La présente invention concerne un transducteur d'ultrasons en réseau phasé à usage médical, notamment pour des applications thérapeutiques. Elle concerne également une machine de traitement thérapeutique équipée d'au moins un tel transducteur d'ultrasons.

On connaît des méthodes d'ablation non invasive de tissus cancéreux par utilisation d'ultrasons focalisés de haute intensité. Ces méthodes sont basées sur l'élévation localisée et à distance de la température des tissus biologiques afin de nécroser les tissus cancéreux sans toucher aux tissus environnants.

Cette élévation locale de température est obtenue en focalisant des ultrasons dans les tissus biologiques, l'appareil générant les ondes ultrasonores étant positionné à l'extérieur du corps humain.

Il est connu que l'efficacité thérapeutique du traitement est améliorée lorsque les ultrasons focalisés sont concentrés en un point focal de petit volume par rapport à un point focal diffus, sous réserve de couvrir la totalité du volume tumoral par déplacement de ce point focal.

Un dispositif de traitement efficace doit donc combiner un point focal de faible dimension et le moyen de déplacer ce point focal afin de couvrir l'intégralité du volume cible à traiter.

La focalisation d'ultrasons peut être obtenue à l'aide d'une grande variété de transducteurs, notamment en termes de forme et de matériaux constitutifs.

Un transducteur très largement répandu a ainsi une forme de calotte sphérique et est réalisé à partir d'une pièce de céramique piézoélectrique ou d'une structure piezocomposite mise en forme. L'intérêt d'un tel transducteur réside alors dans sa capacité à focaliser naturellement un faisceau ultrasonore au centre géométrique de la calotte sphérique.

Ce type de transducteur permet ainsi d'obtenir une forte concentration des ultrasons au point focal de manière à induire une élévation locale de température compatible avec un traitement thermique des tissus.

Toutefois, lorsque la cible thérapeutique est placée dans un organe mobile tel que le foie ou le rein, qui se déplace de quelques centimètres au cours du cycle respiratoire, le point focal doit non seulement pouvoir couvrir l'ensemble du volume cible mais également pouvoir accompagner, pour le moins partiellement, le mouvement de la cible.

Ce suivi partiel de la cible à traiter impose une contrainte forte sur l'amplitude de déplacement nécessaire au point focal pour traiter l'ensemble du volume cible.

Plusieurs solutions ont été proposées pour augmenter le volume couvert par les ultrasons focalisés.

La solution technique la plus simple consiste à fixer le transducteur d'ultrasons sur un système de positionnement motorisé de telle manière que la position et/ou l'orientation du transducteur puissent être modifiée à distance.

Cette technique offre une très grande flexibilité dans le déplacement du point focal. Elle autorise potentiellement un contrôle du déplacement du point focal de manière à suivre une cible dans un organe mobile tout au long du cycle respiratoire.

Cependant, cette solution présente des inconvénients majeurs lorsqu'elle est installée dans un dispositif d'imagerie par résonance magnétique (IRM).

Tout d'abord, l'encombrement mécanique est important dans l'espace restreint de l'aimant du dispositif IRM.

On observe également des perturbations de l'imagerie IRM liées à des interférences radiofréquences dues au système de motorisation et des perturbations des cartographies de température obtenues par imagerie de phase en IRM. Ces dernières résultent de variations de susceptibilité magnétique liées aux déplacements du transducteur dans le champ magnétique de l'aimant.

Or, un contrôle par imagerie du patient durant le traitement thérapeutique est essentiel pour garantir la sécurité du patient et assurer la fiabilité de la procédure. L'imagerie IRM présente deux avantages majeurs en terme de contrôle d'ablation thermique par rapport aux autres techniques d'imagerie disponibles telles que l'échographie.

Tout d'abord, l'imagerie IRM permet de bien visualiser la tumeur et les tissus sensibles environnants, ce qui est indispensable pour une planification optimale du traitement thérapeutiques. Ensuite, l'IRM fournit une cartographie de température fiable dans l'ensemble du volume cible pendant le traitement, ce qui permet non seulement de visualiser l'ablation thermique en temps réel mais surtout d'adapter le traitement en fonction de la réponse des tissus.

