WO2008050072A2 - Procede de generation d'ondes mecaniques par generation de force de radiation acoustique interfaciale - Google Patents

Procede de generation d'ondes mecaniques par generation de force de radiation acoustique interfaciale Download PDF

Info

Publication number
WO2008050072A2
WO2008050072A2 PCT/FR2007/052247 FR2007052247W WO2008050072A2 WO 2008050072 A2 WO2008050072 A2 WO 2008050072A2 FR 2007052247 W FR2007052247 W FR 2007052247W WO 2008050072 A2 WO2008050072 A2 WO 2008050072A2
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
medium
waves
acoustic
interface
mechanical
Prior art date
Application number
PCT/FR2007/052247
Other languages
English (en)
Other versions
WO2008050072A3 (fr
Inventor
Mathieu Pernot
David Savery
Jérémy BERCOFF
Claude Cohen-Bacrie
Original Assignee
Super Sonic Imagine
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Super Sonic Imagine filed Critical Super Sonic Imagine
Priority to EP07866491.9A priority Critical patent/EP2084702B1/fr
Priority to US12/092,406 priority patent/US8037766B2/en
Priority to CN2007800396492A priority patent/CN101589426B/zh
Priority to JP2009533919A priority patent/JP5788141B2/ja
Priority to CA2667527A priority patent/CA2667527C/fr
Priority to KR1020097008491A priority patent/KR101411099B1/ko
Publication of WO2008050072A2 publication Critical patent/WO2008050072A2/fr
Publication of WO2008050072A3 publication Critical patent/WO2008050072A3/fr
Priority to IL198257A priority patent/IL198257A/en
Priority to HK10104892.9A priority patent/HK1138100A1/xx

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G10—MUSICAL INSTRUMENTS; ACOUSTICS
    • G10K—SOUND-PRODUCING DEVICES; METHODS OR DEVICES FOR PROTECTING AGAINST, OR FOR DAMPING, NOISE OR OTHER ACOUSTIC WAVES IN GENERAL; ACOUSTICS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • G10K11/00—Methods or devices for transmitting, conducting or directing sound in general; Methods or devices for protecting against, or for damping, noise or other acoustic waves in general
    • G10K11/18—Methods or devices for transmitting, conducting or directing sound
    • G10K11/26—Sound-focusing or directing, e.g. scanning
    • G10K11/30—Sound-focusing or directing, e.g. scanning using refraction, e.g. acoustic lenses

