée au coupleur optique (2). Dans une réalisation possible de l'invention : - le micro-laser (10) est constitué d'une diode laser (16) de 800 nm, d'un composant (17) du type Nd:YAG 1064 nm et d'un circuit doubleur (18) de manière à générer une lumière verte de 532 nm ; - la fibre photonique (9) a un diamètre de c#ur de 1,6 m et une longueur approximative de 1m et comporte un coupleur optique d'entrée (14) et un coupleur optique de sortie (15) ; - les fibres optiques (11) et (13) sont d'un type standard de diamètre 50/125 m ; - la fibre optique (12) est d'un type standard de diamètre 9/125 m et de longueur comprise entre 2 et 3m. Le micro-laser est pulsé avec des fréquences compatibles avec la fibre optique. Les impulsions peuvent être très courtes de quelques 10 fentos à quelques picos secondes et les fréquences des impulsions peuvent se situer entre 5 et 100 MHz. L'optique de collimation (5) est du type achromatique axial. Le coupleur optique (2) est d'un type standard achromatique. L'objectif (7) est polychromatique corrigé des aberrations géométriques dans le champ. La caméra de l'unité d'acquisition et de visualisation (4) est à très haute résolution et dynamique (100 dB). Le scanner (6) est adapté pour reconstruire l'image colonne par colonne. La vitesse d'acquisition des images du moyen d'adressage séquentiel à balayage rapide, est adaptée pour être compatible avec la technique de mesure in vivo utilisée. L'unité d'acquisition et de visualisation (4) est adaptée pour effectuer la synchronisation des signaux pour la réalisation d'une image. La source de lumière (1) présente l'avantage de pouvoir émettre un continuum de lumière blanche dans une fibre optique avec une intensité dépassant de plusieurs ordres de grandeurs les niveaux d'intensité des autres sources de lumière connues. Le coupleur (2) est achromatique et est du type 50:50. Le spectrophotomètre ou analyseur de spectre optique (3) permet l'analyse de la lumière diffusée par l'objet. Il utilise un élément dispersif comme un prisme ou un réseau de diffraction. Le scanner ou miroir mobile (6) permet un adressage mono ou bidimensionnel. L'objectif chromatique (7), corrigé des aberrations géométriques, est capable de focaliser la lumière sans dégradation sensible de la tache image en divers points hors axe de symétrie ou axe optique. Les aberrations chromatiques longitudinales sont optimisées afin de couvrir la dynamique d'analyse désirée. La zone de codage (8) correspond à la zone où l'objet est positionné. Les deux canaux du coupleur (2) sont utilisés pour mettre en oeuvre une mesure différentielle nécessaire à une mesure spectrale de précision. Ainsi, la deuxième sortie du coupleur est dirigée vers une optique de collimation achromatique (5) qui peut être un simple doublet achromatique ou apochromatique corrigé de l'aberration sphérique. Cette optique a pour fonction de former un faisceau de lumière parallèle destiné à être défléchi par le scanner (6) doté d'un miroir de planéité suffisante pour ne pas dégrader la qualité du front d'onde et donc les performances globales du système de tomographie. Si l'objectif placé en aval de ce miroir est optimisé pour que sa résolution soit sensiblement limitée par l'effet de diffraction, un miroir de qualité #/20 est suffisant. Enfin, la lumière réfléchie par le miroir est envoyée dans l'objectif chromatique (7) ayant pour rôle de disperser la lumière longitudinalement. Cet effet de dispersion réalise un codage spatial puisque, pour une longueur d'onde donnée, correspond de manière univoque un point de segments de droites d'une courbe quelconque. Ainsi un réflecteur positionné dans un segment de droite de ladite courbe va réfléchir la lumière qui va se propager dans le système optique pour être couplée en partie dans la fibre émettrice. Selon le principe du retour inverse de la lumière, qui est un principe tout à fait général découlant du principe de Fermat, la lumière qui sera préférentiellement couplée dans la fibre optique est celle pour laquelle la mise au point sur le réflecteur sera la meilleure. Comme il y a une relation bijective entre un point de l'espace physique et une longueur d'onde de la source, le principe de retour inverse de la lumière assure l'existence d'une longueur d'onde préférentiellement couplée dans la fibre