Dans le document "IEEE Transactions on ultrasonics, ferroelectrics and frequency control", Vol. 36, N ° 5. Septembre 1989, EBBINI et al. introduisent la notion de réseau phasé dans lequel le transducteur d'ultrasons est divisé en plusieurs éléments actifs, chacun de ces éléments actifs étant excité par un signal d'excitation dont la phase est contrôlée individuellement.

La position du point focal peut alors être modifiée en appliquant une loi de phase appropriée aux éléments composant le transducteur. Ce procédé est couramment appelé "beamforming" (mise en forme de faisceau), ou encore déflexion électronique du point focal, et s'applique aux réseaux dits phasés. La formation d'un volume de couverture, encore appelé zone de focalisation accessible, par déflexion électronique du point de focalisation d'une matrice d'éléments transducteur est ainsi divulguée. Ce volume de couverture se caractérise par une énergie acoustique du point focal défléchi d'au moins 50% de l'énergie du point focal au point de convergence géométrique, lequel est le centre de la calotte sphérique.

Ce document enseigne également comment générer des "patterns" de focalisation dans le volume de couverture. Ces "patterns" peuvent, par exemple, être des points focaux multiples. En résumé, toutes les utilisations d'un transducteur en réseau phasé (déflection et multi-focus) sont décrites dans ce document de l'état de l'art.

A titre illustratif, une telle mise en forme du faisceau ultrasonore, permet d'obtenir une focalisation à partir d'une surface support plane et autorise le déplacement du point focal dans une petite zone sans déplacement mécanique du transducteur, et avec un temps de réponse beaucoup plus court qu'avec un système de déplacement motorisé classique. Cependant, des problèmes apparaissent lorsque le découpage du transducteur en différents éléments actifs est trop régulier. Des points focaux secondaires apparaissent en fonction de la position du point focal primaire. Ces points focaux secondaires, encore appelés "grating lobes" (lobes secondaires), peuvent provoquer des élévations de température en des points non désirés et nuisent ainsi à l'utilisation de transducteurs en réseau phasé pour l'ablation thermique.

Des progrès ont été apportés avec l'apparition de transducteurs dont les éléments sont repartis pseudo aléatoirement sur la surface support. Cette distribution pseudo-aléatoire limite l'apparition d'éventuels points chauds non désirés lors de la déflection électronique du faisceau, ce qui explique qu'il s'agisse du type de transducteur le plus couramment utilisé aujourd'hui.

La principale limitation ce type de transducteur à ultrasons reste la taille relativement faible de la zone de couverture du point focal.

La déflection électronique est principalement limitée par le diagramme de rayonnement des émetteurs individuels (inversement proportionnel au produit diamètre x fréquence) et dépend de la géométrie du transducteur, en particulier le rayon de courbure de la calotte sphérique. Sachant qu'à la fréquence de travail le faisceau émis est directif, une tentative de focalisation loin du point focal naturel se traduira par une forte baisse d'efficacité.

Typiquement, pour un transducteur de 13cm de rayon de courbure, fonctionnant à une fréquence de 1 MHz, avec 256 éléments circulaires de 6mm de diamètre, la déflection maximale du point focal est d'environ 15 mm par rapport au point focal naturel (centre de la calotte sphérique).

Cette couverture est compatible avec les méthodes de compensation de petits déplacements des organes afin de créer une lésion précise, sans effet de flou induit par le mouvement, ou de créer une lésion plus large dans le cas d'organe immobile.

Cependant, cette méthode ne permet pas de traiter un large volume en présence de mouvement respiratoire sans avoir recours à un système de déplacement mécanique.