Definitions

  • the present invention relates to the general field of medical imaging.
  • the invention is concerned with the generation of mechanical waves within a viscoelastic medium, such mechanical waves being capable of being imaged in order to determine the properties of the viscoelastic medium.
  • the present invention thus relates more precisely to the field of elastography.
  • This medical imaging technique makes it possible to map the mechanical properties of a viscoelastic medium and to quantify the rheology of the viscoelastic medium.
  • a mechanical stimulus is generated and causes tissue displacement.
  • the measurement of the spatiotemporal response is advantageously performed by means of an imaging modality, for example by ultrasound or by magnetic resonance, etc.
  • mechanical excitation In transient elastography, mechanical excitation consists of a short mechanical pulse or a small number of pulses created either on the surface of the body or inside the tissue itself.
  • the quality of the transient elastography images crucially depends on the amplitude of the displacements that can be generated by the excitatory mechanical stimulation. It is noted that in transient elastography by external stress, the amplitude of displacement is limited only by the maximum surface vibration that can be induced in contact with the medium without damaging it. The movements in the tissue thus generated easily have amplitudes of the order of 100 microns.
  • the displacements resulting from the mechanical excitation must be sufficiently large to be measurable with a minimum of errors, while being limited to avoid any harmful effect in the medium, especially when it comes to a biological tissue.
  • transient elastography where the mechanical stress of the observed medium is created by an acoustic radiation force.
  • This radiation force is obtained by focusing an ultrasonic beam inside the medium.
  • the focusing of the beam can here take place in a single zone of the medium or successively in a plurality of zones of the medium.
  • the focal point, on which the ultrasonic beam converges, is then moved at a speed greater than the propagation speed of the elastic waves to generate an elastic displacement wave of maximum amplitude of the order of 10 to 100 ⁇ m.
  • This displacement wave then propagates in the medium.
  • the measurement of the propagation properties of the wave observed by ultrasound, MRI or other imaging modality, makes it possible to determine characteristic mechanical quantities of the tissues. investigated. It is possible to determine, among other things, a shear modulus or a viscosity, etc.
  • the displacement generated by the acoustic radiation force is related to the energy deposited in the tissue, and the amplitude of the generated mechanical wave is limited by the maximum acoustic power that can be sent into the medium observed without altering thermally or mechanically tissue.
  • the ultrasonic solution offers simplicity of manipulation, reproducibility of the way in which the stress is generated, an assurance as to the synchronization of the excitation with the imagery and an assurance as to the location of the excitation, but suffers from a lack of power.
  • the main purpose of the present invention is therefore to overcome such drawbacks by proposing a method for generating mechanical waves within a viscoelastic medium comprising a step of generating an acoustic radiation force within the viscoelastic medium by applying acoustic waves focused on an interface delimiting two zones having distinct acoustic properties.
  • the amplitudes of the induced displacements are higher than with a simple ultrasonic stressing by focussing within a tissue.
  • acoustic waves are focused at depth and in the direction of a surface interface.
  • the interface on which the acoustic waves are focused can be a gel / skin or water / skin separation surface or water / membrane / skin, etc.
  • the membrane can be a membrane deformable or not.
  • the interface may also be located between a solid medium and a liquid medium within the imaged tissue, or between two media of different acoustic properties within the tissue. This is, for example, the case with a biological medium comprising a cyst.
  • the amplitude of the displacements generated is of the order of 100 ⁇ m.
  • the step of generating an acoustic radiation force is coupled with an imaging step of the medium, the coupling being such as to image the propagation of the mechanical waves generated in the middle.
  • the imaging of wave propagation can be performed in one, two or three dimensions.
  • an elastography measurement of the medium is performed. This is the preferred application of the invention, focusing at the interface according to the invention allowing a remarkable improvement in the quality of the imaging thus performed.
  • the acoustic waves are ultrasonic waves.
  • the ultrasonic frequencies are, in fact, particularly suited to the generation of a radiation force allowing, in particular, the creation of shear waves within a medium.
  • shear waves are commonly used in elastography.
  • Such shear waves belong to the mechanical waves as generated according to the method of the invention and they are the ones which are generally imaged according to the elastographic methods.
  • the interface on which the acoustic waves are focused is an interface present between two zones of distinct acoustic properties present within the viscoelastic medium.
  • the visibility and the characterization of the interfacial zones within a medium are considerably improved. Indeed, the observation of the propagation of shear waves created at the interfaces naturally present in the human body makes it possible to further characterize these interfaces and the media they separate.
  • the interface on which the acoustic waves are focused is an artificial membrane placed in contact with the surface of the viscoelastic medium and surrounding a so-called coupling medium placed between a device intended to apply the acoustic waves. and the surface of the viscoelastic medium, the coupling medium and the viscoelastic medium defining two zones of distinct acoustic properties.
  • This characteristic is particularly interesting in applications where the presence of an artificial medium is necessary. This is the case, in particular, in focused ultrasound therapy processes where a thin membrane surrounding a coupling medium is generally used to effect contact with the biological tissue.
  • the artificial membrane has a composition chosen to minimize the acoustic impedance contrast while increasing the amplitude of the mechanical waves.
  • the artificial membrane has a thickness chosen to minimize the acoustic impedance contrast while increasing the amplitude of the mechanical waves.
  • an artificial membrane for example the membrane of a water bag
  • the technique according to the invention is therefore very interesting for elastographic imaging of the skin, for example at the level of a melanoma or superficial lesions such as for example certain lesions of the breast.
  • the artificial membrane has a non-uniform and spatially determined composition so as to increase the amplitude of the mechanical waves in a region of interest of the viscoelastic medium.
  • the artificial membrane may have a non-uniform thickness and determined spatially so as to increase the amplitude of the mechanical waves in a region of interest of the viscoelastic medium.
  • the method is coupled with an ultrasonic treatment method to monitor the effect of the treatment.
  • the ultrasonic treatment method is capable of being controlled according to the results of the imaging step of the medium.
  • the invention also relates to an artificial membrane intended to be partially placed in contact with the surface of a viscoelastic medium and intended to surround a so-called coupling medium placed between an acoustic wave generating device and a viscoelastic medium to serve as a interface during the implementation of a method according to the invention.
  • FIG. 1 schematically illustrates a generation of mechanical waves according to the method of the invention
  • FIG. 2 schematically illustrates the directivity of shear waves in a biological medium
  • FIG. 3 represents a first embodiment of an artificial membrane according to the invention
  • FIGS. 4a and 4b represent in section and in partial view from above a second embodiment of an artificial membrane according to the invention
  • Figure 5 shows a particular embodiment of the invention.
  • FIG. 1 schematically illustrates the generation of mechanical waves in a medium 11 using a method according to the invention.
  • the method is applied using a transducer 12 applying focussed acoustic waves at an interface 13.
  • the focusing of the waves is schematized in the plane in a conventional manner by two lines. dotted substantially hyperbolic symmetrical with respect to the center line of the transducer 12 and approaching each other at the depth of focus. According to the method of the invention, this depth of focus is precisely chosen as corresponding to the depth of the interface.
  • the focused waves are advantageously ultrasonic waves.
  • the interface 13 is made using an artificial membrane surrounding an artificial medium 14.
  • the medium is thus mechanically stimulated by using an acoustic radiation force generated at the interface 13 of two media 11 and 14 having different acoustic properties.
  • the acoustic radiation force is a characteristic phenomenon of any acoustic propagation. Applied to a particle volume V, located in the propagation medium 11, it is created following a non-zero balance between the incoming and outgoing flux of momentum carried by the acoustic wave. This average non-zero balance over many ultrasonic cycles results in a force F described by:
  • This thrust of the interface makes it possible to generate, as previously seen, mechanical waves of high amplitude that propagate in the biological medium 11.
  • R is the reflection coefficient (in terms of energy) of the interface 13
  • Ci 4 and Cn are the ultrasonic celerities in the media 14 and 11
  • I is the energy of the incident ultrasonic beam.
  • volume V is then subjected to a volume force F VO ⁇ due to the acoustic absorption in the medium 11, and subjected to a surface force F on f on the section A due to the contrast between the two media
  • an elastic membrane for this purpose, in order to increase the contrast of celerity, it is possible for example to use an elastic membrane.
  • a membrane may be, for example, made from latex, polyurethane, silicone, etc. It is found that the latex is particularly well suited for the manufacture of a membrane useful in the implementation of the invention.
  • the transducer 12 is capable of performing an ultra-fast imaging step of the medium 11.
  • the image may be two-dimensional or three-dimensional. It can also be reduced to one dimension (a line of sight) if a single element of stationary transducer is used.
  • This ultrasound ultrafast imaging step is coupled with the step of applying the focused ultrasonic waves at the membrane 13. The occurrences of these steps are then synchronized as a function of the propagation velocity of the mechanical waves created by application of ultrasonic waves. In order to obtain an image of good quality, it is therefore necessary to be careful to limit the reflection coefficient at the interface 13, so as not to harm the ultrasound imaging because of the loss of energy transmitted. This leads to choosing a medium surrounded by the membrane having an impedance close to that of the medium to be imaged, which makes it possible to minimize reflection at the interface. Examples of suitable materials are given below.
  • the invention is especially aimed at elastography, it is necessary to focus in particular on the generation, by the method according to the invention, of shear waves at the interface 13.
  • Such a semi-infinite solid is an isotropic elastic propagation medium 11.
  • Four types of waves can then propagate: three waves of volume and a surface wave.
  • Volume waves consist of a head wave, a compression wave, and a shear wave.
  • FIG. 2 schematically illustrates the directivity of the shear waves generated by a source zone 26, on which ultrasonic waves are focused, located on an interface 23, placed on the surface of a medium 21.
  • the ultrasonic radiation force 25 generates shear waves according to directivity lobes 27 and 27 ', whose maxima are located 35 ° from the normal to the interface 23 and illustrating these mechanical shear waves.
  • the main lobe is at 35 ° relative to the normal at the interface 23 when considering a medium whose mechanical characteristics are typical of biological tissues.
  • the compression wave propagates at very high speed and it is observed for example that c L ⁇ 300c ⁇ where c ⁇ is the speed of the shear wave and c L that of the compression wave. Since the mechanical pulse must be short in order to be imaged, the compression wave will tend to escape from the imaged region very quickly.
  • the head wave ensures the continuity of the stresses and has zero amplitude at the interface. It propagates on the surface in the form of a compression wave, yielding part of its energy in volume in the form of a shear wave in a given direction. This specific angle is given by the formula:
  • the speed values of the shear and compression waves are respectively of the order of 5 m / s and 1 500 m / s. Consequently, the specific angle is almost zero and this head wave does not enter the medium. It will therefore not be observable since we will image deep, even weak, in the middle.
  • the surface wave or Rayleigh R wave, is actually capable of being detected in volume because it has a normal evanescent component along the Z axis. This component extends over a depth of approximately one wavelength, about 1 cm in biological media.
  • C R is the speed is the speed of the surface wave.
  • the surface wave therefore has a speed almost identical to that of shear waves.
  • FIG. 3 shows a first embodiment of an artificial membrane according to the invention.
  • This embodiment is particularly adapted to be combined with a focused ultrasound therapy method. Indeed, such a method of therapy requires the presence of a coupling medium between ultrasonic transducers and a biological medium.
  • a coupling medium is generally a water bag consisting of a membrane filled with water and which can be advantageously used to implement the invention.
  • the embodiment of the invention presented in FIG. 3 precisely makes it possible to overcome this disadvantage by making it possible to generate mechanical shear waves in a biological medium 31, despite the presence of the water bag.
  • the assembly shown in FIG. 3 uses an imaging probe 38 carrying ultrasound transducers 32.
  • This imaging probe 38 is applied to a water bag, defining a coupling medium 34 surrounded by a membrane 34 '.
  • the water bag is placed on the surface of a biological medium 31, for example a breast, thus defining an interface 33.
  • the method according to the invention uses the interface effect at the level of the membrane 34 'to create mechanical waves, more precisely shear waves in the medium 31. By then imaging these shear waves, it is possible to map the elasticity of the medium 31 observed at any time.
  • Such a probe of Imaging 38 is then programmed not only to carry out the treatment but also to punctually trigger a measurement of elasticity by performing a step of generating mechanical waves and, successively, in a synchronized manner, an imaging step of the medium 31.
  • the invention makes it possible to adjust the parameters of the interface as a function of the observation that one wishes to make of the medium 31.
  • the radiation force 35 generated on the interface 33 between the two media 34 and 31 depends on other parameters that are likely to be adjusted by the experimenter.
  • the interfacial radiation force depends, in fact, the ratio of acoustic impedances, the ratio of sound velocities in the two media or, again, the thickness of the membrane.
  • the acoustic impedances of the two media 31 and 34 are similar, but that the two media 31 and 34 have very different sound velocities. This makes it possible to obtain a higher radiation pressure while avoiding reflections at the interface 33 which are harmful to ultrasound imaging.
  • FIG. 4 illustrates a second embodiment of an artificial membrane according to the invention.
  • the membrane 44 'forming the interface 43 is such that it is possible to confine and amplify the amplitude and the directivity of the mechanical waves in a zone of interest 66 located in a medium 41 .
  • a region is defined in which the amplitude of the mechanical wave, more particularly of its axial component, is increased.
  • a non-constant thickness and composition membrane Spatialization of the surface sources can, in fact, be carried out using a membrane whose thickness and / or the composition is non-homogeneous at the interface 43 with the medium 41.
  • FIGS. 4a and 4b thus describe a particular embodiment for a membrane 44 'surrounding a coupling medium 44, able to focus the mechanical waves on an area of interest 66.
  • Figure 4a is a section A-A and Figure 4b is a partial top view as seen in section B-B.
  • the zone of interest 66 is located at a depth Z and the characteristics of the membrane 44 'are determined as a function of this depth Z in terms of thickness or composition.
  • the thickness of the membrane 44 ' is increased on a crown zone 49 shown in Figure 4b, so that the area of interest 66 and the ring 49 form a cone of about 35 °.
  • the axial displacements add up and, by propagation, are of maximum amplitude in the zone of interest 66, placed in each of the main emission lobes of the membrane sources.
  • heterogeneities of the membrane 44 ' can be made according to variable geometries, not only in crown, but also in rectangle, etc. Instead of a continuous relief surface, spikes can also be arranged in a ring.
  • FIG. 5 shows a particular embodiment of the invention in which a biological interface 53 present within a biological medium 51 is used according to the method of the invention.
  • transducers 52 are used to apply focused ultrasound waves at interface 53, i.e. at the depth of the interface and towards it.
  • the ultrasonic waves generate a surface radiation force 55 that induces mechanical shear waves within a biological medium 54 included in the biological medium 51.
  • the transducers 52 are then used to image the propagation of these shear waves and deduce from this observation the mechanical properties of the medium 54.