optique. La finesse avec laquelle le filtrage spectral sera réalisé dépendra du grandissement de l'optique, du type de fibre utilisée mais aussi de la finesse de l'appareil de mesure spectrale. La lumière est ensuite guidée par l'intermédiaire du coupleur (2) vers le spectrophotomètre (3) où le spectre de la lumière diffusée est réalisé. L'unité d'acquisition (4) effectue aussi la synchronisation (S) des signaux pour la réalisation d'une image. En effet, pour une position donnée du scanner et donc du miroir d'adressage, l'analyse de l'échantillon biologique est effectuée seulement selon la direction de la profondeur. Dans le cas d'un réflecteur unique, le spectre que l'on mesurera aura l'allure de la figure 3, c'est à dire une sorte de gaussiène,d'intensité I, centrée sur la longue d'onde #o qui correspond au point de focalisation Zo de la lumière. Dans le cas d'un échantillon plus complexe, le spectre de la lumière diffusée aura une structure d'une complexité accrue mais compte tenu du caractère confocal du montage proposé, l'intensité, à une longueur d'onde donnée, pourra être interprétée comme étant proportionnelle, au point considéré, au pouvoir échogène du tissu. Le spectre de la lumière diffusée aura donc l'allure de la figure 4. Ainsi, le rôle du scanner est de procéder à une reconstruction de l'image colonne par colonne. En effet la superposition contiguë des signaux de la figure 4 permet de construire une image résolue latéralement et en profondeur pour finalement fournir une image comparable à une coupe histologique. On peut par exemple effectuer une prise de mesure en mode A-scan avec une prise d'image à cadence vidéo soit de 25 images par seconde pour une caméra matricielle. On dispose alors de 40 ms pour construire une image. Par exemple, en supposant que le temps d'intégration d'un seul spectre en mode A-scan soit de 1 ms, il est possible alors de réaliser 40 tirs. Si la taille du spot d'analyse est de 3 m on disposera d'une image au format 120xZ m2 (où Z est la profondeur de l'analyse). Pour un temps d'intégration de 0,1 ms, le format de l'image sera de 1200xZ m2. On constate ainsi que le critère de temps d'acquisition en mode A-scan est fondamental pour atteindre l'objectif de fonctionnement in-vivo. Il est utile de mentionner l'existence de plusieurs facteurs qui limitent une prise de mesure rapide : - l'Eclairement Maximal Permis (EMP) qui fixe le seuil d'éclairement maximal que le tissu cutané peut supporter ; - la puissance des sources à spectre large disponibles sur le marché ; - le bruit électronique des détecteurs et de l'électronique de lecture qui fixe le nombre minimal de photons devant tomber sur le détecteur permettant de générer un nombre de photon-électrons suffisant pour que le signal sorte du bruit ; - la dynamique des signaux optiques qui est très importante et qui impose de travailler avec des détecteurs de 100 dB minimum pour des profondeurs d'analyse de l'ordre .de 1 mm. La résolution dans le plan de l'objet, ou résolution latérale Rxy, dépendra de la fibre optique choisie ainsi que de la combinaison optique retenue. Les coupleurs achromatiques disponibles sur le marché sont élaborés pour des fibres multimodes du type 50/125 m ouvertes à 0,2. Il est bien sûr possible d'utiliser d'autres types de coupleurs. La combinaison optique retenue permet, par association d'un collimateur achromatique de focale 65 mm et de l'objectif chromatique, un agrandissement total de 13,2 conférant donc une résolution théorique dans le plan de l'objet Rxy= 50/13,2 = 3,8 m. La résolution axiale dépend, d'une part, de la qualité du détecteur confocal constitué de la fibre optique et de l'objectif chromatique, d'autre part, de la résolution de l'analyseur de spectre. REVENDICATIONS 1- Procédé optoélectronique de tomobiopsie optique cutanée in vivo destiné à l'acquisition, la reconstruction, la visualisation et l'enregistrement d'images instantanées de la peau et de ses microstructures, tant cellulaires que non cellulaires, au niveau de l'épiderme, du derme et de l'hypoderme, ainsi que des annexes cutanées, les phanères, les demi-muqueuses et les muqueuses, et mis en oeuvre par un dispositif comportant généralement : a) une voie d'éclairage adaptée pour illuminer la zone sous examen selon une technique de coupe tomographique bien