Les transducteurs en réseau phasé, aux éléments dispersés de manière aléatoire sur une surface concave, sont en général peu denses. En effet, si la surface des éléments est trop importante par rapport à la surface du transducteur (> 50%) la position des éléments devient moins aléatoire et à la limite d'un transducteur compact ou la surface des éléments approche 70% de la surface du transducteur, la répartition des éléments devient totalement ordonnée avec pour conséquence, l'apparition de points focaux ou lobes secondaires.

La présente invention vise à pallier ces divers inconvénients en proposant un transducteur d'ultrasons particulièrement simple dans sa conception et dans son mode opératoire, économique et permettant l'obtention d'une zone de couverture plus large qu'avec les techniques connues de l'état de l'art.

A cet effet, l'invention concerne un transducteur d'ultrasons en réseau phasé à usage médical, ce transducteur comprenant un support unique et un ensemble d'éléments transducteurs distribués de manière aléatoire à la surface dudit support, lesdits éléments transducteurs étant fixes.

Selon l'invention,

- cet ensemble comporte au moins deux sous-ensembles d'éléments transducteurs, chacun desdits sous-ensembles d'éléments transducteurs ayant un point de convergence géométrique distinct de manière à focaliser une énergie ultrasonore dans un volume de couverture distinct de sorte que l'arrangement desdits volumes de couverture couvre un volume cible à traiter, et

- des moyens de pilotage pour piloter lesdits éléments transducteurs indépendamment les uns des autres.

Ce transducteur d'ultrasons permet avantageusement de définir au moins deux volumes de couverture distincts, lesquels peuvent être contigus, voire présenter un volume de recoupement. On peut ainsi s'assurer du traitement d'un volume cible mobile entre deux points extrêmes, la plage de déplacement de ce volume cible étant couverte par des volumes de couverture distincts.

Un des intérêts de ce transducteur d'ultrasons est, par conséquent, d'augmenter la précision du traitement thérapeutique, en délivrant la dose thérapeutique à l'intérieur d'une zone de traitement couvrant le mouvement d'un volume cible sans déplacement mécanique du transducteur. On évite ainsi les artefacts dynamiques de susceptibilité en imagerie IRM.

Ce transducteur d'ultrasons permet également de traiter en une seule fois des volumes de tissus cancéreux plus importants pour une cible fixe. Ce transducteur permet encore d'améliorer la prédiction de la dose réellement déposée sur les tissus biologiques puisqu'il est possible de s'assurer d'un traitement effectif continu dans le volume cible à traiter.

Les moyens de pilotage émettent des signaux d'excitation ayant des fréquences d'excitation comprises entre 0,5 MHz et 1 0 MHz. De préférence, la fréquence d'excitation de chaque sous-ensemble d'éléments transducteurs est comprise entre 0,5 MHz et 3 MHz, et encore mieux entre 1 et 2 MHz pour des applications thérapeutiques.

On entend par "éléments transducteurs distribués de manière aléatoire", une distribution aléatoire ou quasi-aléatoire des éléments transducteurs, la position de certains de ces éléments transducteurs ayant pu être modifiée à partir d'une position purement aléatoire de manière à conserver un espace minimal entre les éléments transducteurs. Cette distance minimale est, par exemple, de l'ordre de 0,5 mm prise entre les bords des éléments transducteurs. On obtient donc une distribution semi aléatoire dispersée des éléments transducteurs de chaque sous-ensemble d'éléments transducteurs, l'ensemble des éléments transducteurs à la surface du support unique étant entremêlé, la distribution ainsi obtenue étant avantageusement compacte.

On définit le "volume de couverture" d'un sous-ensemble d'éléments transducteurs comme étant le volume couvert par déflection électronique du point focal généré par ce sous-ensemble autour de son point focal naturel. Le "point focal naturel" est défini comme le point de convergence géométrique du sous-ensemble d'éléments transducteurs, le point de convergence d'un sous- ensemble étant lui-même défini comme le point vers lequel sont orientés les vecteurs normaux à la surface de chacun des éléments transducteurs constituant ce sous-ensemble.

De préférence, le volume de couverture est la zone autour du point focal naturel du sous-ensemble où le point focal obtenu par déflection électronique a au moins 50% de la puissance acoustique du point focal naturel du sous-ensemble d'éléments transducteurs.