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Multimedia (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
  • General Electrical Machinery Utilizing Piezoelectricity, Electrostriction Or Magnetostriction (AREA)
  • Surgical Instruments (AREA)

Abstract

La présente invention concerne un procédé de génération d'ondes mécaniques au sein d'un milieu viscoélastique [ 11] comprenant une étape de génération d'une force de radiation acoustique [ 15] au sein du milieu viscoélastique [ 11] par application d'ondes acoustiques focalisées sur une interface [ 13] délimitant deux zones [ 11, 14] possédant des propriétés acoustiques distinctes.

Description

Titre de l'invention
"Procédé de génération d'ondes mécaniques par génération de force de radiation acoustique interfaciale"
Arrière-plan de l'invention
La présente invention se rapporte au domaine général de l'imagerie médicale.
Plus particulièrement, l'invention s'intéresse à la génération d'ondes mécaniques au sein d'un milieu viscoélastique, de telles ondes mécaniques étant susceptibles d'être imagées afin de déterminer les propriétés du milieu viscoélastique.
La présente invention concerne ainsi plus précisément le domaine de l'élastographie.
Cette technique d'imagerie médicale permet de cartographier les propriétés mécaniques d'un milieu viscoélastique et de quantifier la rhéologie du milieu viscoélastique. Selon cette technique, un stimulus mécanique est généré et provoque le déplacement des tissus. On mesure alors la réponse spatiotemporelle du tissu à cette excitation mécanique. La mesure de la réponse spatiotemporelle est avantageusement réalisée grâce à une modalité d'imagerie, par exemple par échographie ou par résonance magnétique, etc.
Une fois le mouvement résultant de l'excitation mécanique connu, il est possible de déterminer les propriétés mécaniques du milieu.
En élastographie transitoire, l'excitation mécanique consiste en une impulsion mécanique courte ou en un faible nombre d'impulsions créées soit à la surface du corps, soit à l'intérieur même du tissu.
La qualité des images d'élastographie transitoire dépend, de manière cruciale, de l'amplitude des déplacements qu'il est possible de générer par la stimulation mécanique excitatrice. On constate qu'en élastographie transitoire par sollicitation externe, l'amplitude de déplacement n'est limitée que par la vibration maximale surfacique que l'on peut induire au contact du milieu sans l'endommager. Les déplacements dans le tissu ainsi générés présentent aisément des amplitudes de l'ordre de 100 μm.
Ainsi, de manière générale, les déplacements résultant de l'excitation mécanique doivent être suffisamment grands pour être mesurables avec un minimum d'erreurs, tout en restant limités pour éviter tout effet nuisible dans le milieu, notamment lorsqu'il s'agit d'un tissu biologique.
La puissance générée est donc satisfaisante mais on sait que l'utilisation d'une sollicitation externe crée des problèmes techniques, comme l'encombrement du dispositif nécessaire à cette sollicitation, la synchronisation de l'excitation mécanique avec l'imagerie, la localisation de l'excitation mécanique, l'optimisation de l'amplitude de l'onde dans les zones d'intérêt en profondeur, etc.
Il existe aussi une élastographie transitoire où la sollicitation mécanique du milieu observé est créée par une force de radiation acoustique. Cette force de radiation est obtenue en focalisant un faisceau ultrasonore à l'intérieur du milieu. La focalisation du faisceau peut ici avoir lieu en une seule zone du milieu ou successivement en une pluralité de zones du milieu.
Le foyer, sur lequel converge le faisceau ultrasonore, est alors déplacé à une vitesse supérieure à la vitesse de propagation des ondes élastiques pour générer une onde élastique de déplacement d'amplitude maximale de l'ordre de 10 à 100 μm.
Cette onde de déplacement se propage alors dans le milieu. La mesure des propriétés de propagation de l'onde, observée par échographie, IRM ou une autre modalité d'imagerie, permet de déterminer des grandeurs mécaniques caractéristiques des tissus investigués. Il est possible de déterminer, entre autres, un module de cisaillement ou encore une viscosité, etc.
Le déplacement engendré par la force de radiation acoustique est lié à l'énergie déposée dans le tissu, et l'amplitude de l'onde mécanique générée est donc limitée par la puissance acoustique maximale que l'on peut envoyer dans le milieu observé sans altérer thermiquement ou mécaniquement le tissu .
La solution ultrasonore offre une simplicité de manipulation, une reproductibilité de la manière dont est générée la contrainte, une assurance quant à la synchronisation de l'excitation avec l'imagerie et une assurance quant à la localisation de l'excitation, mais souffre d'un manque de puissance.
Objet et résumé de l'invention
La présente invention a donc pour but principal de pallier de tels inconvénients en proposant un procédé de génération d'ondes mécaniques au sein d'un milieu viscoélastique comprenant une étape de génération d'une force de radiation acoustique au sein du milieu viscoélastique par application d'ondes acoustiques focalisées sur une interface délimitant deux zones possédant des propriétés acoustiques distinctes.
Avec un tel procédé de génération d'ondes mécaniques au sein d'un milieu viscoélastique, les amplitudes des déplacements induits sont plus élevées qu'avec une simple sollicitation ultrasonore par focalisation au sein d'un tissu .
Selon l'invention, des ondes acoustiques sont focalisées à la profondeur et en direction d'une interface surfacique.
L'interface sur laquelle sont focalisées les ondes acoustiques, peut être une surface de séparation gel/peau ou eau/peau ou encore eau/membrane/peau, etc. La membrane peut être une membrane déformable ou non. L'interface peut aussi être située entre un milieu solide et un milieu liquide à l'intérieur du tissu imagé, ou entre deux milieux de propriétés acoustiques différentes à l'intérieur du tissu. Cela est, par exemple, le cas avec un milieu biologique comprenant un kyste. Avec le procédé selon l'invention, l'amplitude des déplacements générés est de l'ordre de 100 μm.
Selon un mode de réalisation préférentiel de l'invention, l'étape de génération d'une force de radiation acoustique est couplée avec une étape d'imagerie du milieu, le couplage étant tel que l'on image la propagation des ondes mécaniques générées dans le milieu.
L'imagerie de la propagation des ondes peut être réalisée en une, deux ou trois dimensions. Dans un tel mode de réalisation préférentiel, une mesure d'élastographie du milieu est réalisée. Il s'agit de l'application préférentielle de l'invention, la focalisation à l'interface selon l'invention permettant une amélioration remarquable de la qualité de l'imagerie ainsi effectuée.
Selon une caractéristique avantageuse, les ondes acoustiques sont des ondes ultrasonores.
Les fréquences ultrasonores sont, en effet, particulièrement adaptées à la génération d'une force de radiation permettant, notamment, la création d'ondes de cisaillement au sein d'un milieu. De telles ondes de cisaillement sont communément utilisées en élastographie. De telles ondes de cisaillement appartiennent aux ondes mécaniques telles que générées selon le procédé de l'invention et ce sont elles qui sont imagées en général selon les procédés élastographiques.
Selon une caractéristique particulière, l'interface sur laquelle sont focalisées les ondes acoustiques est une interface présente entre deux zones de propriétés acoustiques distinctes présentes au sein du milieu viscoélastique. Avec une telle caractéristique, on améliore considérablement la visibilité et la caractérisation des zones interfaciales au sein d'un milieu. En effet, l'observation de la propagation des ondes de cisaillement créées au niveau des interfaces présentes naturellement dans le corps humain, permet de caractériser d'autant mieux ces interfaces et les milieux qu'elles séparent.
Cette caractéristique sera donc particulièrement intéressante dans le cas de présence d'un kyste liquide, de vaisseaux sanguins ou encore de structures plus dures que les tissus mous, comme les os et les cartilages.
Selon une autre caractéristique particulière de l'invention, l'interface sur laquelle sont focalisées les ondes acoustiques est une membrane artificielle placée au contact de la surface du milieu viscoélastique et entourant un milieu dit de couplage placé entre un dispositif destiné à appliquer les ondes acoustiques et la surface du milieu viscoélastique, le milieu de couplage et le milieu viscoélastique définissant deux zones de propriétés acoustiques distinctes.
