La présente invention concerne essentiellement un appareil de thérapie à focalisation variable sans focalisation secondaire. De préférence, l'appareil de thérapie est un appareil de thérapie par ultrasons focalisés. L'invention concerne aussi de manière générale l'utilisation d'un signal électronique à fonction d'auto¬ corrélation de type DIRAC pour la commande d'au moins un élément transducteur ultrasonique de thérapie ; et un procédé de focalisation dynamique électronique d'au moins un élément transducteur ultrasonique de thérapie éliminant ou minimisant la focalisation secondaire grâce à l'utilisation d'un générateur de signal délivrant un signal électronique dont la fonction d'autocorrélation est de type Dirac.

On sait que la thérapie par ultrasons focalisés, à l'aide de transducteurs piézoélectriques activés par des signaux électroniques de type sinusoïdal, permet de créer des lésions tissulaires qui sont limitées au point focal du transducteur ultrasonique ce qui est particulièrement nécessaire pour un traitement efficace dans le cadre des thérapies du cancer comme par exemple de la prostate, du sein, du cerveau, etc.

Généralement, ces cancers présentent un certain volume et de ce fait, pour traiter la totalité du volume d'une lésion, il est nécessaire de déplacer le point focal du transducteur pour lui faire parcourir la totalité du volume à détruire.

Ce déplacement peut être obtenu par des moyens mécaniques, généralement des dispositifs de motorisation qui sont encombrants et coûteux. On peut aussi utiliser des moyens électroniques de déplacement du point focal qui offrent les avantages d'être moins encombrants, d'être moins coûteux, de supprimer tout mouvement mécanique du transducteur sachant que ces mouvements perturbent le contact entre le transducteur et le patient et nuisent à la bonne transmission des ondes acoustiques et qu'ils risquent encore de provoquer un déplacement de la zone cible en cours de traitement. On peut aussi disposer et immobiliser les transducteurs à focalisation électronique au contact de la peau des patients, puis tirer d'abord en profondeur en utilisant la focale électronique maxi¬ male et ensuite en surface en utilisant la focale minimale. On sait qu'un des risques de cette méthode de traitement consiste en des brûlures de la peau des patients qui sont diminuées lorsque l'ouverture est maximale. L'ouverture est le rapport entre le diamètre du faisceau et la distance focale, donc est minimale pour la focale électronique la plus grande et maximale pour la plus petite focale électronique. On

conçoit que la méthode décrite ci-dessus minimise les risques de brûlure puisque les tirs en surface sont effectués à ouverture maximale.

Pour utiliser ces moyens électroniques de déplacement du point focal il est nécessaire d'avoir recours à des transducteurs à structure multi-éléments. Ces multi-éléments peuvent être de forme annulaire pour obtenir un déplacement du point focal dans la direction de l'axe de propagation acoustique.

On peut également utiliser un transducteur à structure multi-éléments de forme mosaïque pour obtenir un déplacement du point focal dans les trois directions de l'espace. Le déplacement physique du point focal est alors obtenu en appliquant à chaque élément du transducteur des signaux électroniques de type sinusoïdal déphasés les uns par rapport aux autres.

Il est connu par l'homme de l'art que pour des amplitudes importantes de déplacement du point focal il peut apparaître une ambiguïté sur les valeurs de déphasage affectées aux signaux de commandes de chacun des éléments du transducteur. Cette ambiguïté de phase fait alors apparaître un point de focalisation secondaire dans le champ ultrasonore du transducteur. Ce point de focalisation secondaire entraîne une nécrose tissulaire dans une zone qui n'est pas ciblée et condamne ainsi l'utilisation de transducteurs à focalisation dynamique pour des raisons de sécurité thérapeutiques évidentes.

Pour répondre à ce problème, on a proposé diverses solutions qui permettent de contrôler le champ ultrasonore et d'obtenir un champ ultrasonore particulier préalablement établi et qui élimine les points de focalisation secondaires. On peut citer à ce sujet en particulier la méthode de synthèse de faisceaux décrite par exemple par E.S. EBBINI dans l'article "Expérimental évaluation of a prototype cylindrical section ultrasound hyperthermia phased-array applicator" (dans IEEE transactions on ultrasonics, ferroelectrics, and frequency control. vol. 38 n ^* 5 p 510 à 520, September 1991). Cette méthode consiste à déterminer les valeurs d'amplitude et de phase sur chaque élément du transducteur qui permettent de former une géométrie donnée du faisceau. Un exemple est donné sur les figures 6, 9, 10 et 11 de ce document, et EBBINI montre qu'avec cette méthode il est possible de synthétiser un champ ultrasonore à un ou plusieurs, en particulier 3, points de focalisation. Cette méthode présente un inconvénient majeur. Chaque transducteur n'est pas alimenté par le signal d'amplitude maximale qu'il pourrait recevoir (voir

en particulier p 514). L'énergie acoustique générée n'est alors pas maximale, ce qui est totalement incompatible avec un traitement endocavitaire par ultrasons de forte puissance où le rapport puissance émise sur dimension du transducteur doit être maximal. Par contre, cette contrainte est acceptable pour un traitement du type hyperthermie comme envisagé dans cet article où les puissances émises sont largement plus faibles (voir p 514).

Une autre méthode de synthèse de faisceaux pour limiter les points de focalisation secondaire est décrite par UMEMURA dans l'article "the Sector-Vortex Phascd Array : Acoustic Field Synthesis for Hyperthermia" également dans la revue IEEE transactions on ultrasonics, ferroelectrics, and frequency control. vol. 36, n ^* 2, p 249 à 257, mars 1989. Cette méthode s'applique à des transducteurs divisés en plusieurs secteurs et consiste à appliquer une distribution de phase particulière sur chaque secteur. Comme cette méthode consiste à subdiviser les anneaux en secteurs, on aboutit à un nombre élevé d'éléments. Pour obtenir une forme de faisceau convenable, le nombre d'éléments doit être élevé, chaque circuit électronique de commande étant complexe, le coût d'un tel dispositif est donc très important, ce qui est difficilement compatible avec une exploitation industrielle et médicale surtout avec la nécessité de limiter les coûts de traitement thérapeutique. La présente invention a donc pour but principal de résoudre le problème technique de la focalisation dynamique de transducteur de thérapie sur des distances de balayage du faisceau importantes, en éliminant la focalisation secondaire, en utilisant les transducteurs à leur puissance maximale, en conservant une tâche focale de forme ponctuelle, et à un coût permettant une large diffusion industrielle et médicale.

La présente invention apporte pour la première fois une solution satisfaisante à ce problème technique ainsi défini et présente d'autres avantages techniques qui apparaîtront clairement à l'homme de l'art à partir de la description détaillée qui va suivre de l'invention. Ainsi, selon un premier aspect, la présente invention fournit un procédé de focalisation dynamique électronique d'au moins un élément transducteur piézoélectrique ultrasonore de thérapie, éliminant ou minimisant la focalisation secondaire, comprenant l'activation de l'élément transducteur de thérapie par un signal électronique délivré par un générateur de signal, caractérisé en ce qu'on utilise un générateur de signal délivrant un signal électronique dont la fonction

d'autocorrélation est de type DIRAC. La définition de la fonction d'autocorrélation est la suivante :

soit X(t) un signal quelconque, il transporte une certaine énergie :

La fonction d'intercorrélation entre deux signaux X(t) et Y(t) est définie par :

Cette relation chiffre en fonction d'un décalage temporel τ la ressemblance entre le signal X(t) et le signal Y(t) retardé de cette valeur τ. Si cette fonction est nulle (r _X y=O) on dit alors que les deux signaux ne sont pas corrélés.

De même, on définit la fonction autocorrélation dans le cas où y(t)=x(t) ; on a alors :

Cette fonction r _xx (τ) représente donc la ressemblance entre une fonction à l'instant t et cette même fonction a l'instant t-τ. Plus cette ressemblance est faible plus cette fonction se rapproche de 0 tout en gardant son maximum pour τ=O. En effet, quel que soit le type de signal X(t), la fonction d'autocorrélation à sa valeur maximale pour t=0 puisque T _xx (0) n'est autre que l'énergie Ex de ce signal.

Une catégorie de signaux particulièrement intéressante correspond à celle des signaux large bande. Un signal est dit à large bande lorsque sa fonction d'autocorrélation a une largeur θ très étroite qui tend théoriquement vers une impulsion de DIRAC δ(t). Nous appellerons un tel signal dans le cadre de la présente description et des revendications, un signal à fonction d'autocorrélation de type DIRAC.

Comme exemple connu de signaux à fonction d'autocorrélation de type DIRAC, on peut citer en particulier : - les signaux aléatoires de type Gaussien ou Poissonien,

- les signaux à modulation de fréquence ou de phase.