Bien entendu, il ne faut pas confondre ici "point de convergence géométrique" (ou point focal naturel) d'un sous-ensemble d'éléments transducteurs avec des points focaux multiples que l'on peut obtenir par l'action d'un réseau phasé. On entend par " volume cible à traiter", le volume de la cible à traiter celle-ci étant fixe ou le volume total généré par une cible mobile ayant un volume à traiter V.

Le nombre d'éléments transducteurs de chaque sous-ensemble est déterminé pour apporter une énergie suffisante pour assurer la nécrose des tissus biologiques dans le volume de couverture généré par ce sous-ensemble d'éléments transducteurs. Par ailleurs, on entend par "les éléments transducteurs étant fixes" que ces éléments transducteurs individuels sont fixes en position et en orientation à la surface du support unique.

Dans différents modes de réalisation particuliers de ce transducteur d'ultrasons, chacun ayant ses avantages particuliers et susceptibles de nombreuses combinaisons techniques possibles:

- les éléments transducteurs de chaque sous-ensemble sont placés à la surface dudit support unique de sorte que les points de convergence de ces sous-ensembles sont alignés selon au moins un axe.

De préférence, le volume cible à traiter étant mobile le long d'un axe de déplacement, lesdits points de convergence sont placés sur cet axe de déplacement.

- ledit ensemble comprenant au moins quatre sous-ensembles, les éléments transducteurs de chaque sous-ensemble sont placés à la surface dudit support unique de sorte que les points de convergence d'au moins deux premiers sous-ensembles sont placés sur un premier axe et les points de convergence d'au moins deux seconds sous-ensembles sont placés sur un second axe, lesdits premier et second axes étant non parallèles,

Avantageusement, ces axes sont perpendiculaires.

Alternativement, les points de convergence des sous-ensembles du transducteur d'ultrasons étant placés le long d'un seul axe, le support du transducteur peut être monté sur une platine mobile en rotation de manière à déplacer l'orientation de cet axe d'au moins 90°, et encore mieux 180°.

- chacun desdits sous ensembles d'éléments transducteurs ayant une fréquence de résonance propre et distincte, un élément transducteur d'un sous-ensemble est relié, ou encore câblé, à un élément transducteur de chaque autre sous-ensemble du transducteur d'ultrasons en réseau phasé de l'invention, de sorte que le choix d'une fréquence d'excitation donnée délivrée par les moyens de pilotage, sélectionne et active un unique sous-ensemble d'éléments transducteurs.

De préférence, on reliera, ou encore câblera, en parallèle des éléments transducteurs appartenant à des sous-ensembles différents, les plus proches. II est ainsi possible de diviser le nombre de câbles nécessaires en sortie du support unique pour alimenter les sous-ensembles d'éléments transducteurs par N, où N est un nombre entier positif représentant le nombre de sous- ensembles d'éléments transducteurs du transducteur d'ultrasons en réseau phasé de l'invention.

A titre purement illustratif, pour un transducteur d'ultrasons comprenant 2 sous-ensembles de 128 éléments transducteurs chacun, soit 256 éléments transducteurs sur le support unique, le nombre de câbles nécessaires pour alimenter ces éléments transducteurs depuis les moyens de pilotage est de 128.

Alternativement, les moyens de pilotage émettent un signal d'excitation principal comprenant une superposition d'au moins deux signaux d'excitation secondaires ayant des fréquences d'excitation distinctes, chacun desdits sous-ensembles d'éléments transducteurs répondant à une seule fréquence d'excitation, ces fréquences d'excitation étant différentes pour tous les sous- ensembles,

De préférence, le signal d'excitation principal étant un signal multispectral, les signaux d'excitation secondaires sont des signaux d'excitation monochromatiques.

- les moyens de pilotage sont reliés à chaque élément transducteur individuellement.