Cette caractéristique s'avère particulièrement intéressante dans les applications où la présence d'un milieu artificiel est nécessaire. C'est le cas, en particulier, dans les procédés de thérapie par ultrasons focalisés où une membrane fine entourant un milieu de couplage est généralement utilisée pour réaliser le contact avec le tissu biologique.
Selon l'invention, il est alors possible de mettre à profit une telle interface pour générer des ondes de cisaillement. Successivement à l'excitation, on utilise avantageusement un mode élastographique où une imagerie du milieu et de la propagation des ondes de cisaillement est réalisée. De la sorte, les propriétés viscoélastiques du tissu sont alors évaluées et suivies pendant un traitement thérapeutique.
Un tel suivi est particulièrement pertinent car il est bien connu que l'élasticité des tissus biologiques change lorsqu'ils sont dénaturés après une nécrose thermique cellulaire. Selon une caractéristique avantageuse, la membrane artificielle présente une composition choisie pour minimiser le contraste d'impédance acoustique tout en augmentant l'amplitude des ondes mécaniques.
Selon une autre caractéristique avantageuse, la membrane artificielle présente une épaisseur choisie pour minimiser le contraste d'impédance acoustique tout en augmentant l'amplitude des ondes mécaniques.
Ces deux dernières caractéristiques permettent d'adapter aisément une membrane artificielle selon l'application visée, en modifiant sa composition, sa forme et/ou son épaisseur.
Il se trouve que le procédé de génération d'ondes mécaniques selon l'invention présente un grand intérêt pour l'imagerie de l'élasticité des zones superficielles des milieux biologiques.
En effet, comme les ondes de cisaillement sont générées à l'interface, cela permet d'obtenir des ondes d'amplitude très importante au niveau de la surface du tissu. Cette caractéristique n'est pas possible à réaliser avec la technique de pression de radiation en volume puisque les ondes générées atteignent généralement la surface du milieu très atténuées.
L'utilisation d'une membrane artificielle, par exemple la membrane d'une poche à eau, permet de générer une impulsion mécanique à un endroit prédéterminé de la surface du milieu. La technique selon l'invention est donc très intéressante pour l'imagerie élastographique de la peau, par exemple au niveau d'un mélanome ou des lésions superficielles comme par exemple certaines lésions du sein.
Cependant, il peut être intéressant de pouvoir générer des ondes de cisaillement en profondeur dans un milieu. Ainsi, selon une caractéristique particulièrement avantageuse de l'invention, la membrane artificielle présente une composition non uniforme et déterminée spatialement de manière à augmenter l'amplitude des ondes mécaniques dans une région d'intérêt du milieu viscoélastique.
Alternativement ou en plus de la caractéristique précédente, la membrane artificielle peut présenter une épaisseur non uniforme et déterminée spatialement de manière à augmenter l'amplitude des ondes mécaniques dans une région d'intérêt du milieu viscoélastique.
Avec ces caractéristiques de la membrane, il est possible d'utiliser la directivité des ondes de cisaillement pour concentrer les ondes mécaniques dans une zone d'intérêt. L'amplitude des ondes mécaniques dans cette zone en est donc d'autant augmentée.
Il est également possible que l'application d'ondes acoustiques focalisées sur une interface délimitant deux zones possédant des propriétés acoustiques distinctes soit réalisée successivement en une pluralité de points de l'interface, cette pluralité de points et la succession des focalisations étant déterminées de manière à augmenter l'amplitude des ondes mécaniques dans une région d'intérêt du milieu viscoélastique.
Avec cette caractéristique de focalisation dynamique, on peut alors, en quelque sorte, dessiner un motif sur l'interface. Selon la forme de ce motif, on augmente l'amplitude des ondes mécaniques dans une certaine zone d'intérêt par un phénomène d'interférence. Dans la succession dynamique des focalisations des faisceaux ultrasonores, le retard relatif de chaque faisceau ultrasonore focalisé en un point donné est choisi judicieusement de manière à ce que l'interférence soit positive au niveau de la zone d'intérêt. Les ondes mécaniques de cisaillement sont alors comme focalisée dans la zone d'intérêt. Dans une application avantageuse de l'invention, le procédé est couplé avec un procédé de traitement ultrasonore afin de suivre l'effet du traitement.
Avantageusement, le procédé de traitement ultrasonore est apte à être contrôlé en fonction des résultats de l'étape d'imagerie du milieu.
L'invention concerne aussi une membrane artificielle destinée à être partiellement placée au contact de la surface d'un milieu viscoélastique et destinée à entourer un milieu dit de couplage placé entre un dispositif de génération d'ondes acoustiques et un milieu viscoélastique pour servir d'interface lors de la mise en œuvre d'un procédé selon l'invention.
Brève description des dessins
D'autres caractéristiques et avantages de la présente invention ressortiront mieux à la lecture de la description qui va suivre, faite de manière illustrative et non limitative, en référence aux dessins annexés sur lesquels :
La figure 1 illustre schématiquement une génération d'ondes mécaniques selon le procédé de l'invention,
La figure 2 illustre schématiquement la directivité des ondes de cisaillement dans un milieu biologique,
La figure 3 représente un premier mode de réalisation d'une membrane artificielle selon l'invention,
Les figures 4a et 4b représente en coupe et en vue partielle de dessus un second mode de réalisation d'une membrane artificielle selon l'invention,
La figure 5 représente un mode de réalisation particulier de l'invention.
Description détaillée des modes de réalisation de l'invention La figure 1 illustre schématiquement la génération d'ondes mécaniques dans un milieu 11 en utilisant un procédé selon l'invention. Dans cette figure, le procédé est appliqué à l'aide d'un transducteur 12 appliquant des ondes acoustiques focalisées au niveau d'une interface 13. Sur la figure 1, la focalisation des ondes est schématisée dans le plan de manière classique par deux lignes en pointillés sensiblement hyperboliques symétriques par rapport à la ligne médiane du transducteur 12 et se rapprochant l'une de l'autre à la profondeur de focalisation. Selon le procédé de l'invention, cette profondeur de focalisation est précisément choisie comme correspondant à la profondeur de l'interface.
Les ondes focalisées sont avantageusement des ondes ultrasonores. Dans l'exemple de la figure 1, l'interface 13 est réalisée à l'aide d'une membrane artificielle entourant un milieu artificiel 14.
Les transferts de quantité de mouvements entre les milieux 14 et
11 permettent la création d'une force de radiation acoustique 15 qui, appuyant sur l'interface 13 du milieu 11, va pousser celui-ci et générer une onde mécanique au sein du milieu 11.
Selon l'invention, on stimule donc mécaniquement le milieu en utilisant une force de radiation acoustique 15 générée à l'interface 13 de deux milieux 11 et 14 disposant de propriétés acoustiques différentes.
La force de radiation acoustique est un phénomène caractéristique de toute propagation acoustique. Appliquée à un volume particulaire V, situé dans le milieu de propagation 11, elle est créée suite à un bilan non nul entre les flux rentrant et sortant de quantité de mouvement portée par l'onde acoustique. Ce bilan non nul moyenne sur de nombreux cycles ultrasonores résulte en une force F décrite par :
F = /- |(pw n + ^n)£βj, où p désigne la densité du milieu, p la pression, v la vitesse particulaire, n le vecteur unitaire normal à un élément dS de la surface du volume V, et les crochets désignent la prise de moyenne temporelle.
Ainsi, afin de comparer les amplitudes de la force de radiation acoustique engendrée par une focalisation à l'intérieur d'un milieu et de la force de radiation obtenue avec une focalisation sur une interface, il y a lieu de s'intéresser aux forces de radiation volumiques générées par absorption de l'énergie acoustique et aux forces de radiation surfaciques générées à l'interface de milieux présentant des propriétés de célérité et de densité différentes.
En considérant la propagation d'une onde acoustique d'intensité I et de vitesse c dans une direction notée Oz dans un milieu dissipatif avec un coefficient d'absorption ultrasonore noté α, il est commun d'exprimer la force de radiation par sa densité volumique f selon la formule :
