ultrasonore 3D+t (4D)
L’imagerie ultrasonore est l’une des rares modalités d’imagerie qui soient à la fois portable, non-ionisante, économiquement relativement accessible, et totalement interactive grâce à son opérativité en temps-réel. Toutes ces caractéristiques sont à la base du succès de l’échographie traditionnelle 2D largement utilisée en clinique. En revanche, l’échographie 2D est intrinsèquement limitée à produire des images 2D en plan de la réalité des organes qui elle est tridimensionnelle (3D). Par conséquent les médecins reconstruisent mentalement cette réalité 3D à partir des images 2D qu’ils observent ce qui requière une formation spécifique et augmente la variabilité des diagnostics (opérateur dépendant). De plus l’imagerie 2D n’est pas idéale pour le suivi d’actes chirurgicaux comme le suivi d’aiguille de biopsie ou de thérapie car l’outil est difficilement contenu dans le plan d’imagerie. Ce manque d’information volumétrique a motivé de nombreuses études à la fois dans les secteurs académiques et industriels (Fenster, Downey, and Cardinal 2001; Nelson and Pretorius 1998). L’imagerie ultrasonore 3D (Prager et al. 2010) permettrait d’accéder à des coupes arbitraires dans les tissus imagés (Stetten et al. 1998), mais aussi de valider les propriétés mécaniques 3D de ces tissus (Deprez et al. 2009; Deffieux et al. 2008), de mesurer le flux 3D dans les vaisseaux (Yiu, Lai, and Yu 2014), de mieux assister les actes chirurgicaux comme le suivi d’aiguilles de biopsie (Nadeau et al. 2015; Zhao et al. 2014) ou le contrôle des traitements par ultrasons focalisés de haute intensité (Lindseth et al. 2013; Unsgaard et al. 2005). En particulier l’échocardiographie 3D temps-réel (Jean
Provost et al. 2014; Sugeng et al. 2006; Light et al. 2001; Stetten et al. 1998) est l’un des plus gros challenge de l’imagerie ultrasonore car une très haute résolution spatio-temporelle est nécessaire. En d’autres termes, la cadence d’imagerie doit être très élevée (typiquement 30 à 50 volumes par secondes car le cœur bat autour de 1-2 Hz) tout en conservant la précision et la robustesse des acquisitions dans le domaine spatial.
Bien que les sondes linéaire 1D (utilisées pour l’imagerie ultrasonore 2D) puissent être déplacées mécaniquement par un moteur afin de balayer la 3ème dimension, le balayage électronique des sondes matricielles 2D est plus rapide et donc plus prometteur pour une imagerie en temps-réel. Le passage des sondes linéaires 1D aux sondes 2D (utilisées pour l’imagerie ultrasonore 3D) s’est déroulé à travers plusieurs étapes intermédiaires décrites dans (Wildes et al. 1997; Fernandez et al. 2003): les sondes 1.25 D, 1.5 D et 1.75 D ont successivement amélioré les capacités d’imager en 3D (Figure 13) jusqu’à atteindre la possibilité de focaliser et de dépointer le faisceau dans toutes les directions avec les sondes 2D (Prager et al. 2010; Light et al. 2001; Rasmussen et al. 2015; Christiansen et al. 2015; Jean Provost et al. 2014).
En revanche une sonde 2D pleinement peuplée (par exemple 40×40 = 1600 éléments) nécessite autant de canaux indépendants que d’éléments pour être pilotée avec la plus haute flexibilité permettant d’explorer de nouvelles stratégies d’imagerie. Outre les complications des connexions électroniques dans la sonde, un trop grand nombre d’éléments actifs conduit également à des difficultés d’ordre pratique, notamment en ce qui concerne la taille du câble reliant la sonde à l’échographe. Par ailleurs, les besoins en termes de taux de transfert et de stockage de l’information sont encore aujourd’hui inaccessibles : par exemple une configuration de 1600 éléments fonctionnant à 3 MHz produit environ 1500 Gbit/s avec un convertisseur numérique de 12 bits échantillonnant à 80 MHz ce qui représente presque 2 Téraoctets à stocker pour chaque seconde d’acquisition. De plus la reconstruction DAS d’un volume de 128x128 lignes (chacune de 2048 échantillons) nécessite 54 Giga opérations de multiplication-accumulation (MAC) reconstruction. Il est donc intéressant de chercher comment réduire les contraintes liées à la fois à l’acquisition et à la reconstruction des volumes ultrasonores.
Plusieurs solutions existantes permettent à l’échographie 4D d’exister aujourd’hui. Toutefois le challenge d’imager le volume entier du myocarde en un seul battement de cœur reste à relever. Aujourd’hui la totalité du volume du myocarde est acquise sur plusieurs battements cardiaques : les techniques de synchronisation permettant de s’affranchir des mouvements de pulsation du cœur ne sont pas compatibles avec les cas d’arythmie. De même l’apnée nécessaire pour s’affranchir des mouvements de respiration peut être contre-indiquée pour certains patients.
Certaines solutions commerciales prometteuses consistent à combiner l’adressage en ligne-colonnes (Rasmussen et al. 2015; Christiansen et al. 2015; K. Chen 2014; Logan et al. 2011) avec du multiplexage (B. Savord and Solomon 2003) mais elles ne permettent pas de piloter en continu l’intégralité des éléments actifs puisque seule une partie des éléments sont reliés à l’échographe à chaque instant. Voici certaines des solutions industrielles les plus avancées qui donnent actuellement accès à l’imagerie ultrasonore 4D :
x La sonde matricielle 4Z1c combine avec l’échographe Acuson SC200037
(Siemens Healthcare, Ultrasound Business Unit, Moutain View, CA)(Barnes, Bolorforosh, and Phelps 2005).
x La sonde matricielle X6-1 avec l’échographe iE3338
(Koninklijke Philips Electronics N.V., Amsterdam, Netherlands) (B. J. Savord 2012; Robinson et al. 2003; B. Savord and Solomon 2003; B. J. Savord and Thiele 1999)
x La sonde matricielle 3V avec l’échographe Vivid 7 dimension39
(General Electric Company, Fairfield, Connecticut, U.S.) (Thomenius, Wodnicki, and Li 2010)
Ces solutions utilisent la technique de micro-beamforming (Kortbek, Jensen, and Gammelmark 2013; Matrone et al. 2014; Fisher et al. 2005; Wygant et al. 2009). Cette technique qui consiste à faire une première étape de reconstruction du volume directement dans la sonde (à l’aide d’une électronique embarquée) pour ne transmettre que ces sous-images à l’échographe où elles sont ensuite combinée dans une deuxième étape de reconstruction pour former le volume. Cette technique permet de réduire le nombre de canaux indépendants de l’échographe mais nécessite le développement coûteux de circuits intégrés dédiés (ASICs) qui vont limiter la flexibilité dans la reconstruction des volumes.
Enfin voici les quelques plateformes de recherche où l’échographie 4D est actuellement disponible :
x Institut Langevin à Paris, France (J. Provost et al. 2015) : 1024 canaux and 512 canaux disponibles en TX et en RX respectivement grâce à la combinaison de quatre échographes Aixplorer (Supersonic Imagine, Aix-en-Provence, France).
x Danmarks Tekniske Universitet à Lyngby (Jensen et al. 2013) : Système d’imagerie ultrasonore à synthèse d’ouverture temps-réel (SARUS) avec 1024 canaux indépendants dont 256 peuvent être traités en temps-réel.
37Plus d’informations sur https://www.healthcare.siemens.com(visité en Juillet 2016) 38Plus d’informations surhttp://www.usa.philips.com(visité en Juillet 2016)