Alternativement, les moyens de pilotage étant reliés auxdits éléments transducteurs par des liaisons, au moins certaines desdites liaisons relient lesdits moyens de pilotage à des groupes d'éléments transducteurs, chaque groupe comprenant au moins un élément transducteur d'au moins deux sous- ensembles distincts.

Les éléments transducteurs appartenant à chacun desdits groupes sont ainsi électriquement connectés en parallèle.

L'invention vise également un procédé de fabrication d'un transducteur d'ultrasons à usage médical tel que décrit précédemment. Selon l'invention, ce procédé comporte au moins les étapes successives suivantes, lesdites étapes étant réalisées par au moins une unité de calcul :

a) ayant un unique support, on répartit de manière aléatoire à la surface dudit support, des éléments transducteurs définissant un premier sous- ensemble d'éléments transducteurs destiné à focaliser une énergie ultrasonore dans un premier volume de couverture,

b) les éléments transducteurs du premier sous-ensemble étant fixes, on disperse à la surface dudit support comprenant ledit premier sous-ensemble, des éléments transducteurs définissant un deuxième sous-ensemble d'éléments transducteurs destiné à focaliser une énergie ultrasonore dans un deuxième volume de couverture distinct dudit premier volume,

c) on ajuste la position de chacun des éléments transducteurs de ce deuxième sous-ensemble de manière à limiter les lobes de réseaux qui pourraient apparaître dans le plan focal si ce sous-ensemble d'éléments transducteurs comportait des symétries, tout en conservant une distance minimale d entre chaque élément transducteur,

d) les éléments transducteurs de chaque sous-ensemble ainsi formé étant fixes, on répète éventuellement les étapes b) et c) pour chaque nouveau sous-ensemble d'éléments transducteurs de ce transducteur destiné à focaliser une énergie ultrasonore dans un volume de couverture distinct desdits autres volumes de couverture.

Après optimisation par calcul de la position des éléments transducteurs à la surface du support unique, on réalise le support unique du transducteur par exemple par prototypage rapide. A titre purement illustratif, le transducteur peut alors être réalisé par frittage laser de poudres ou encore par stéréo lithographie. Au droit de la position des éléments transducteurs des sous-ensembles, ce support unique peut comporter des canaux débouchant pour le passage des câbles.

Le support unique du transducteur peut ainsi être d'un seul tenant en matière plastique, ce qui le rend avantageusement compatible avec l'imagerie par résonance magnétique (IRM). Les éléments transducteurs qui peuvent être des céramiques piézo-électriques d'un seul tenant ou un assemblage de plusieurs émetteurs ultrasonores individuels, sont ensuite rapportés et fixés sur le support unique. Avantageusement, la détermination du point de convergence géométrique de chaque sous-ensemble d'éléments transducteurs étant déterminée par l'orientation du vecteur normal de chacun des éléments transducteurs, on s'affranchit d'une forme particulière de support unique contrairement aux transducteurs de l'art antérieur. Le support unique de l'invention n'est donc pas forcément une calotte sphérique mais peut avantageusement être adapté à l'anatomie de l'organe cible. A titre d'exemple non limitatif, pour traiter un rein, le support unique peut prendre une forme allongée et incurvée. Alternativement, pour traiter un sein, le support unique peut prendre une forme cylindrique ou encore de cône tronqué assurant le recouvrement intégral de l'organe à traiter.

A titre purement illustratif, l'unité de calcul est un ordinateur comportant des moyens d'affichage.

L'étape c) permet de prendre en compte les contraintes de placement des éléments transducteurs d'un nouveau sous-ensemble par rapport aux éléments transducteurs déjà fixés en position à la surface du support unique. Le placement des éléments transducteurs est réalisé de manière aléatoire.

Les éléments transducteurs des différents sous-ensembles sont donc distribués aléatoirement en étant mélangés à la surface du support unique.

L'invention vise encore une machine de traitement thérapeutique équipée d'au moins un transducteur d'ultrasons à usage médical tel que décrit précédemment.