f = 2alejc .
Par ailleurs, on considère la propagation d'une onde ultrasonore dans un premier milieu 14 jusqu'à une interface 13 avec un milieu 11.
Grâce à un effet particulier de l'interface 13, une force surfacique de radiation 15 est générée localement sur l'interface 13, ce qui entraîne le déplacement du milieu 11 situé à proximité.
Cette poussée de l'interface permet de générer, comme vu précédemment, des ondes mécaniques de forte amplitude qui se propagent dans le milieu biologique 11.
Créée par une onde ultrasonore plane incidente perpendiculairement à l'interface 13, la force de radiation 15 par unité de surface à l'interface 13, notée π, peut s'écrire (selon Shutilov VA, Fundamental Physics of Ultrasound, p 133, CRC, 1988) : π = 1 + Λ - (1 - .R) —
C1 ,
où R est le coefficient de réflexion (en terme d'énergie) de l'interface 13, Ci4 et Cn sont les célérités ultrasonores dans les milieux 14 et 11, et I est l'énergie du faisceau ultrasonore incident.
En considérant un volume particulaire V de hauteur H dans le milieu 11, volume particulaire dont une des frontières coïncide avec l'interface 13 sur une section A, il est possible de comparer les contributions relatives des deux types de forces générées lorsqu'une onde plane d'intensité I se propage dans le volume particulaire V du milieu 14.
Le volume V est alors soumis à une force volumique FVOι due à l'absorption acoustique dans le milieu 11, et soumis à une force surfacique Fsurf sur la section A due au contraste entre les deux milieux
14 et 11. La force surfacique Fsurf s'écrit Fsω,
Figure imgf000012_0001
la force de radiation volumique créée par absorption peut s'écrire en première approximation Fml = fAH = 2aul I C14AH(I - R),
En réalité, ces ordres de grandeur de force sont appliqués à une demi zone focale centrée axialement sur l'interface 13 présentant une section A égale à l'épaisseur du faisceau acoustique focalisé et présentant une hauteur H égale à une demi profondeur de champ.
Le ratio des deux forces agissant sur la zone volumique focale peut alors s'écrire :
F I F _ α . i+a-q-WO+r.) En considérant que les contrastes R et — — 1 = γc sont faibles, c,
alors le ratio des deux forces s'exprime Fs . I Fml ≈ 2R - Yc
2auH
Les valeurs prises par ce ratio dépendent principalement du choix du matériau dans lequel est réalisée l'interface 13. Le terme 2R-γc est en effet fonction de ce choix de matériau d'interface. Quant au terme
2αuH, en prenant la profondeur de champ d'un transducteur à nombre p d'ouverture — = 1 et de fréquence centrale 5 MHz, et en considérant
l'atténuation typique dans le sein (ldB/MHz/cm), on trouve 2αuH≈0,12. On voit donc qu'il suffit de choisir le matériau d'interface de manière à ce que 2R-γc soit de l'ordre de 0,25, de manière à ce que la force surfacique soit d'amplitude deux fois plus grande que la force de volume.
Dans ce but, afin d'augmenter le contraste de célérité, on peut par exemple utiliser une membrane élastique. Une telle membrane pourra être, par exemple, réalisée à partir de latex, de polyuréthane, de silicone, etc. On constate que le latex est particulièrement bien adapté pour la fabrication d'une membrane utile dans la mise en œuvre de l'invention.
Avantageusement, le transducteur 12 est apte à réaliser une étape d'imagerie ultra rapide du milieu 11. Selon le transducteur, l'image peut être bidimensionnelle ou tridimensionnelle. Elle peut être également réduite à une dimension (une ligne de vue) si l'on utilise un élément simple de transducteur immobile. Cette étape d'imagerie ultra rapide ultrasonore est couplée avec l'étape d'application des ondes ultrasonores focalisées au niveau de la membrane 13. Les occurrences de ces étapes sont alors synchronisées en fonction de la vitesse de propagation des ondes mécaniques créées par application d'ondes ultrasonores. En vue d'obtenir une image de bonne qualité, il y a donc lieu de veiller à limiter le coefficient de réflexion au niveau de l'interface 13, afin de ne pas nuire à l'imagerie ultrasonore à cause de la perte d'énergie transmise. Cela mène à choisir un milieu entouré par la membrane ayant une impédance proche de celle du milieu à imager, ce qui permet de minimiser la réflexion à l'interface. Des exemples de matériaux convenables sont donnés dans la suite.
Comme l'invention vise spécialement l'élastographie, il y a lieu de s'intéresser en particulier à la génération, par le procédé selon l'invention, d'ondes de cisaillement à l'interface 13.
Afin de préciser les caractéristiques du champ de déplacement correspondant aux ondes mécaniques résultant d'une excitation surfacique, il y a lieu de s'intéresser à la théorie de la propagation des ondes élastiques induite par une sollicitation à la surface d'un solide semi infini.
Un tel solide semi infini est un milieu 11 de propagation élastique isotrope. Quatre types d'ondes peuvent alors se propager : trois ondes de volume et une onde de surface. Les ondes de volume se composent d'une onde de tête, d'une onde de compression et d'une onde de cisaillement.
Concernant les ondes de cisaillement, le calcul de la fonction de Green (selon Gakenheimer et Miklowitz, Transient excitation of a half space by a point load traveling on the surface I, J.Appl.Mech., 1969) montre que les ondes de cisaillement générées dans le volume présentent des lobes de directivité. Cela provient du comportement dipolaire de la source ponctuelle de cisaillement.
La figure 2 illustre schématiquement la directivité des ondes de cisaillement générée par une zone source 26, sur laquelle sont focalisées des ondes ultrasonores, située sur une interface 23, placée à la surface d'un milieu 21. La force de radiation ultrasonore 25 génère des ondes de cisaillement selon des lobes de directivité 27 et 27', dont les maximas sont situés à 35° de la normale à l'interface 23 et illustrant ces ondes mécaniques de cisaillement.
En effet, dans un milieu de grande taille, le lobe principal se situe à 35° par rapport à la normale à l'interface 23 quand on considère un milieu dont les caractéristiques mécaniques sont typiques des tissus biologiques.
On constate ainsi que, pour maximiser l'amplitude de l'onde de cisaillement dans une zone spatiale définie d'intérêt particulier, il est pertinent de placer la source ponctuelle de cisaillement à 35° par rapport à cette zone.
On sait par ailleurs que l'onde de compression se propage à très haute célérité et on observe par exemple que cL≈300cτ où cτ est la vitesse de l'onde de cisaillement et cL celle de l'onde de compression. Dans la mesure où l'impulsion mécanique se doit d'être courte afin de pouvoir être imagée, l'onde de compression aura donc tendance à s'échapper de la région imagée très rapidement.
Il suffit donc d'attendre quelques dizaines de microsecondes, par exemple 30 μs environ pour une zone située à une profondeur de 4 cm, pour que le champ de déplacement ne soit plus que la manifestation des autres ondes de célérités approximativement égales à la célérité des ondes de cisaillement.
L'onde de tête assure la continuité des contraintes et présente une amplitude nulle à l'interface. Elle se propage en surface sous la forme d'une onde de compression, en cédant une partie de son énergie en volume sous la forme d'une onde de cisaillement dans une direction déterminée. Cet angle spécifique est donné par la formule :
0 = αsin(^) , où cτ est la vitesse de l'onde de cisaillement et cL, celle de l'onde de compression.
Or, les valeurs de vitesse des ondes de cisaillement et de compression sont respectivement de l'ordre de 5 m/s et 1 500 m/s. Par conséquent, l'angle spécifique est quasi nul et cette onde de tête ne pénètre pas dans le milieu. Elle ne sera donc pas observable dès lors que l'on imagera en profondeur, même faible, dans le milieu.
L'onde de surface, ou onde de Rayleigh R, est, en réalité, susceptible d'être détectée en volume car elle présente une composante évanescente normale, selon l'axe Z. Cette composante s'étend sur une profondeur d'environ une longueur d'onde, soit environ 1 cm dans les milieux biologiques.
La vitesse de propagation de cette onde de surface est donnée avec une bonne précision par la formule de Viktorov :
cR _ 0.718 - (cr /cJ2 _ 0.718 - (5/1500)2 _ , cτ ~ 0.75 - (cr /cJ2 ~ 0.75 -(5/150O)2
où CR est la vitesse est la vitesse de l'onde de surface.
L'onde de surface a donc une vitesse presque identique à celle des ondes de cisaillement.