On peut encore citer les signaux pseudo-aléatoires codés parmi lesquels :

- les signaux à séquence "M" ou encore dénommés séquences binaires à longueur maximale du type de ceux qui sont décrits au chapitre 6 par Jean- Yves Chapelon, p 225 à 236, en particulier à partir de la p 230 du livre "Progress in médical imaging", édité par le professeur Newhouse éditeur Springer Verlag, New York, année 1988.

- les codes de "GOLAY"

- les codes de "BARKER".

Les signaux pseudo-aléatoires codés peuvent être utilisés directement ou peuvent moduler en phase ou en fréquence un signal électronique dont la fréquence porteuse correspond à la fréquence nominale de fonctionnement du transducteur.

On préfère en particulier les signaux codés de type pseudo-aléatoire de séquence "M". Ces signaux sont décrits précisément dans "Progress in médical imaging". Il s'agit succinctement de séquences de signaux binaires construits par la répétition pseudo-aléatoire d'impulsions ou "puises" d'une durée élémentaire. Chacune de ces séquences se répète avec une période de répétition "T" caractéris¬ tique de la séquence "M".

On peut donner une description plus précise d'un signal de séquence "M" en référence à la figure 8 annexée :

-durée d'impulsion ou "puise" élémentaire "θ" : 0,1 μs < θ < 100 //s, idéalement de valeur 2 à 10 fois la période d'oscillation du transducteur,

- période de répétition "T" : l μs < T < 10 s.

Les signaux codés de type pseudo-aléatoire, en particulier de type pseudo-aléatoire de séquence "M" actuellement préféré, sont réalisables aisément à partir de circuits électroniques bien connus de l'homme de l'art.

Grâce à ces signaux électroniques à fonction d'autocorrélation de type DIRAC, il est possible d'éliminer toute ambiguïté dans la définition des retards, ce qui aboutit à une focalisation en un point unique en éliminant ainsi, de manière fiable et sûre, les zones focales secondaires antérieurement existantes.

Selon un deuxième aspect, la présente invention fournit également un appareil de thérapie à focalisation dynamique électronique, comprenant un dispositif ultrasonore de thérapie comprenant au moins un élément transducteur ultrasonore de thérapie, un générateur de signal délivrant un signal électronique ainsi qu'un dispositif de commande d'un tel générateur de signal, caractérisé en ce

que le générateur de signal délivre un signal électronique dont la fonction d'auto¬ corrélation est de type DIRAC.

Les modes de réalisations préférés de ce signal ou de l'appareil résultent de la description précédente relative au procédé ainsi que des revendica- tions.

Dans l'un ou l'autre des aspects précédents, selon un mode de réalisation avantageux, le générateur de signal délivre un signal binaire à fonction d'autocorrélation du type DIRAC du type "séquence M" en particulier dit "à longueur maximale". D'autres caractéristiques apparaîtront également à l'homme de l'art à partir de la description suivante, ainsi que des revendications qui font également partie de la présente description.

L'invention va maintenant être décrite avec un mode de réalisation actuellement préféré donné simplement à titre d'illustration qui ne saurait donc en aucune façon limiter la portée de l'invention, en référence aux dessins annexés dans lesquels :

- la figure 1 représente un schéma de principe général d'un appareil de thérapie connu pour réaliser une thérapie des tissus d'un être vivant, comprenant un dispositif multitransducteur ayant des transducteurs piézoélectriques, ici selon un arrangement annulaire de la surface émettrice permettant une focalisation dynamique dans l'axe de propagation ;

- la figure 2 représente une courbe de pression ultrasonique exprimée en bars, ici normalisée à 1 en ordonnées, en fonction de la distance axiale définie par l'axe de propagation des ondes ultrasoniques, en abscisse, exprimée en milli- mètres de l'élément transducteur de la figure 1, de diamètre 100 mm et à focalisation naturelle au point focal FI disposé à 100 mm, la courbe en traits grisés est celle qui est obtenue dans le milieu de couplage tel que l'eau, c'est-à-dire sans absorption acoustique ; et la courbe en traits forts est celle qui est obtenue dans un milieu dont les caractéristiques acoustiques sont similaires à celles des tissus d'un être vivant, qui présente une absorption acoustique de 0,1 Neper/cm avec un signal électronique sinusoïdal sans déphasage selon l'art antérieur ;

- la figure 3 est une courbe similaire à celle de la figure 2 obtenue avec le même élément transducteur de la figure 1, (à distance focale naturelle de 100 mm), avec un signal électronique classique de type sinusoïdal déphasé selon les anneaux de manière à obtenir une focalisation à la distance focale de 50 mm ;

- la figure 4 est une courbe similaire à celle des figures 2 et 3 obtenue avec un signal électronique sinusoïdal déphasé, selon l'art antérieur, de manière à obtenir une focalisation à la distance focale de 130 mm ;

- la figure 5 représente une courbe similaire à celle des figures 2 à 4, obtenue avec un signal électronique de type pseudo-aléatoire à séquence M, selon la présente invention, sans déphasage entre les transducteurs en obtenant ainsi la focalisation naturelle à 100 mm ;

- la figure 6 représente une courbe similaire à la figure 5 avec le même signal pseudo-aléatoire à séquence M selon la présente invention mais avec des retards entre anneaux permettant d'obtenir une focalisation électronique à 50 mm ;

- la figure 7 représente une courbe similaire aux figures 5 et 6 avec le même signal pseudo-aléatoire à séquence M selon la présente invention avec des retards entre anneaux permettant d'obtenir une focalisation à 130 mm, et

- la figure 8 représente un signal binaire codé de type pseudo-aléatoire selon l'invention de séquence M, dont la description plus précise a été précédem¬ ment donnée en page 5, avec en ordonnée l'amplitude normalisée à 1 et en abscisse le temps en microsecondes.

En référence à la figure 1, on a représenté schématiquement un appareil de thérapie connu représenté par le numéro de référence général 10 pour réaliser la thérapie de tissus d'un être vivant.

Cet appareil de thérapie 10 comprend un dispositif de thérapie proprement dit 20 ici sous forme de calotte sphérique 22 à focalisation naturelle, subdivisée en réseau annulaire tel que représenté, ou en mosaïque (non représenté) d'éléments transducteurs piézoélectriques tels que 221 à 230. Ce réseau annulaire 221 à 230 ou en mosaïque (non représenté) est bien connu à l'homme de l'art et aucune description complémentaire n'apparaît nécessaire. Un exemple de réalisa¬ tion d'un tel dispositif de thérapie est par exemple sous forme de calotte sphérique 22 de diamètre 100 mm à focalisation naturelle à la distance focale de 100 mm, ayant une fréquence de fonctionnement à 1 Mhz environ, et une structure annulaire de dix anneaux ici de surface constante séparés chacun par un espace de 0,1 mm, représentée à la figure 1.

Chaque élément transducteur annulaire 221 à 230 est relié via un dispositif amplificateur 300 comprenant des amplificateurs individuels 301 à 310 et un dispositif de lignes à retard 400 comprenant des lignes individuelles à retard 401 à 410 à un générateur de signaux ici commun 50, lui-même commandé par une centrale de commande 60. La centrale de commande 60 commande également

les lignes à retard 401 à 410 en fournissant la valeur de retard nécessaire à chaque ligne pour obtenir une focalisation à la distance de focalisation recherchée.

Grâce à cette conception de l'appareil, il est possible de réaliser une focalisation dynamique électronique, par exemple entre les points focaux FI et F2. Le fonctionnement de cet appareil va maintenant être décrit en référence aux courbes des figures 2 à 7, respectivement selon l'art antérieur (figures 2 à 4) et selon l'invention (figures 5 à 8).

Tout d'abord, lorsque l'on fait générer par le générateur 50 un signal électronique classique de type sinusoïdal, à une fréquence d'environ 1 MHz, et lorsqu'on ne commande aucun retard aux lignes à retard 401 à 410, on obtient une focalisation naturelle au point focal géométrique FI, ici à 100 mm, en obtenant ainsi la courbe de la figure 2.

Lorsque, grâce à la commande 60, on envoie le même signal par le générateur 50 mais en introduisant des retards entre les anneaux dans les lignes 401 à 410, on peut déplacer le point focal le long de l'axe.