Cette machine de traitement thérapeutique peut comporter un dispositif d'imagerie médicale tel qu'un dispositif d'imagerie par résonance magnétique (IRM) afin de suivre en temps réel l'évolution du traitement thérapeutique opéré par le transducteur d'ultrasons.

Alternativement, le dispositif d'imagerie peut être un dispositif d'imagerie par tomographie ou encore un dispositif d'imagerie par échographie.

Le dispositif d'imagerie par tomographie comprend une source de rayons X.

L'invention sera décrite plus en détail en référence aux dessins annexés dans lesquels: - la figure 1 est une représentation schématique d'un transducteur d'ultrasons à usage médical selon un mode de réalisation préféré de l'invention ;

- la figure 2 est une vue en coupe selon l'axe A-A du transducteur de la Figure 1 ;

- la figure 3 est une vue de dessus du transducteur de la Figure 1 ;

- la figure 4 est une autre vue en coupe selon l'axe A-A du transducteur de la Figure 1 ;

- la figue 5 est une vue élargie de la Figure 4 dans laquelle deux éléments transducteurs appartenant à des sous-ensembles distincts sont connectés en parallèle;

Les Figures 1 à 5 montrent un transducteur d'ultrasons à usage médical selon un mode de réalisation préféré de l'invention. Ce transducteur d'ultrasons 1 comprend un seul support 2, appelé par la suite matrice. Cette matrice 2 a ici la forme d'une calotte sphérique. A titre purement illustratif, cette matrice 2 qui est en matière plastique, a un rayon de courbure de 1 2 cm.

La matrice 2 est percée d'orifices cylindriques (non représentés) distribués aléatoirement à la surface de la matrice 2 et orientés de manière à ce que les axes de ces orifices cylindriques pointent ici vers deux points de convergence distincts.

Le transducteur d'ultrasons comprend également des émetteurs ultrasonores 3 qui sont fixés dans cette matrice au niveau de ces orifices cylindriques de manière à définir deux sous-ensembles d'émetteurs.

Ces deux sous-ensembles sont destinés à focaliser une énergie ultrasonore dans des volumes de couverture distincts de sorte que l'arrangement de ces deux volumes de couverture couvre un volume cible à traiter.

Chaque émetteur ultrasonore 3 est ici une céramique piézo-électrique monobloc reçue dans un cylindre rigide, ce cylindre comprenant également des composants passif pour l'adaptation d'impédance et la connectique permettant de relier l'émetteur ultrasonore 3 à des moyens de pilotage (non représentés) de ces émetteurs tels qu'un générateur de signaux d'excitation.

Selon un mode de mise en œuvre de l'invention, les émetteurs ultrasonores 3 sont des éléments piézoélectriques commercialisés par la société Ferroperm Piezoceramics A/S, Kvistgaard, Danemark. Ils ont les caractéristiques suivantes :

♦ Premier sous-ensemble d'émetteurs ultrasonores 3 :

o épaisseur : 2 mm

o fréquence de résonance : 1 ,03 MHz

o diamètre : 5 mm

o matériau : PZ26

♦ Second sous-ensemble d'émetteurs ultrasonores 3 :

o épaisseur : 2,22 mm

o fréquence de résonance : 0,96 MHz

o diamètre : 5 mm

o matériau : PZ26

Dans le mode de réalisation le plus simple décrit ci-dessus, deux points de convergence sont définis et deux sous-ensembles de 64 orifices cylindriques sont réalisés dans la matrice 2, de manière à accueillir 128 émetteurs ultrasonores 3 pointant vers deux points focaux 4, 5 naturels distincts séparés d'environ 2,5 cm.

Les deux points focaux 4, 5 naturels sont orientés suivant la direction de mouvement principal d'un organe cible à traiter (non représenté). Suivant la position de la cible à un moment donné, le sous-ensemble d'émetteurs ultrasonores 3 offrant la meilleure capacité de focalisation sur cette cible est activé avec une loi de phase adaptée, c'est-à-dire que cette loi tient compte de la position de la cible par rapport aux émetteurs ultrasonores individuels. La couverture globale du transducteur (sans déplacement mécanique) est donc la superposition des volumes de couverture générés par les deux sous- ensembles, chaque sous-ensemble d'émetteurs ultrasonores couvrant approximativement un volume de couverture de forme sphérique qui est ici de 3 cm de diamètre.