On voit, par conséquent, qu'il n'est pas réellement possible de séparer temporellement l'onde R et l'onde de cisaillement. En revanche, ici aussi, dès lors que l'on image en profondeur, même faible, cette onde ne vient pas se superposer aux ondes de cisaillement. De plus, même dans le cas d'une superposition à l'onde de cisaillement, sa présence n'altérera que très peu la mesure de la vitesse cτ puisque cR≈Cτ.
La figure 3 présente un premier mode de réalisation d'une membrane artificielle selon l'invention. Ce mode de réalisation est particulièrement adapté pour être combiné avec un procédé de thérapie par ultrasons focalisés. En effet, un tel procédé de thérapie nécessite la présence d'un milieu couplant entre des transducteurs ultrasonores et un milieu biologique. Un tel milieu couplant est généralement une poche à eau constituée d'une membrane remplie d'eau et qui peut être avantageusement utilisée pour mettre en œuvre l'invention.
Or on sait qu'en présence d'une telle poche à eau, il est quasiment impossible de générer une onde de cisaillement par contact mécanique direct, précisément à cause du milieu couplant.
Cela est préjudiciable quand on veut imager le milieu biologique par élastographie pour en suivre l'évolution des propriétés élastiques liée à la progression du traitement. En outre, même si l'on parvenait à générer une force de radiation volumique au sein du milieu biologique, la pression de radiation volumique qu'il est possible de générer dans le milieu, serait largement diminuée du fait de la perte d'énergie ultrasonore à l'interface entre la poche à eau et le milieu.
Le mode de réalisation de l'invention présenté sur la figure 3 permet précisément de pallier cet inconvénient en permettant de générer des ondes mécaniques de cisaillement dans un milieu biologique 31, et ce malgré la présence de la poche à eau.
Le montage présenté sur la figure 3 utilise une sonde d'imagerie 38 portant des transducteurs ultrasonores 32. Cette sonde d'imagerie 38 est appliquée sur une poche à eau, définissant un milieu couplant 34 entouré par une membrane 34'. La poche à eau est placée à la surface d'un milieu biologique 31, par exemple un sein, définissant ainsi une interface 33.
Le procédé selon l'invention utilise l'effet d'interface au niveau de la membrane 34' pour créer des ondes mécaniques, plus précisément des ondes de cisaillement dans le milieu 31. En imageant ensuite ces ondes de cisaillement, il est possible de réaliser une cartographie de l'élasticité du milieu 31 observé à un moment quelconque.
Quand le procédé selon l'invention est utilisé durant un traitement par ultrasons focalisés, il devient ainsi possible de suivre aisément la variation de l'élasticité de la zone traitée en utilisant une seule et même sonde d'imagerie 38. Une telle sonde d'imagerie 38 est alors programmée non seulement pour réaliser le traitement mais aussi pour, ponctuellement, déclencher une mesure d'élasticité en réalisant une étape de génération d'ondes mécaniques et, successivement, de manière synchronisée, une étape d'imagerie du milieu 31.
En outre, l'invention permet d'ajuster les paramètres de l'interface en fonction de l'observation que l'on souhaite faire du milieu 31.
En effet, contrairement à la force de radiation volumique qui dépend principalement des paramètres acoustiques du milieu 31 et de l'intensité du faisceau ultrasonore, la force de radiation 35 générée sur l'interface 33 entre les deux milieux 34 et 31 dépend d'autres paramètres qui sont susceptibles d'être ajustés par l'expérimentateur.
La force de radiation interfaciale dépend, en effet, du ratio des impédances acoustiques, du ratio des vitesses du son dans les deux milieux ou, encore, de l'épaisseur de la membrane.
En particulier, il est possible d'utiliser un matériau de membrane bien choisi pour ajuster ces paramètres afin d'amplifier la pression de radiation à l'interface 33.
II est également judicieux que les impédances acoustiques des deux milieux 31 et 34 soient voisines, mais que les deux milieux 31 et 34 présentent des vitesses du son très différentes. Cela permet d'obtenir une pression de radiation plus importante tout en évitant les réflexions à l'interface 33 qui sont nuisibles à l'imagerie ultrasonore. Dans un tel but, on utilisera avantageusement une membrane élastique remplie soit de silicone, soit de chloroforme, soit encore de mono chlorobenzène, soit de nitrométhane ou encore de potassium.
Ces derniers matériaux présentent, en effet, des impédances acoustiques proches de celles des milieux biologiques, mais des vitesses du son très différentes.
La figure 4 illustre un second mode de réalisation d'une membrane artificielle selon l'invention. Dans ce mode de réalisation, la membrane 44' réalisant l'interface 43, est telle qu'il est possible de confiner et d'amplifier l'amplitude et la directivité des ondes mécaniques dans une zone d'intérêt 66 située dans un milieu 41.
En effet, lorsque plusieurs sources de cisaillement vibrant en surface sont disposées de manière adéquate, on définit une région où l'amplitude de l'onde mécanique, plus particulièrement de sa composante axiale, est augmentée.
Dans l'exemple de la figure 4, est utilisée une membrane à épaisseur et à composition non constantes. Une spatialisation des sources en surface peut, en effet, être réalisée à l'aide d'une membrane dont l'épaisseur et/ou la composition est non homogène au niveau de l'interface 43 avec le milieu 41.
Les figures 4a et 4b décrivent ainsi un mode de réalisation particulier pour une membrane 44' entourant un milieu couplant 44, apte à focaliser les ondes mécaniques sur une zone d'intérêt 66.
La figure 4a est une coupe A-A et la figure 4b est une vue de dessus partielle telle que vue selon la coupe B-B.
La zone d'intérêt 66 est située à une profondeur Z et les caractéristiques de la membrane 44' sont déterminées en fonction de cette profondeur Z en termes d'épaisseur ou de composition. Dans l'exemple de la figure 4, l'épaisseur de la membrane 44' est accrue sur une zone en couronne 49 représentée sur la figure 4b, de manière à ce que la zone d'intérêt 66 et la couronne 49 forment un cône d'environ 35° .
Quand une onde acoustique est émise vers la membrane 44', des déplacements axiaux se produisent de manière plus importante, par force de radiation acoustique 45, au niveau de la couronne 49 puisque l'épaisseur membranaire ou la composition membranaire ont localement été optimisées à cette fin .
Par symétrie autour de l'axe AX de révolution de la couronne 49, les déplacements axiaux s'additionnent et, par propagation, sont d'une amplitude maximale dans la zone d'intérêt 66, placée dans chacun des lobes principaux d'émission des sources membranaires.
On constate qu'il existe donc différentes possibilités de constitutions de la membrane visant à atteindre des zones d'intérêt 66 de profondeurs Z distinctes.
On remarque aussi que les hétérogénéités de la membrane 44' peuvent être réalisées suivant des géométries variables, non seulement en couronne, mais également en rectangle, etc. Au lieu d'une surface en relief continue, des picots peuvent aussi être disposés en couronne.
Enfin, la figure 5 présente un mode de réalisation particulier de l'invention où une interface biologique 53 présente au sein d'un milieu biologique 51 est utilisée selon le procédé de l'invention . Selon l'invention, des transducteurs 52 sont utilisés pour appliquer des ondes ultrasonores focalisées au niveau de l'interface 53, c'est-à-dire à la profondeur de l'interface et en direction de celle-ci.
Par effet d'interface, les ondes ultrasonores génèrent une force de radiation surfacique 55 qui induit des ondes mécaniques de cisaillement au sein d'un milieu biologique 54 inclus dans le milieu biologique 51. Les transducteurs 52 sont ensuite utilisés pour imager la propagation de ces ondes de cisaillement et déduire de cette observation des propriétés mécaniques du milieu 54.
On peut noter que, lorsque le procédé selon l'invention est utilisé, comme représenté sur la figure 5, pour caractériser un milieu biologique 54 présent dans le milieu biologique 51, on peut en déduire aussi des propriétés mécaniques du milieu 51. En effet, non seulement la seconde interface 53' présente dans la direction Oz génère aussi des ondes de cisaillement au sein du milieu 51 mais également la taille du milieu biologique 54 est généralement telle que les ondes de cisaillement générées à l'interface 53 se propage aussi dans le milieu 51. En imageant l'ensemble du milieu, on peut alors déduire des propriétés sur chacun des milieux 51 et 54 et sur leur interface 53, 53'.
On remarque enfin que diverses mises en œuvre peuvent être réalisées selon les principes de l'invention tels que définis dans les revendications suivantes.

