Travaux futurs

7.3.1 Quelles limites pour l'élastographie?

Tel qu‘énoncé en introduction de cette thèse, l'essence de l'élastographie réside dans la capacité à différencier les tissus sains des tissus pathologiques à travers l'étude de leurs propriétés mécaniques. En l'état actuel, il existe encore une disparité significative dans la quantification des propriétés mécaniques des tissus biologiques, dépendamment de la méthode utilisée et du type de tissu étudié (Van Houten, Doyley 2003). La mesure des propriétés mécaniques des tissus reste pour le moment un indicateur (e.g ''une lésion mammaire plus dure que son tissu environnant'') qui doit être placé dans le contexte d'informations complémentaires (e.g, ''la lésion est classée BI-RADS 4'') pour prendre son sens (Berg, Cosgrove 2012). Il est donc important de déterminer si la variabilité des mesures quantitatives est d'origine physiologique ou d'origine technique. En effet, il est légitime de supposer qu'un même type de pathologie puisse mener à des paramètres mécaniques variables. En outre, une variabilité des résultats d'origine technique, c'est à dire liés à la méthode d'inversion utilisée, incite à remettre en question la méthodologie. Au-delà du cadre de cette thèse, il serait ainsi pertinent d'évaluer les limitations d'une interprétation mécanistique macroscopique de phénomènes physiologiques microscopiques, i.e pouvoir répondre à la question: ''Quelle est la quantité maximale d'informations sur une pathologie que l'on peut obtenir par élastographie? '' Des éléments de réponse à une telle question pourraient provenir de larges études rhéologiques de tissus sains et pathologiques afin d'obtenir des statistiques pertinentes (Samani, Zubovits 2007) et ce sur la plus large gamme fréquentielle possible (Hadj Henni, Schmitt 2011).

Les méthodes de caractérisation viscoélastique présentées dans cette thèse, tant dans le contexte du cancer du sein que des thromboses veineuses, ont été confrontées à des méthodes de référence (méthode des éléments finis, rhéométrie), aux aspects théoriques et elles ont été validées in vitro. Cette phase de validation, indispensable à la poursuite des travaux, ne constitue cependant qu'une étape intermédiaire dans le développement de nouveaux outils cliniques. Ainsi, deux grands axes de recherche et de développement se dessinent à l'orée des travaux réalisés: d'une part, éprouver les techniques proposées lors d'expériences ex-vivo, puis

in vivo et d'autre part, adapter les méthodes développées à une utilisation dans un contexte

clinique.

7.3.2Passer du stade de l'expérimentation in vitro au stade in vivo

La réalisation d'expériences ex-vivo sur des tissus biologiques (tumeurs ou thrombi) s'inscrit dans la continuité des expériences réalisées jusqu'à présent. En ce sens des expérimentations sur des tumeurs murines placées dans des fantômes d'agar-gélatine ont été amorcées. A terme, une évaluation systématique des deux approches formulées (géométrie elliptique et sphérique) visera à mettre en évidence les forces et faibles de chacune.

Similairement, la mise en résonance ex-vivo de thrombi induits chez des porcs a été réalisée au sein de notre laboratoire (Schmitt, Montagnon 2013) à l'aide d'ondes de cisaillement polarisées perpendiculairement à la section de la veine (ondes de type SH, ''shear horizontal''). L'application de la technique ARFIRE à ce type de protocole semble donc tout à fait concevable et permettrait ainsi de démontrer la faisabilité de la mise en résonance par force de radiation ex-vivo.De plus, ARFIRE considère des ondes polarisées parallèlement à la section de la veine (ondes de type SV, ''shear vertical'') et étend ainsi les modalités de mise en résonance d'hétérogénéités mécaniques.

Paradoxalement, les expérimentations in vivo seraient a priori plus aisées à mettre en œuvre que dans le cas ex-vivo. En effet, il ne serait alors pas nécessaire de procéder à l'ablation chirurgicale des tissus à étudier, ni même de couler ces derniers dans des fantômes d'agar-gélatine. Cependant, des adaptations seront nécessaires pour les deux types d'expériences (tumeurs et thrombi). Dans le cas d'expérimentations in vivo sur des tumeurs murines, l'utilisation d'un milieu de couplage tel que du gel échographique remplissant un ballonnet à placer au contact de l'animal semble nécessaire car les lésions sont en général très proches de la surface de la peau rendant ainsi difficile une bonne focalisation du faisceau ultrasonore à de si faibles profondeurs.

Dans le cas de la mise en résonance in vivo de thrombi induits chez un porc, les séquences d'excitation par force de radiation seront sans doute sujettes à des adaptations notamment en termes d'intensité de la poussée ultrasonore, du fait de l'épaisseur de la peau. Dans le cas où les déplacements induits seraient trop faibles, il serait possible de réaliser les expériences lors de

procédures chirurgicales dédiées, permettant ainsi de placer la sonde au contact des vaisseaux étudiés, avec ou sans milieu de couplage tel que présenté dans le paragraphe précédent.

Une fois démontrée la faisabilité des expériences proposées ci-dessus, la mise en place de protocoles incluant un nombre plus élevé de cas est envisageable, ciblant des thématiques spécifiques telles que la caractérisation viscoélastique de différents types de tumeurs mammaires (e.g carcinomes canalaires, lobulaires, in-situ ou invasifs), ou encore le suivi in vivo des propriétés mécaniques de thrombi en cours de formation puis lors de la thérapie (réponse aux anticoagulant et aux thrombolytiques).

7.3.3Vers le développement d'un outil clinique dédié à la caractérisation

viscoélastique des tissus biologiques

Au cours du développement des méthodes présentées dans cette thèse, un effort particulier a été porté à la simplicité, à la flexibilité, ainsi qu'aux temps de calculs nécessaires à l'inversion; l'objectif étant de garder à l'esprit les contraintes liées à la pratique en routine clinique.

Ainsi, lors de la phase de post-traitement des données ultrasonores, le calcul des déplacements a été programmé sur carte graphique (GPU, Graphics Processsing Unit), permettant d'atteindre des temps de calculs compatible avec une utilisation temps réel (de l'ordre de 100 images par seconde). Ces travaux ont fait l'objet d'un article de conférence ajouté en annexe.

Parallèlement, l'ensemble des méthodes développées nécessitant une information sur la localisation et la géométrie des structures étudiées, il est nécessaire de développer des outils informatiques simples permettant de déterminer manuellement ces paramètres géométriques. Puisque les modèles considèrent des géométries simples (elliptiques, sphériques ou circulaires), seuls quelques points de l'image (de deux à trois) doivent être sélectionnés.

L'ensemble des procédures suscitées ont été regroupées au sein d'une interface graphique simple permettant de réaliser l'ensemble des procédures nécessaires au post-traitement (calculs des déplacements, segmentation, inversion) et est représentée à la Figure 7.1. Il est intéressant de noter que la même interface graphique peut regrouper les deux applications investiguées dans cette thèse (cancer du sein et thromboses veineuses) puisque seules les méthodes d'inversion changent tandis que les procédures d'initialisation demeurent identiques.

Sur la base de ces travaux préliminaires, il est possible de concevoir une application élastographique dédiée aux méthodes proposées, implémentable sur des échographes commerciaux dédiés à l'élastographie dynamique tels que l'Aixplorer ou encore le Siemens Virtual Touch.

Figure 7.1 Capture d'écran de l'interface graphique développée permettant le post-traitement des données expérimentales.