Alternativement, les émetteurs sonores 3 des deux sous-ensembles ont des fréquences de résonance légèrement différentes, de telle manière que les signaux à la fréquence de résonance d'un sous-ensemble n'affectent pas les émetteurs ultrasonores 3 de l'autre sous-ensemble. Ainsi, il est possible de câbler des paires d'émetteurs ultrasonores, un de chaque sous-ensemble, en parallèle. Le nombre de liaisons, ou câbles, nécessaires est ainsi divisé par deux, soit 64 câbles pour connecter les 128 émetteurs ultrasonores du transducteur de la Figure 1 . La sélection d'un des deux sous-ensembles est réalisée par le choix de la fréquence du signal envoyé qui correspond à la fréquence de résonance d'un des deux sous-ensembles.

En utilisant le multiplexage spectral, le nombre de voies de génération nécessaires à l'alimentation d'un transducteur d'ultrasons comprenant plusieurs sous-ensembles (respectivement associés à différentes zones de la tumeur) est divisé par un nombre entier. Les points focaux crées par les sous- ensembles d'émetteurs ultrasonores 3 peuvent être activés soit de manière séquentielle, soit en parallèle.

L'activation en parallèle est rendue possible par l'utilisation d'un générateur de signaux délivrant des signaux multi fréquentiels. Ces signaux d'excitation sont par exemple la somme de plusieurs signaux purement sinusoïdaux, ayant chacun leur loi de phase propre.

On décrira par la suite un procédé de fabrication d'un transducteur d'ultrasons selon les figures 1 à 5, dans lequel

a) on positionne à la surface du support unique n éléments transducteurs 3', 3", n étant ici égal à 128 à titre purement illustratif,

b) on affecte de manière aléatoire chaque élément transducteur 3', 3" ainsi placé à un sous-ensemble d'éléments transducteurs (cercle plein, cercle hachuré), le nombre de sous-ensembles étant donné par le nombre de points de convergence géométrique 4, 5 souhaités,

Ce nombre étant ici égal à 2, on attribue de manière aléatoire chaque élément transducteur 3', 3" à un des deux sous-ensembles, soit 64 éléments par sous- ensemble d'éléments transducteurs.

c) on oriente le vecteur normal 6', 6" de chacun desdits éléments transducteurs 3', 3" en fonction du point de convergence géométrique 4, 5 du sous-ensemble auquel a été affecté ledit élément transducteur 3', 3",

d) on connecte les éléments transducteurs 3', 3" à des moyens de pilotage 7 pour piloter ces éléments transducteurs 3', 3" indépendamment les uns des autres.

On ajuste éventuellement l'affectation d'au moins certains éléments transducteurs 3', 3" pour obtenir une répartition homogène des sous- ensembles d'éléments transducteurs à la surface du support unique 2. De préférence, à l'étape a), on place autant d'éléments transducteurs que nécessaire de sorte que les surfaces cumulées de l'ensemble de ces éléments transducteurs représentent au moins cinquante pour cent (50%) de la surface dudit support unique.

Alternativement, et dans le cadre d'un transducteur d'ultrasons comportant uniquement deux sous-ensembles d'éléments transducteurs, on peut fabriquer ce transducteur en répartissant de manière aléatoire les éléments transducteurs par paire.

Chaque sous-ensemble d'éléments transducteurs 3', 3" ayant une fréquence de résonance propre et distincte, et f ₂ , un élément transducteur 3' d'un premier sous-ensemble (cercle plein) est connecté en parallèle à un élément transducteur 3" du second sous-ensemble (cercle hachuré) de sorte que le choix d'une fréquence d'excitation donnée ou f ₂ délivrée par les moyens de pilotage 7, permet de sélectionner un des deux sous-ensembles d'éléments transducteurs.