Si on utilise les retards suivants exprimés en μs, le point focal sera déplacé respectivement à 50 mm ou à 130 mm :

Anneau n ^* Point focal à 50 mm. Point focal à 130 mm. retard er î μs retard en us

1 0 0

2 1,2 - 0,3

3 2,4 - 0,6

4 3,5 - 0,9

5 4,6 - 1,2

6 5,7 - 1,5

7 6,7 - 1,8

8 7,8 _ 2

9 8,8 - 2 3

10 9,8 _ "> 7

Lorsqu'on utilise les valeurs de retard pour obtenir une focalisation électronique au point focal situé à 50 mm, on obtient les courbes correspondantes représentées à la figure 3. On observe dans ce cas sur les courbes de la figure 3 l'apparition d'une zone focale secondaire entre 120 et 130 mm qui perturbe la zone focale recherchée à 50 mm. On remarquera ici que la zone focale secondaire à

120-130 mm est fortement atténuée en raison de l'atténuation forte des tissus de l'être vivant et a de ce fait une faible incidence sur le traitement. Si on ne prend pas en compte l'atténuation des tissus, la zone focale secondaire a une amplitude plus forte que la zone focale principale à 50 mm, ce qui démontre le risque de l'existence d'une zone focale secondaire en pratique généralement incompatible avec un traitement thérapeutique en toute sécurité.

Par contre, lorsque l'on utilise les valeurs de retard permettant de réaliser une focalisation électronique à une distance de l'ordre de 130 mm, on obtient les courbes représentées à la figure 4. A la figure 4, on observe une zone focale secondaire vers 50 mm qui devient une zone focale principale par rapport à la zone focale recherchée à 130 mm qui devient pratiquement inexistante, avec l'effet d'absorption acoustique (courbe en traits forts). Il en résulte une impossi¬ bilité de réalisation d'un traitement thérapeutique à cette distance focale.

On observe ainsi qu'à l'aide de signaux électroniques de type classique sinusoïdaux, il est impossible d'avoir une grande variation de distance focale, la focalisation dynamique étant ainsi grandement limitée, ce qui limite d'autant l'attrait de la focalisation dynamique électronique. D'autre part, comme on l'observe à partir de la figure 4, dans certains cas il est impossible d'effectuer un traitement tel qu'il était prévu à une distance focale de 130 mm. En référence aux figures 5 à 7 réalisées à l'aide du procédé et de l'appareil selon l'invention, on voit l'intérêt majeur de l'utilisation de l'invention en mettant en oeuvre des signaux électroniques à fonction d'autocorrélation de type DIRAC, comme par exemple les signaux électroniques pseudo-aléatoires à séquence M représentés à la figure 8. En effet, on observe à la figure 5 comparativement à la figure 2 que le signal à fonction d'autocorrélation de type DIRAC donne les mêmes résultats bénéfiques qu'un signal de type sinusoïdal lors d'une focalisation naturelle au point focal géométrique FI. par exemple ici à 100 mm. Ainsi, l'utilisation de signaux à fonction d'autocorrélation de type DIRAC est similaire à celle de signaux sinusoïdaux, ce qui confirme leur possibilité d'utilisation dans une application thérapeutique.

Lorsque l'on recherche à déplacer le point focal par l'introduction de retards comme indiqué précédemment, pour obtenir des distances focales très différentes du point focal géométrique naturel, on observe par exemple en comparant la figure 6 à la figure 3 pour une focalisation électronique à la distance focale de 50 mm avec les mêmes valeurs de retard qu'indiquées au tableau

précédent, que l'on maintient une zone focale unique contrairement à ce qui a été obtenu avec des signaux électroniques sinusoïdaux classiques.

Le même phénomène est observé en comparant la courbe de la figure 7 obtenue avec le signal électronique pseudo-aléatoire à séquence M selon l'invention par rapport à la courbe de la figure 4 obtenue avec un signal électronique sinusoïdal classique. Avec l'invention, une zone focale unique est obtenue contrairement à ce qui est obtenu avec les signaux électroniques sinusoïdaux classiques.

L'invention permet donc d'obtenir un traitement thérapeutique des tissus d'un être vivant d'une manière extrêmement fiable et sûre, efficace dans une grande variété de distances focales, ce qui était pratiquement impossible avec les signaux électroniques sinusoïdaux antérieurs en raison de l'existence de zones focales secondaires apparaissant en dehors du point focal géométrique.

Naturellement, l'invention comprend tous les moyens constituants des équivalents techniques des moyens décrits ainsi que leurs diverses combinaisons. En outre, les dessins font partie intégrante de l'invention et donc de la présente description. L'invention couvre en outre toute caractéristique qui apparaît être nouvelle vis-à-vis d'un état de la technique quelconque et qui résulte de la description, incluant les revendications et les figures, prise dans son ensemble.