spécifique et constituée, successivement, d'une source de lumière blanche (1) émettant dans la bande sensible du détecteur, d'une optique de collimation (5) adaptée pour former un faisceau de lumière paralléle, d'un scanner à miroir mobile (6) de balayage angulaire du faisceau lumineux d'éclairage associé à des moyens électroniques de pilotage et de synchronisation permettant de positionner, à la demande et successivement, la coupe tomographique dans la zone de tomobiopsie optique (8), et d'un objectif (7) apte à focaliser ledit faisceau ; b) une voie d'observation permettant de recueillir, selon le principe du retour inverse de la lumière, le flux rétrodiffusé par les détails (variations d'indices de réfraction) internes de l'objet situés dans la zone de tomobiopsie optique illuminée par la voie d'éclairage, et constituée, successivement, du même objectif (7), du même miroir (6) assurant la déflection angulaire en retour de la nappe lumineuse, de la même optique de collimation (5), d'un dispositif de séparation (2) permettant de dissocier la voie d'observation de la voie d'éclairage, d'un sous-ensemble de dispersion chromatique (3), du type spectrophotomètre, qui analyse la lumière diffusée par l'objet, et d'une unité d'acquisition et de visualisation (4), du type détecteur photoélectrique linéaire ou matriciel bidimensionnel, placée dans le plan image du spectrophotomètre (3) et délivrant, à l'aide de son électronique de pilotage, une image instantanée de la zone de tomobiopsie selon une fréquence de rafraîchissement bien définie ; caractérisé en ce qu'il consiste à extraire, de la zone de tomobiopsie optique (8), un volume virtuel constitué d'une pluralité de colonnes d'images, orthogonales à la surface du volume d'observation, disposées suivant une trajectoire de forme quelconque. 2- Procédé, selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il consiste à reconstituer, à partir des colonnes d'images constitutives du volume d'observation virtuel extrait, des surfaces disposées suivant des plans de coupe quelconques à l'intérieur dudit volume. 3- Procédé, selon la revendication 2, caractérisé en ce qu'il consiste à visualiser et à enregistrer les colonnes d'images constitutives des plans de coupe effectués à l'intérieur du volume d'observation virtuel extrait. 4- Dispositif pour la mise en oeuvre du procédé réalisé selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que l'objectif (7) est du type chromatique corrigé des aberrations géométriques dans le champ et est adapté pour réaliser un codage spatial par dispersion longitudinale de la lumière et pour effectuer, colonne par colonne, une tomobiopsie de la zone d'observation (8), en association avec un moyen d'adressage séquentiel à balayage rapide. 5- Dispositif, selon la revendication 4, caractérisé en ce que la source de lumière blanche (1) est réalisée au moyen d'une fibre optique (9), notamment du type photonique, pompée par un micro-laser (10), à cristaux ioniques, doublé en fréquence par un cristal non linéaire placé en cavité interne, dont la longueur est adaptée au type de fibre utilisée afin d'obtenir une lumière blanche. 6- Dispositif, selon la revendication 4, caractérisé en ce que le dispositif de séparation (2) est réalisé au moyen d'un coupleur optique, à deux voies, qui reçoit, via une fibre optique (11), la lumière blanche en provenance de la source (1) ; qui rediffuse, via une fibre optique (12), ladite lumière vers l'optique de collimation (5) ; qui reçoit et qui rediffuse, via une fibre optique (13), le retour inverse de la lumière qui provient de la zone de mesure (8) via la même fibre optique (12). 7- Dispositif, selon la revendication 5, caractérisé en ce que le micro-laser est à lumière verte cohérente. 8- Dispositif, selon la revendication 4, caractérisé en ce que le scanner (6) est adapté pour reconstruire l'image colonne par colonne. 9- Dispositif, selon la revendication 4, caractérisé en ce que la vitesse d'acquisition des images du moyen d'adressage séquentiel à balayage rapide, est adaptée pour être compatible avec la technique de mesure in vivo utilisée. 10- Dispositif, selon la revendication 4, caractérisé en ce que l'unité d'acquisition et de visualisation (4) est adaptée pour effectuer la synchronisation des signaux pour la réalisation d'une image.