Claims

REVENDICATIONS
1. Procédé de génération d'ondes mécaniques au sein d'un milieu viscoélastique [ 11] comprenant une étape de génération d'une force de radiation acoustique [ 15] au sein du milieu viscoélastique [ 11] couplée avec une étape d'imagerie du milieu [21], le couplage étant tel que l'on image la propagation des ondes mécaniques [27] générées dans le milieu [21], l'étape de génération étant réalisée par application d'ondes acoustiques focalisées sur une interface [ 13] délimitant deux zones [ 11, 14] possédant des propriétés acoustiques distinctes.
2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que les ondes acoustiques sont des ondes ultrasonores.
3. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que l'interface [53] sur laquelle sont focalisées les ondes acoustiques est une interface présente entre deux zones [51,54] de propriétés acoustiques distinctes présentes au sein du milieu viscoélastique [51] .
4. Procédé selon l'une des revendications 1 et 2, caractérisé en ce que l'interface [33] sur laquelle sont focalisées les ondes acoustiques est une membrane artificielle [34'] placée au contact de la surface du milieu viscoélastique [31] et entourant un milieu dit de couplage [34] placé entre un dispositif [38,32] destiné à appliquer les ondes acoustiques et la surface du milieu viscoélastique [31], le milieu de couplage [34] et le milieu viscoélastique [31] définissant deux zones de propriétés acoustiques distinctes.
5. Procédé selon la revendication 4, caractérisé en ce que la membrane artificielle [34'] présente une composition choisie pour minimiser le contraste d'impédance acoustique tout en augmentant l'amplitude des ondes mécaniques.
6. Procédé selon la revendication 4, caractérisé en ce que la membrane artificielle [34'] présente une épaisseur choisie pour minimiser le contraste d'impédance acoustique tout en augmentant l'amplitude des ondes mécaniques.
7. Procédé selon l'une des revendications 4 à 6, caractérisé en ce que la membrane artificielle [34'] présente une composition non uniforme et déterminée spatialement de manière à augmenter l'amplitude des ondes mécaniques [27] dans une région d'intérêt du milieu viscoélastique [31] .
8. Procédé selon l'une des revendications 4 à 6, caractérisé en ce que la membrane artificielle [44'] présente une épaisseur [49] non uniforme et déterminée spatialement de manière à augmenter l'amplitude des ondes mécaniques [27] dans une région d'intérêt [66] du milieu viscoélastique [41] .
9. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que l'application d'ondes acoustiques focalisées sur l'interface [33] est réalisée successivement en une pluralité de points de l'interface [33], cette pluralité de points et la succession des focalisations étant déterminées de manière à augmenter l'amplitude des ondes mécaniques [27] dans une région d'intérêt du milieu viscoélastique [31] .
10. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que ledit procédé est couplé avec un procédé de traitement ultrasonore afin de suivre l'effet du traitement.
11. Procédé selon la revendication 11, caractérisé en ce que le procédé de traitement ultrasonore est apte à être contrôlé en fonction des résultats de l'étape d'imagerie du milieu.
12. Membrane artificielle [34'] présentant une composition et/ou une épaisseur choisie pour minimiser le contraste d'impédance acoustique tout en augmentant l'amplitude des ondes mécaniques destinée à être partiellement placée au contact de la surface d'un milieu viscoélastique [31] et destinée à entourer un milieu dit de couplage [34] placé entre un dispositif [32,38] de génération d'ondes acoustiques et un milieu viscoélastique [31] pour servir d'interface [33] lors de la mise en œuvre d'un procédé selon l'une des revendications précédentes.
PCT/FR2007/052247 2006-10-25 2007-10-25 Procede de generation d'ondes mecaniques par generation de force de radiation acoustique interfaciale WO2008050072A2 (fr)

Priority Applications (8)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP07866491.9A EP2084702B1 (fr) 2006-10-25 2007-10-25 Procede de generation d'ondes mecaniques par generation de force de radiation acoustique interfaciale
US12/092,406 US8037766B2 (en) 2006-10-25 2007-10-25 Method for generation mechanical waves by generation of interfacial acoustic radiation force
CN2007800396492A CN101589426B (zh) 2006-10-25 2007-10-25 通过生成界面声辐射力产生机械波的方法
JP2009533919A JP5788141B2 (ja) 2006-10-25 2007-10-25 粘弾性媒質内に力学的波を生成し、イメージングするアセンブリの作動方法
CA2667527A CA2667527C (fr) 2006-10-25 2007-10-25 Procede de generation d'ondes mecaniques par generation de force de radiation acoustique interfaciale
KR1020097008491A KR101411099B1 (ko) 2006-10-25 2007-10-25 계면 음향 방사력을 발생시켜 기계적 파동을 발생시키는 방법
IL198257A IL198257A (en) 2006-10-25 2009-04-21 A device and method for creating mechanical waves within a viscous elastic medium
HK10104892.9A HK1138100A1 (en) 2006-10-25 2010-05-18 Method for generation of mechanical waves by generation of interfacial acoustic radiation force

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
FR0654502 2006-10-25
FR0654502A FR2907692B1 (fr) 2006-10-25 2006-10-25 Procede de generation d'ondes mecaniques par generation de force de radiation acoustique inferfaciale.
US88323307P 2007-01-03 2007-01-03
US60/883,233 2007-01-03

Publications (2)

