Montage avec le transducteur possédant un élément focalisé

Premièrement, considérons le cas de du montage avec un transducteur à un seul élément focalisé. Théoriquement, la fréquence élevée du transducteur 15 MHz lui permet de fournir une bonne résolution spatiale axiale en mode purement ultrasonore. La précision

114

de la profondeur dépend de la capacité du système à discriminer temporellement les signaux reçus. Plus les impulsions ultrasonores sont courtes, plus elles sont facilement distinguables. Aussi, la fréquence d’échantillonnage élevée du système (100 MHz permet d’avoir un grand nombre de pixels pour le même intervalle de temps. Ainsi, la résolution axiale en mode photoacoustique est également favorisée puisque toute la plage de sensibilité fréquentielle du transducteur est couverte. En tenant compte de la vitesse du son dans les tissus biologiques, cela se transpose en le fait qu’on effectue une mesure à chaque 15 µm de profondeur. Pour ce qui est de la résolution latérale, elle est déterminée par les moteurs micrométriques qui balaient le transducteur dans le plan parallèle à la surface de l’échantillon. Ces moteurs ont une précision de 0.1, ce qui est bien inférieur à la résolution spatiale optimale de l’imageur.

Le premier laser utilisé avec ce montage était beaucoup moins puissant que le second acheté plus récemment. À la sortie de la fibre optique, l’intensité lumineuse totale mesurée à l’aide d’un puissance-mètre est de 35 µJ. Considérant une surface d’illumination de 1 cm , la fluence incidente obtenue est de 35 µJ/cm . Cette valeur est relativement basse et cela constitue une des principales faiblesses du montage. L’intensité des signaux recueillis était faible et une fluence plus élevée permettrait d’avoir plus de signal photoacoustique. Il serait intéressant d’incorporer le nouveau laser à ce montage pour comparer l’impact de la fluence laser sur l’amélioration du signal photoacoustique.

Les premières acquisitions ont aussi mis en évidence d’autres limitations. Premièrement, la haute résolution combinée à une grande région d’intérêt occasionne certains problèmes puisque le nombre d’endroits à scruter est très grand. En utilisant des pas latéraux de haute résolution, soit 10 µm, une région de de 1 cm å 1 cm contiendrait 109 _{points. Ceci se répercute sur le temps requis pour effectuer un balayage mécanique}

de toute la région d’intérêt. Présentement, un seul transducteur doit effectuer une mesure à chacun des un million de points. Par exemple, un volume de seulement 200 points moyennés 1000 fois nécessite entre quatre et cinq minutes à réaliser. En extrapolant, ceci

115

représenterait un temps extravagant de 17 jours pour le carré au total. Il apparait évident qu’avec le montage actuel on doit sacrifier soit la résolution spatiale (plus grand pas latéraux), soit la qualité du signal (moins d’acquisitions au même endroit) ou encore la taille de la région à imager. De plus, lors de mesures in vivo, la condition du milieu peut changer avec le temps et introduire des erreurs. Finalement, les hautes fréquences sont plus atténuées dans les tissus biologiques que les basses fréquences. Comme l’intensité du signal photoacoustique recueilli est déjà faible, il serait préférable de travailler avec un transducteur possédant une fréquence centrale plus basse pour récolter plus de signal au détriment d’une résolution spatiale amoindrie.

8.3.2. Montage multi-éléments

Pour améliorer la vitesse d'acquisition de données, une approche complètement différente était nécessaire. Un nouvel appareil se basant sur le système d'acquisition de données VeraSonics a été élaboré. Contrairement au cas du premier montage avec lequel une seule mesure à un seul endroit peut être effectuée à la fois, le second montage permet des acquisitions beaucoup plus rapides puisque 128 endroits sont sondés simultanément. En effet, l'utilisation de sondes ultrasonores biomédicales comportant 128 éléments piézo-électriques et la réception sur 64 canaux simultanés permet de réduire le temps des enregistrements.

En opposition, ce second montage est d’abord limité en résolution axiale par une distance fixe entre les éléments du transducteur. Cet espacement de l’ordre de 200 < 300 µm est supérieur par plus d’un ordre de grandeur par rapport à ce qui était accessible avec l’autre système. Une manière de contourner cet inconvénient pourrait être d’effectuer un balayage dans le sens de la sonde pour accumuler des mesures inter-éléments.

116

Également, les fréquences centrales des transducteurs biomédicaux commerciaux compatibles avec l’appareil VeraSonics sont inférieures (5 < 10 MHz à celles disponibles pour les transducteurs commerciaux à un seul élément. Ceci limite la résolution spatiale axiale de ce système. La fréquence d’échantillonnage est également inférieure aux 100 MHz de l’autre version, variant entre 20 et 45 MHz pour des espacements inter-pixels de 34 < 77 µm.

L'illumination laser a été adaptée à la géométrie du montage à l'aide de lentilles cylindriques produisant une raie de lumière. Par contre, cette méthode de fonctionner pourrait encore être améliorée. La taille des pièces optiques utilisées est trop petite pour la taille du faisceau laser. Ce dernier est aussi beaucoup moins uniforme que pour le laser DPSS. Environ le tiers de l’énergie à la sortie de l’OPO est perdue.

Afin de s’assurer de la sécurité du montage, cette énergie déposée doit être quantifiable et contrôlable. Notée Φ, la fluence d’un laser est définie comme étant l’énergie émise traversant une surface. Dans le but de protéger la population, l’American National Standards Institut (ANSI) a établi des normes qui dictent des valeurs maximales

Figure 8.1 : Pertes optiques

INDI OPO 90Ð₎ 12.6 Ð ) 8.3Ð₎ 7.7Ð₎ 4.5Ð₎ 30% eff.

117

permissibles d’exposition. Premièrement, pour le spectre de la lumière visible 400 < 700 nm, l’exposition directe sur la peau est limitée à une fluence de 20 mJ/cm . Également, si un même endroit de la surface de la peau doit être exposé plus de 10 s, l’irradiance maximale est établie à 200 mW/cm . Ces deux valeurs doivent être respectées par le système de mesure. Dans le cas présent, sur les 200 mW/cm d’irradiance permise, moins de 25 mW/cm sont utilisés.

Table 1 : Comparaison des montages

Caractéristique

Système #1

Système #2

Fréquence centrale des transducteurs utilisés 15 MHz 5 MHz

11.25 MHz

Fréquence d’échantillonnage

Résolution axiale maximale

100 MHz 15 µm 20 MHz 45 MHz 75 µm 35 µm

Résolution axiale typique - 215 µm

Résolution latérale maximale 0.1 µm 308 µm

227 µm

Résolution latérale typique 150 µm 365 µm

Fréquence d’opération du laser 1 kHz 20 Hz

Fluence estimée 35 µJ/cm 1.25 mJ/cm

Irradiance estimée 35 mW/cm 25 mW/cm

Temps typique d’acquisition pour une tranche 30 s 1 s

Largeur d’une image 5 mm 4 cm