Conclusion sur le calcul des paramètres mécaniques

L’ensemble des techniques d’inversion locale présentées ici donnent des valeurs de para-mètres viscoélastiques très différentes [Chatelin 10, Bilston 11]. Cependant ces techniques ont été appliquées cliniquement et donnent des informations qualitativement valables à propos de l’élasticité des tissus (entre un tissu normal et pathologique par exemple). Mal-gré les simplifications faites, l’excitation mécanique associée à ces techniques est choisie de manière à ce que les déplacements créés dans le tissu satisfassent au mieux ces hypothèses, qui au final, justifient les techniques d’inversion utilisées [Baghani 09].

Des approches différentes sont utilisées en élastographie ultrasonore pour extraire les propriétés mécaniques des tissus. Une première approche 1D consiste à suivre la pro-fondeur de pénétration au cours du temps d’une onde de cisaillement émise de manière impulsionnelle dans le tissu afin de connaître sa célérité, appelée élastographie transitoire [Catheline 99, Sandrin 02]. À partir de l’équation 2.1.25, qui relie vitesse de propagation d’une onde de cisaillement et module d’élasticité de cisaillement, il est alors possible de revenir au module de d’élasticité du tissu. Une deuxième approche, cette fois-ci en 2D, consiste à générer plusieurs ondes de cisaillement dans la profondeur par pression de ra-diation et en modifiant la position du point focal [Bercoff 04]. Cela va alors créer une onde plane de cisaillement et l’appareil passe en mode imagerie ultrarapide afin de suivre cette propagation et obtenir le champ de déplacement de l’onde de cisaillement. On peut alors revenir aux modules d’élasticité de cisaillement par inversion de l’équation d’onde 2.1.22. Cependant l’ensemble de ces techniques, qu’elles soient par ultrason ou par résonance magnétique, supposent l’isotropie du milieu, or la plupart des tissus ont a priori des pro-priétés mécaniques anisotropes dues, par exemple, à la présence de faisceaux de fibres (cerveau, muscles...) [Kruse 00]. L’hypothèse de l’isotropie du milieu permet de réduire le tenseur d’élasticité à deux quantités complexes indépendantes au lieu de vingt-et-une et donc de simplifier le calcul des paramètres mécaniques par les différentes simplifications de l’équation d’onde et les différentes techniques d’inversion. Pourtant résoudre l’équation d’onde en tenant compte de l’anisotropie du milieu permettrait de caractériser les pro-priétés mécaniques des tissus de façon plus fiables. Ainsi de nouvelles études combinent l’élastographie avec les mesures du tenseur de diffusion (DTI) afin d’obtenir des infor-mations sur l’orientation des faisceaux de fibres et l’incorporer dans la reconstruction en élastographie-IRM, permettant d’estimer les modules de cisaillement parallèle et perpen-diculaire aux fibres [Romano 12, Qin 13, Yin 14]. Néanmoins, appliquer ces techniques d’inversion aux équations de propagation d’onde anisotrope est complexe et nécessite encore de nombreux développements [Sinkus 05a, Larrat 07].

2.2 Estimation des modules viscoélastiques L’étude réalisée ici ne portant pas sur la reconstruction proprement dite en élastographie-IRM, nous avons gardé par la suite l’hypothèse d’un milieu mécaniquement isotrope et homogène et avons appliqué le calcul décrit ci-dessus (équation 2.2.17).

Chapitre 3

Générer l’excitation mécanique

Nous avons vu que l’élastographie-IRM consistait en trois étapes, dont les deuxième et troisième viennent d’être décrites : acquisition par IRM du champ de déplacement ~u induit par une onde se propageant dans le milieu considéré et calcul des paramètres mécaniques par inversion de l’équation d’onde à partir des cartes de déplacements obtenues. Cette partie concerne la première étape à savoir l’application d’une contrainte externe dans le tissu.

Nous introduirons dans un premier temps les différents transducteurs utilisés en élastogra-phie-IRM pour l’induction de l’excitation mécanique dans les tissus, ainsi que la difficulté de faire propager une onde dans l’ensemble d’un organe protégé, tel que le poumon ou le cerveau. Nous présenterons alors un système développé au sein du laboratoire permettant de contourner cette difficulté. Ce système, développé selon deux configurations, permet d’atteindre des fréquences d’excitation allant jusqu’à 500 Hz, pour la première configura-tion, et de 500 Hz à 2000 Hz pour la seconde configuration. Nous nous intéresserons à la configuration développée pour les plus basses fréquences qui une fois calibrée a été mise en place pour une utilisation rapide lors d’études en élastographie-IRM et a été mise en pratique pour l’élastographie-IRM du cerveau.

3.1 État de l’art des générateurs d’onde

Il existe deux manières d’appliquer une contrainte externe dans un milieu. La première, dite de manière statique (ou quasi-statique), consiste à appliquer une compression sur le tissu à une fréquence de l’ordre du Hertz et à imager le tissu lors de son état normal puis compressé [Osman 03, Fowlkes 95, Bishop 00]. Toutefois, cette mesure nécessite que la contrainte soit uniforme sur l’ensemble du volume, ce qui est difficile à réaliser en particu-lier pour les organes profonds. De plus il est difficile de connaître la contrainte appliquée au tissu et donc de quantifier les paramètres mécaniques du tissu. La deuxième manière est dite dynamique où il s’agit d’appliquer une excitation mécanique dans le tissu afin d’y générer une onde de cisaillement synchronisée avec les gradients d’encodage de mou-vement [Muthupillai 96, Sinkus 05b, Braun 01]. Nous nous attacherons ici à l’approche dynamique retenue aujourd’hui pour l’élastographie-IRM

Il est intéressant dans un premier temps de regarder la sureté de l’utilisation d’un tel dispositif sur l’être humain. Pour cela, l’induction de l’excitation mécanique par des transducteurs extérieurs peut être soumise à la directive européenne pour l’exposition

des travailleurs aux vibrations mécaniques : Directive EU2002/44/EC on the minimum

health and safety requirements regarding the exposure of workers to the risks arising from physical agents (vibration) [Ehman 08]. L’étude réalisée par [Ehman 08] indique que les

maxima d’amplitude de déplacement autorisés par la directive varient de 700 µm (20 Hz) à 100 µm (140 Hz). L’article compare les amplitudes d’onde enregistrées dans certains organes en élastographie-IRM, tels que le cerveau, le foie, le sein, le rein et le muscle squelettique, et montre que ces amplitudes sont inférieures aux maxima autorisés.

La sureté des dispositifs utilisés en élastographie-IRM validée, nous pouvons alors intro-duire l’ensemble des transducteurs rencontrés.