Publication Number Publication Date
WO2008050072A2 true WO2008050072A2 (fr) 2008-05-02
WO2008050072A3 WO2008050072A3 (fr) 2008-06-19

Family

ID=38372331

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/FR2007/052247 WO2008050072A2 (fr) 2006-10-25 2007-10-25 Procede de generation d'ondes mecaniques par generation de force de radiation acoustique interfaciale

Country Status (6)

Country Link
US (1) US8037766B2 (fr)
EP (1) EP2084702B1 (fr)
CN (1) CN101589426B (fr)
CA (1) CA2667527C (fr)
FR (1) FR2907692B1 (fr)
WO (1) WO2008050072A2 (fr)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010046484A (ja) * 2008-08-22 2010-03-04 Medison Co Ltd 弾性映像を形成する超音波システム及び弾性映像形成方法

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101506872A (zh) * 2006-08-23 2009-08-12 皇家飞利浦电子股份有限公司 包含流体折射超声形态的设备
US20100286520A1 (en) * 2009-05-11 2010-11-11 General Electric Company Ultrasound system and method to determine mechanical properties of a target region
EP2443626A2 (fr) 2009-06-19 2012-04-25 Koninklijke Philips Electronics N.V. Système d'imagerie pour imagerie d'un milieu viscoélastique
US8647276B2 (en) 2009-09-04 2014-02-11 Hitachi Medical Corporation Ultrasonic diagnostic device
BR112013014423A2 (pt) * 2010-12-13 2016-09-13 Koninkl Philips Electronics Nv sistema ultrassônico de formação de imagem diagnóstica para análise de onda de cisalhamento
CA3218014A1 (fr) * 2015-04-24 2016-10-27 Les Solutions Medicales Soundbite Inc. Dispositif de connexion pour guides d'ondes mecaniques
CN111449629B (zh) * 2020-04-28 2023-04-25 北京信息科技大学 一种光学相干弹性成像方法及装置

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE4229531A1 (de) * 1992-09-04 1994-03-10 Reinhold Holstein Wartungsfreie Regenwassernützungsanlage
US5477736A (en) * 1994-03-14 1995-12-26 General Electric Company Ultrasonic transducer with lens having electrorheological fluid therein for dynamically focusing and steering ultrasound energy
EP1354561A1 (fr) * 2002-04-17 2003-10-22 Dornier MedTech Systems GmbH Dispositif pour la manipulation de pulsions acoustiques

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4452084A (en) * 1982-10-25 1984-06-05 Sri International Inherent delay line ultrasonic transducer and systems
DE4229631C2 (de) * 1992-09-04 1994-06-16 Siemens Ag Akustische Linse mit variabler Brennweite
US5903516A (en) * 1996-05-08 1999-05-11 Mayo Foundation For Medical Education And Research Acoustic force generator for detection, imaging and information transmission using the beat signal of multiple intersecting sonic beams
US6895820B2 (en) * 2001-07-24 2005-05-24 Sonoscan, Inc. Acoustic micro imaging method and apparatus for capturing 4D acoustic reflection virtual samples
JP2003319939A (ja) * 2002-04-26 2003-11-11 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波撮影装置
US20050149008A1 (en) * 2003-09-04 2005-07-07 Crum, Kaminski & Larson, Llc Treatment of cardiac arrhythmia utilizing ultrasound
US20050080469A1 (en) * 2003-09-04 2005-04-14 Larson Eugene A. Treatment of cardiac arrhythmia utilizing ultrasound
US7917317B2 (en) * 2006-07-07 2011-03-29 Sonix, Inc. Ultrasonic inspection using acoustic modeling

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE4229531A1 (de) * 1992-09-04 1994-03-10 Reinhold Holstein Wartungsfreie Regenwassernützungsanlage
US5477736A (en) * 1994-03-14 1995-12-26 General Electric Company Ultrasonic transducer with lens having electrorheological fluid therein for dynamically focusing and steering ultrasound energy
EP1354561A1 (fr) * 2002-04-17 2003-10-22 Dornier MedTech Systems GmbH Dispositif pour la manipulation de pulsions acoustiques

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010046484A (ja) * 2008-08-22 2010-03-04 Medison Co Ltd 弾性映像を形成する超音波システム及び弾性映像形成方法

Also Published As

Publication number Publication date
FR2907692B1 (fr) 2009-10-30
WO2008050072A3 (fr) 2008-06-19
US20080276709A1 (en) 2008-11-13
CN101589426B (zh) 2013-03-20
US8037766B2 (en) 2011-10-18
CN101589426A (zh) 2009-11-25
CA2667527A1 (fr) 2008-05-02
EP2084702B1 (fr) 2020-03-18
CA2667527C (fr) 2016-06-21
EP2084702A2 (fr) 2009-08-05
FR2907692A1 (fr) 2008-05-02

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP2084702B1 (fr) Procede de generation d'ondes mecaniques par generation de force de radiation acoustique interfaciale
EP0383650B1 (fr) Procédé et dispositif de repérage et de focalisation d'ondes
EP0385897A1 (fr) Sonde microéchographique de collimation à ultrasons à travers une surface déformable
FR2620294A1 (fr) Dispositif piezoelectrique a ondes negatives reduites, et utilisation de ce dispositif pour la lithotritie extra-corporelle ou pour la destruction de tissus particuliers
WO2004016176A2 (fr) Dispositif et procede pour la mesure de l'elasticite d'un organe humain ou animal
CA2874836A1 (fr) Dispositif et procede de focalisation d'impulsions.
EP0615625A1 (fr) Dispositif de therapie pour la destruction d'une cible par des signaux acoustiques comportant un retournement temporel
WO1999058196A1 (fr) Reglage de frequence dans un appareil de traitement par ultrasons focalises de haute intensite
EP3099240B1 (fr) Procede et dispositif ultrasonore de caracterisation des milieux mous anisotropes, et ensemble de sonde ultrasonore pour un tel dispositif de caracterisation
FR2905180A1 (fr) Sonde d'imagerie ultrasonore pour imager une modification transitoire d'un milieu
FR2980326A1 (fr) Couches de transmission thermique et d'adaptation acoustique pour transducteur ultrasonore
FR3072577A1 (fr) Appareil de traitement de la thrombose vasculaire par ultrasons
FR3081334A1 (fr) Appareil de traitement par ultrasons comportant des moyens d'imagerie des bulles de cavitation
EP0468847B1 (fr) Appareil d'hyperthermie ultrasonore extracorporelle ultrarapide
EP3198301A1 (fr) Procédé et dispositif d'imagerie acoustique.
Hou et al. An integrated optoacoustic transducer combining etalon and black PDMS structures
Roy et al. Photoacoustic image quality improvement from a single cell low frequency pmut
EP3555659B1 (fr) Procede d'acquisition de signaux par sondage ultrasonore, programme d'ordinateur et dispositif de sondage a ultrasons correspondants
FR3065078B1 (fr) Procede et dispositif de sondage ultrasonore par focalisation adaptative au moyen d'un objet solide reverberant
Paramanick et al. Seeing Beyond: The Future of Photoacoustic Imaging with Single-element, Low-frequency Thin-film PMUT
Zhang et al. Broadband transparent ultrasound transducer with polymethyl methacrylate as matching layer for in vivo photoacoustic microscopy
FR3016791B1 (fr) Procede et dispositif de caracterisation de la peau
EP0040566B1 (fr) Dispositif d'échographie à focalisation dynamique et à balayage sectoriel
WO2005015540A1 (fr) Procede et dispositif d'imagerie par ondes acoustiques
EP0632920A1 (fr) Appareil de therapie a focalisation variable sans focalisation secondaire

Legal Events

Date Code Title Description
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 200780039649.2

Country of ref document: CN

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 12092406

Country of ref document: US

121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 07866491

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A2

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 198257

Country of ref document: IL

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2007866491

Country of ref document: EP

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2009533919

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2667527

Country of ref document: CA

Ref document number: 1020097008491

Country of ref document: KR

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE