Un échographe cardiaque portable

Nature volume 613, pages 667–675 (2023)Citer cet article

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L'imagerie continue des fonctions cardiaques est hautement souhaitable pour l'évaluation de la santé cardiovasculaire à long terme, la détection d'un dysfonctionnement cardiaque aigu et la gestion clinique des patients gravement malades ou chirurgicaux1,2,3,4. Cependant, les approches non invasives conventionnelles pour imager la fonction cardiaque ne peuvent pas fournir de mesures continues en raison de l'encombrement du dispositif5,6,7,8,9,10,11, et les dispositifs cardiaques portables existants ne peuvent capturer que des signaux sur la peau12,13,14,15,16. Nous rapportons ici un appareil à ultrasons portable pour l'évaluation continue, en temps réel et directe de la fonction cardiaque. Nous introduisons des innovations dans la conception d'appareils et la fabrication de matériaux qui améliorent le couplage mécanique entre l'appareil et la peau humaine, permettant d'examiner le ventricule gauche à partir de différentes vues pendant le mouvement. Nous développons également un modèle d'apprentissage en profondeur qui extrait automatiquement le volume ventriculaire gauche de l'enregistrement d'images en continu, produisant des formes d'onde d'indices de performance cardiaque clés tels que le volume d'éjection systolique, le débit cardiaque et la fraction d'éjection. Cette technologie permet une surveillance portable dynamique des performances cardiaques avec une précision considérablement améliorée dans divers environnements.

L'appareil comprend des réseaux de transducteurs piézoélectriques, des électrodes composites en métal liquide et une encapsulation de copolymère tribloc, comme le montrent les schémas éclatés (Fig. 1a, à gauche, Données étendues Fig. 1 et Discussion supplémentaire 3). L'appareil est construit sur du styrène-éthylène-butylène-styrène (SEBS). Pour fournir une vue complète du cœur, la pratique clinique standard consiste à l'imager dans deux orientations orthogonales en faisant tourner la sonde à ultrasons17. Pour éliminer le besoin de rotation manuelle, nous avons conçu l'appareil avec une configuration orthogonale (Fig. 1a, à droite et Vidéos supplémentaires 1 et 2). Chaque élément transducteur était constitué d'un composite piézoélectrique anisotrope 1-3 et d'une couche de support à base d'argent-époxy18,19. Pour équilibrer la profondeur de pénétration et la résolution spatiale, nous avons choisi une fréquence de résonance centrale de 3 MHz pour l'imagerie des tissus profonds19 (Fig. 1 supplémentaire). Le pas du réseau était de 0,4 mm (c'est-à-dire 0,78 longueurs d'onde ultrasonores), ce qui améliore les résolutions latérales et réduit les lobes de réseau20.

a, schémas montrant la vue éclatée de l'imageur portable, avec les composants clés étiquetés (à gauche) et son principe de fonctionnement (à droite). b, Résistance de l'électrode composite de métal liquide en fonction de la contrainte de traction uniaxiale. L'électrode peut être étirée jusqu'à environ 750 % sans défaillance. L'axe y est la résistance relative définie comme R/R0, où R0 et R sont les résistances mesurées à 0 % de déformation et à une déformation donnée, respectivement. L'encart est une micrographie électronique à balayage des électrodes composites de métal liquide avec une largeur aussi petite qu'environ 30 µm. Barre d'échelle, 50 μm. c, Performance de cyclage de l'électrode entre 0% et 100% de déformation en traction uniaxiale, montrant la robustesse de l'électrode. L'encart montre les caractéristiques agrandies du graphique pendant l'étirement et la relaxation cycliques de l'électrode. d, Résistance au cisaillement de recouvrement de la liaison entre les éléments du transducteur et le SEBS ou l'électrode composite de métal liquide. Les données sont moyennes et sd à partir de n = 3 tests. L'encart est une configuration schématique du test de cisaillement de recouvrement. e, analyse par éléments finis de l'ensemble du dispositif sous 110 % d'étirement biaxial. f, images optiques montrant la conformité mécanique de l'imageur portable lorsqu'il est plié sur une surface développable, enroulé autour d'une surface non développable, enfoncé et tordu. Barres d'échelle, 5 mm.

Pour traiter individuellement chaque élément dans un réseau aussi compact, nous avons fabriqué des électrodes extensibles multicouches haute densité basées sur un composite de métal liquide eutectique gallium-indium et de SEBS21. Le composite est hautement conducteur et facile à modéliser (Fig. 1b, c, Fig. 2 à 4 supplémentaires et méthodes). Les mesures de cisaillement de recouvrement montrent que la force de liaison interfaciale est d'environ 250 kPa entre l'élément transducteur et le substrat SEBS, et d'environ 236 kPa entre l'élément transducteur et l'électrode composite (Fig. 1d et Fig. 5 supplémentaire), qui sont tous deux plus résistants que les adhésifs commerciaux typiques22 (tableau supplémentaire 2). L'électrode résultante a une épaisseur d'environ 8 μm seulement (Figs. 6 et 7 supplémentaires). Le blindage électromagnétique, également constitué du composite, peut atténuer les interférences des ondes électromagnétiques ambiantes, ce qui réduit le bruit dans les signaux radiofréquence ultrasonores et améliore la qualité de l'image23 (Fig. 8 supplémentaire et Discussion supplémentaire 4). Le dispositif possède d'excellentes propriétés électromécaniques, telles que déterminées par son coefficient de couplage électromécanique élevé, sa faible perte diélectrique, sa large bande passante et sa diaphonie négligeable (Fig. 1 et méthodes supplémentaires). L'ensemble du dispositif a un faible module d'Young de 921 kPa, comparable au module de la peau humaine24 (Fig. 9 supplémentaire). Le dispositif présente une extensibilité élevée allant jusqu'à environ 110 % (Fig. 1e et Fig. 10 supplémentaire) et peut résister à diverses déformations (Fig. 1f). Considérant que la contrainte typique sur la peau humaine est inférieure à 20 % (réf. 19), ces propriétés mécaniques permettent à l'imageur portable de maintenir un contact intime avec la peau sur une grande surface, ce qui est difficile pour les appareils à ultrasons rigides25.

Nous avons évalué la qualité des images générées sur la base des cinq paramètres les plus cruciaux pour l'imagerie anatomique : les résolutions spatiales (axiale, latérale et en élévation), le rapport signal sur bruit, les précisions de localisation (axiale et latérale), la plage dynamique et le rapport contraste sur bruit26.

La stratégie de formation de faisceau de transmission est essentielle pour la qualité de l'image. Par conséquent, nous avons comparé trois stratégies distinctes : onde plane, mono-focus et composition à faisceau large. Des fantômes contenant des fils monofilaments ont été utilisés pour cette comparaison (Fig. 11 supplémentaire, position 1). Parmi les trois stratégies, la composition à faisceau large met en œuvre une séquence d'ondes acoustiques divergentes avec une série d'angles de transmission, et les images générées de chaque transmission sont combinées de manière cohérente pour créer une image composée, qui a la meilleure qualité avec une fenêtre échographique élargie27 (Fig. 2a, b et Fig. 12–14 supplémentaires). Nous avons également utilisé une stratégie de formation de faisceaux de réception pour améliorer encore la qualité de l'image (Fig. 15 et méthodes supplémentaires). La composition à faisceau large permet d'obtenir un effet de focalisation synthétique et, par conséquent, une intensité acoustique élevée sur toute la zone d'insonation (Fig. 2c et Fig. 13 supplémentaire), ce qui conduit au meilleur rapport signal sur bruit et résolutions spatiales (Fig. 2a, troisième colonne, Fig. 2b et Fig. 12 supplémentaire).

a, Résultats d'imagerie sur des fantômes de fil (100 µm de diamètre) en utilisant différentes stratégies de formation de faisceaux de transmission. Les trois premières colonnes montrent les images à travers la composition d'ondes planes, mono-focus et à faisceau large à différentes profondeurs, respectivement. La quatrième colonne montre la résolution d'imagerie de la composition à faisceau large dans la direction d'élévation. La rangée du bas montre des images de fils distribués latéralement par la composition à faisceau large, à partir desquelles la précision latérale et les résolutions spatiales à différentes distances latérales de l'axe central peuvent être obtenues. b, Rapports signal sur bruit en fonction de la profondeur d'imagerie sous différentes stratégies de transmission. c, Champs acoustiques simulés de la composition à faisceau large, avec un champ acoustique amélioré sur toute la zone d'insonation. d, Résolutions altimétriques, latérales et axiales de l'appareil utilisant la composition à faisceau large à différentes profondeurs. e, Résolutions latérales et axiales de l'appareil utilisant la composition à faisceau large avec différentes distances latérales à partir de l'axe central. Les données en d et e sont moyennes et sd de cinq tests (n = 5). f, Imagerie des inclusions avec différents contrastes avec la matrice. Sur la base de ces images en mode B, la plage dynamique (g) et le rapport contraste/bruit (h) de l'appareil peuvent être quantifiés.

Pour quantifier les résolutions spatiales de l'appareil à l'aide de la stratégie de composition à faisceau large, nous avons mesuré les pleines largeurs à mi-hauteur à partir des courbes de fonction d'étalement de points28 extraites des images (Fig. 2a, troisième et quatrième colonnes et rangée du bas et Fig. 11 supplémentaire, positions 1 et 2). À mesure que la profondeur augmente, la résolution en élévation se détériore (Fig. 2d) car le faisceau devient plus divergent dans la direction en élévation. Par conséquent, nous avons intégré six petits éléments dans un élément long (Extended Data Fig. 1) pour offrir une meilleure convergence du faisceau acoustique et une meilleure résolution en élévation. La résolution latérale ne se détériore que légèrement avec la profondeur (Fig. 2d) en raison du processus de formation de faisceaux de réception (Méthodes). La résolution axiale reste presque constante avec la profondeur (Fig. 2d) car elle ne dépend que de la fréquence et de la bande passante du réseau de transducteurs. De même, à la même profondeur, la résolution axiale reste cohérente avec différentes distances latérales de l'axe central de l'appareil, alors que la résolution latérale est la meilleure au centre, où il y a un chevauchement élevé des faisceaux acoustiques après la composition (Fig. 2e et Méthodes).

Une autre mesure critique pour l'imagerie est la précision de localisation. Les accords entre les résultats d'imagerie et les vérités de terrain (les points rouges sur la Fig. 2a) dans les directions axiale et latérale sont respectivement de 96,01 % et 95,90 %, ce qui indique d'excellentes précisions de localisation (méthodes).

Enfin, nous avons évalué la plage dynamique et le rapport contraste/bruit de l'appareil en utilisant la stratégie de composition à faisceau large. Des fantômes contenant des inclusions cylindriques avec différentes impédances acoustiques ont été utilisés pour l'évaluation (Fig. 11 supplémentaire, position 3). Une discordance d'impédance acoustique élevée donne des images à contraste élevé (Fig. 2f). Nous avons extrait les valeurs de gris moyennes des images d'inclusion et effectué une régression linéaire29, et déterminé la plage dynamique à 63,2 dB (Fig. 2g, Fig. 16 et méthodes supplémentaires), ce qui est bien au-dessus du seuil de 60 dB généralement utilisé dans le diagnostic médical30.

Nous avons sélectionné deux régions d'intérêt, l'une à l'intérieur et l'autre à l'extérieur de chaque zone d'inclusion, pour dériver les rapports contraste/bruit31, qui vont de 0,63 à 2,07 (Fig. 2h et Méthodes). Un contraste d'inclusion plus élevé conduit à un rapport contraste/bruit plus élevé de l'image. Les inclusions avec le contraste le plus faible (+3 dB ou -3 dB) peuvent être clairement visualisées, démontrant la sensibilité exceptionnelle de cet appareil20. Les performances de l'imageur portable sont comparables à celles de l'appareil commercial (Figs. 17 et 18 supplémentaires, tableau de données étendu 1 et discussion supplémentaire 5).

L'échocardiographie est couramment utilisée pour examiner l'intégrité structurelle et les capacités de délivrance de sang du cœur. Uniquement pour les dispositifs souples, les contours de la poitrine humaine provoquent une distribution non plane des éléments transducteurs, ce qui entraîne une distorsion de phase et donc des artefacts d'image32. Nous avons utilisé un scanner tridimensionnel pour collecter la courbure de la poitrine afin de compenser les changements de position des éléments dans l'imageur portable et ainsi corriger la distorsion de phase lors de la formation de faisceaux d'émission et de réception (Fig. 19 supplémentaire, Données étendues Fig. 2 et Discussion supplémentaire 6).

Nous avons comparé les performances de l'appareil portable avec un appareil commercial dans quatre vues principales d'échocardiographie, dans lesquelles les caractéristiques cardiaques critiques peuvent être identifiées (Extended Data Fig. 3). La figure 3a montre les schémas et les images en mode B correspondantes de ces quatre vues, y compris la vue apicale à quatre chambres, la vue apicale à deux chambres, la vue parasternale à axe long et la vue parasternale à axe court. La différence entre les résultats des appareils portables et commerciaux est négligeable. La vue parasternale à petit axe est particulièrement utile pour évaluer la fonction contractile du myocarde en fonction de son mouvement dans la direction radiale et de son épaississement relatif, car les deux sont facilement visibles à partir de cette vue. Pendant la contraction et la relaxation, le myocarde sain subit des contraintes et l'épaisseur de la paroi change en conséquence : épaississement pendant la contraction et amincissement pendant la relaxation. La force de la fonction contractile du ventricule gauche peut être directement reflétée sur l'image échographique par l'ampleur de la contrainte myocardique. Des anomalies de la fonction contractile, telles que l'akinésie, peuvent indiquer une cardiopathie ischémique et un infarctus du myocarde33.

a, Schémas et images en mode B des anatomies cardiaques des imageurs portables et commerciaux. L'imageur portable a été placé en position parasternale pour l'imagerie dans les vues parasternales grand axe et petit axe et déplacé en position apicale pour l'imagerie dans les vues apicales à quatre et deux chambres. b, représentation modèle en 17 segments de la paroi ventriculaire gauche. Chacun des anneaux imbriqués concentriquement qui composent le tracé circulaire représente la vue parasternale à axe court de la paroi myocardique à partir d'un niveau différent du ventricule gauche. c, images en mode B du ventricule gauche en vues basale, mi-cavité et apicale (rangée du haut) et déplacement typique correspondant pour les segments 3, 10 et 14, respectivement (rangée du bas). Les régions physiques de la paroi ventriculaire gauche représentées par chaque segment du modèle à 17 segments ont été étiquetées sur les vues à axe court correspondantes. Les sommets sont marqués de points rouges. d, images en mode M (en haut à gauche) extraites de la vue parasternale grand axe et des signaux d'électrocardiogramme correspondants (en bas à gauche). Un graphique agrandi montre les différentes phases d'un cycle cardiaque représentatif (à droite). Les événements primaires comprennent la diastole et l'ouverture de la valve mitrale pendant l'onde P de l'électrocardiogramme, l'ouverture de la valve aortique et la systole pendant le complexe QRS et la fermeture de la valve aortique pendant l'onde T. AC, contraction auriculaire ; AMVL, feuillet de la valve mitrale antérieure ; CI, imageur commercial ; ERF, remplissage rapide précoce ; Ej., éjection ; IVCT, temps de contraction isovolumétrique ; IVRT, temps de relaxation isovolumétrique ; IVS, septum interventriculaire ; LA, oreillette gauche ; VG, ventricule gauche ; LVIDd, diastole de fin de diamètre interne du ventricule gauche ; LVID, systole de fin de diamètre interne du ventricule gauche ; LVOT, voie de sortie ventriculaire gauche ; LVPW, paroi postérieure du ventricule gauche ; VM, valve mitrale ; RA, oreillette droite ; VD, ventricule droit ; TV, valve tricuspide ; WI, imageur portable.

Pour mieux localiser le segment spécifique de la paroi ventriculaire gauche potentiellement pathologique, le modèle à 17 segments peut être adopté comme en pratique clinique standard33 (Fig. 3b). Nous avons pris les coupes basale, mi-cavité et apicale de la vue parasternale petit axe de la paroi ventriculaire gauche, et les avons divisées en segments selon le modèle. Chaque segment est relié à une certaine artère coronaire, permettant de localiser l'ischémie dans les artères coronaires sur la base de l'akinésie dans le segment myocardique correspondant33. Nous avons ensuite enregistré les formes d'onde de déplacement des limites du myocarde (Fig. 3c et Discussion supplémentaire 6). Les deux pics de chaque cycle cardiaque dans les courbes de déplacement correspondent aux deux entrées dans le ventricule gauche pendant la diastole. Les déplacements de la paroi, tels que mesurés dans les vues basale, médiane et apicale, deviennent séquentiellement plus petits en raison du rayon décroissant du myocarde le long de la forme conique du ventricule gauche.

Les images en mode mouvement (mode M) suivent les activités au fil du temps dans une région cible unidimensionnelle34,35. Nous avons extrait des images en mode M à partir d'images parasternales en mode B à grand axe (Fig. 3d). Les principales cibles comprennent la chambre ventriculaire gauche, le septum et les valves mitrale/aortique. En mode M, les informations structurelles, telles que l'épaisseur du myocarde et le diamètre ventriculaire gauche, peuvent être suivies en fonction des distances entre les limites des caractéristiques. Les fonctions valvulaires, par exemple leurs vitesses d'ouverture et de fermeture, peuvent être évaluées sur la base de la distance entre le feuillet et la paroi septale (Discussion supplémentaire 1). De plus, nous pouvons corréler les activités mécaniques dans les images en mode M avec les activités électriques dans l'électrocardiogramme mesurées simultanément au cours de différentes phases d'un cycle cardiaque (Fig. 3d et discussions supplémentaires 1 et 6).

L'échocardiographie de stress évalue les réponses cardiaques au stress induit par l'exercice ou des agents pharmacologiques, qui peuvent inclure une ischémie nouvelle ou aggravée se présentant comme des anomalies du mouvement de la paroi, et est cruciale dans le diagnostic des maladies coronariennes36. De plus, les sujets souffrant d'insuffisance cardiaque peuvent parfois sembler asymptomatiques au repos, car le cœur sacrifie son efficacité pour maintenir le même débit cardiaque37,38. Ainsi, en poussant le cœur vers ses limites pendant l'effort, le manque d'efficacité devient apparent. Cependant, dans les procédures actuelles, les images échographiques ne sont obtenues qu'avant et après l'exercice. Avec l'appareil encombrant, il est impossible d'acquérir des données pendant l'exercice, qui peuvent contenir des informations inestimables en temps réel lorsque de nouvelles anomalies apparaissent39 (Discussion supplémentaire 7). De plus, comme les images sont traditionnellement obtenues après l'exercice, une récupération rapide peut masquer toute réponse pathologique transitoire lors d'un stress et conduire à des examens faussement négatifs40. De plus, le point final pour mettre fin à l'exercice est subjectif, ce qui peut entraîner des tests sous-optimaux.

Le patch ultrasonique portable est idéal pour surmonter ces défis. L'appareil peut être attaché à la poitrine avec une contrainte minimale sur le mouvement du sujet, fournissant un enregistrement continu des activités cardiaques avant, pendant et après l'exercice avec des artefacts de mouvement négligeables (Extended Data Fig. 4). Cela capture non seulement les réponses en temps réel pendant le test, mais offre également des données objectives pour normaliser le point final et améliore la sécurité du patient tout au long du test (Discussion supplémentaire 7). Nous avons utilisé du silicone liquidus comme couplant pour obtenir des images de qualité stable au lieu de gels à ultrasons à base d'eau qui s'évaporent avec le temps (Figs. Supplémentaires 20 et 21 et Discussion Supplémentaire 8). Nous n'avons observé aucune irritation ou allergie cutanée après 24 h de port continu (Fig. 22 supplémentaire). La fréquence cardiaque du sujet est restée stable avec une température constante de l'appareil d'environ 32 ° C après que l'appareil a fonctionné en continu pendant 1 h (Fig. 23 supplémentaire). De plus, un appareil a été testé sur différents sujets (Fig. 24 supplémentaire). Les résultats reproductibles indiquent les performances stables et fiables de l'imageur portable.

Nous avons effectué une échocardiographie d'effort pour démontrer les performances de l'appareil pendant l'exercice (Discussion supplémentaire 7). L'appareil était attaché au sujet pour un enregistrement continu le long du grand axe parasternal pendant tout le processus, qui consistait en trois étapes principales (Fig. 4a). Au repos, le sujet est allongé en décubitus dorsal. Au stade de l'exercice, le sujet s'entraînait sur un vélo stationnaire avec plusieurs intervalles jusqu'à ce qu'une possible fréquence cardiaque maximale soit atteinte. Au stade de la récupération, le sujet a de nouveau été placé en décubitus dorsal. L'appareil a démontré un suivi ininterrompu des activités ventriculaires gauches, y compris l'échocardiographie en mode M correspondante et la forme d'onde de fréquence cardiaque synchronisée (Fig. 4b, c, données étendues Fig. 5 et vidéo supplémentaire 3). Nous avons examiné une section représentative de chaque étape de test et extrait la systole de fin de diamètre interne ventriculaire gauche (LVID) et la diastole de fin de diamètre interne ventriculaire gauche (LVIDd) (Fig. 4d). Les LVID et LVIDd du sujet sont restés stables pendant la phase de repos (Fig. 4e). Au stade de l'exercice, le septum interventriculaire et la paroi postérieure du ventricule gauche du sujet se sont rapprochés de la surface de la peau, cette dernière se déplaçant plus que la première, entraînant une diminution des LVID et LVIDd. Au stade de la récupération, les LVID et LVIDd sont lentement revenus à la normale. La variation du raccourcissement fractionnaire, une mesure de la contractilité musculaire cardiaque, reflète l'évolution de la demande d'approvisionnement en sang à différents stades de l'échocardiographie de stress (Fig. 4e). En particulier, la section 4 de la figure 4b comprend des périodes d'exercice et des intervalles de repos, lorsque des schémas de respiration profonde peuvent également être observés à partir des mouvements de la paroi postérieure du ventricule gauche (figure 4f).

a, Trois étapes d'échocardiographie de stress. Au stade de repos, le sujet était couché sur le dos pendant environ 4 min. Au stade de l'exercice, le sujet a fait du vélo stationnaire pendant environ 15 minutes, avec des intervalles de repos. Au stade de la récupération, le sujet s'est à nouveau couché sur le dos pendant environ 10 minutes. L'imageur portable était attaché à la poitrine du sujet tout au long du test, même pendant les transitions entre les étapes. b, Échocardiographie continue en mode M extraite des images parasternales en grand axe en mode B de l'ensemble du processus. Les principales caractéristiques du septum interventriculaire et de la paroi postérieure du ventricule gauche sont identifiées. Les étapes de repos, d'exercice (avec des intervalles de repos) et de récupération sont étiquetées. c, Variations de la fréquence cardiaque extraites de l'échocardiographie en mode M. d, images agrandies des sections 1 (repos), 2 (exercice) et 3 (récupération) (cases en pointillés) en b. e, formes d'onde de diastole de fin de diamètre interne ventriculaire gauche (LVIDd) et de systole de fin de diamètre interne ventriculaire gauche (LVID) des trois sections différentes de l'enregistrement et des raccourcissements fractionnaires moyens correspondants. f, images agrandies de la section 4 (encadré en pointillés) pendant l'exercice avec des intervalles de repos en b. Dans le premier intervalle, le sujet a pris une respiration profonde rythmique six fois, alors que pendant l'exercice, il ne semble y avoir aucun signe évident d'une respiration profonde, probablement parce que le sujet est passé de la respiration diaphragmatique (repos) à la respiration thoracique (exercice), qui est moins profonde et prend généralement moins de temps.

Les maladies cardiovasculaires sont souvent associées à des modifications des capacités de pompage du cœur, qui peuvent être mesurées par le volume d'éjection systolique, le débit cardiaque et la fraction d'éjection. La surveillance continue et non invasive de ces indices est précieuse pour la détection précoce et la surveillance des affections cardiovasculaires (discussion supplémentaire 9). Les informations critiques contenues dans ces formes d'onde peuvent aider à déterminer avec précision les facteurs de risque potentiels et à suivre l'état de santé41 (Discussion supplémentaire 10). D'autre part, le traitement des flux de données d'image sans précédent, s'il est effectué manuellement, peut être écrasant pour les cliniciens, ce qui introduit potentiellement une variabilité interobservateur ou même des erreurs42.

Le traitement automatique des images peut surmonter les défis. Nous avons appliqué un réseau neuronal d'apprentissage en profondeur pour extraire des informations clés (par exemple, le volume ventriculaire gauche en vue apicale à quatre chambres) du flux continu d'images (Fig. 5a, Fig. 25 supplémentaire et Discussion supplémentaire 11). Nous avons évalué différents types de modèles d'apprentissage en profondeur43 à travers les images de sortie et les formes d'onde du volume ventriculaire gauche (Données étendues Figs. 6 et 7, Tableau supplémentaire 3 et Vidéo supplémentaire 4). Le modèle FCN-32 surpasse les autres sur la base d'analyses qualitatives et quantitatives (Fig. 26 supplémentaire, tableaux supplémentaires 4 et 5 et discussion supplémentaire 11). Nous avons également appliqué l'augmentation des données pour élargir l'ensemble de données et améliorer les performances (Fig. 27 supplémentaire et discussion supplémentaire 11).

a, flux de travail schématique. Des images prétraitées sont utilisées pour entraîner le modèle FCN-32. Le modèle entraîné accepte les images non traitées et prédit le volume ventriculaire gauche (LV), sur la base duquel le volume d'éjection systolique, le débit cardiaque et la fraction d'éjection sont dérivés. b, Forme d'onde de volume ventriculaire gauche générée par le modèle FCN-32 à partir de l'imageur portable (WI) et de l'imageur commercial (CI) (à gauche). Les caractéristiques critiques sont étiquetées dans un cycle cardiaque détaillé (à droite). c, analyse de Bland-Altman de la moyenne de (axe x) et de la différence entre (axe y) les volumes ventriculaires gauches générés par le modèle et étiquetés manuellement pour les imageurs portables (noir) et commerciaux (rouge). Les lignes pointillées indiquent l'intervalle de confiance de 95 % et environ 95 % des points de données se situent dans l'intervalle pour les deux imageurs. Les lignes pleines indiquent les différences moyennes. d, en comparant le volume d'éjection systolique, le débit cardiaque et la fraction d'éjection extraits des résultats par les imageurs portables et commerciaux. Les données sont moyennes et sd de douze cycles cardiaques (n = 12). e, La forme d'onde de volume ventriculaire gauche générée par le modèle dans la phase de récupération. f, trois sections représentatives de l'enregistrement des étapes initiale, intermédiaire et finale de e. Volume télésystolique (ESV), volume télédiastolique (EDV), volume d'éjection systolique et fraction d'éjection (g) et formes d'onde du débit cardiaque et de la fréquence cardiaque (h) dérivées de la forme d'onde du volume ventriculaire gauche. Le volume télésystolique et le volume télédiastolique reviennent progressivement à la plage normale dans la section terminale. Le volume systolique passe d'environ 60 ml à environ 70 ml. La fraction d'éjection diminue d'environ 80 % à environ 60 %. Le débit cardiaque diminue d'environ 11 l min-1 à environ 9 l min-1, ce qui indique que la diminution de la fréquence cardiaque d'environ 175 bpm à environ 130 bpm a éclipsé l'augmentation du volume systolique. AS, systole auriculaire ; IC, contraction isovolumétrique ; IR, relaxation isovolumétrique ; RI, afflux rapide.

Les volumes ventriculaires gauches de sortie pour les imageurs portables et commerciaux montrent des morphologies de forme d'onde similaires (Fig. 5b, à gauche). À partir des formes d'onde, les phases correspondantes d'un cycle cardiaque peuvent être identifiées (Fig. 5b, à droite et Extended Data Fig. 8). L'analyse de Bland-Altman donne une comparaison quantitative entre les volumes ventriculaires gauches générés par le modèle et étiquetés manuellement, indiquant une performance stable et fiable du modèle FCN-3244 (Fig. 5c et Discussion supplémentaire 11). Les différences moyennes de volume ventriculaire gauche sont toutes les deux d'environ -1,5 ml, ce qui est acceptable pour un diagnostic médical standard45. Nous avons ensuite dérivé le volume d'éjection systolique, le débit cardiaque et la fraction d'éjection à partir des formes d'onde de volume ventriculaire gauche. Aucune différence marquée n'est observée dans les moyennes ou les écarts-types entre les deux appareils (Fig. 5d). Les résultats ont vérifié les performances comparables de l'imageur portable à l'imageur commercial.

Le volume ventriculaire gauche est en constante évolution et suit généralement un schéma d'équilibre au repos chez les sujets sains. Par conséquent, le volume systolique, le débit cardiaque et la fraction d'éjection ont également tendance à rester constants. Cependant, les pathologies cardiaques ou les activités quotidiennes ordinaires telles que l'exercice peuvent modifier dynamiquement ces indices. Pour valider les performances de l'imageur portable dans des situations dynamiques, nous avons extrait le volume ventriculaire gauche des enregistrements de la phase de récupération de l'échocardiographie de stress (Fig. 5e). Les dimensions du ventricule gauche ne peuvent pas être déterminées avec précision lorsque les images sont collectées en position debout, en raison des limitations anatomiques du corps humain (Fig. 28 supplémentaire et Discussion supplémentaire 9). En raison de la respiration profonde après l'exercice, le cœur était parfois bloqué par les poumons sur l'image. Nous avons utilisé un algorithme d'imputation d'image pour compléter la partie bloquée (Fig. 29 supplémentaire et Discussion supplémentaire 11). La forme d'onde acquise montre une tendance à la hausse du volume ventriculaire gauche. La figure 5f illustre trois sections représentatives de l'enregistrement prises depuis le début, le milieu et la fin de l'étape de récupération. Dans la section initiale, le stade de diastasis est à peine perceptible en raison de la fréquence cardiaque élevée. Dans la section médiane, le stade de diastasis devient visible. Dans la section finale, la fréquence cardiaque diminue notablement. Les volumes télédiastolique et télésystolique augmentent, car le rythme cardiaque ralenti pendant la récupération laisse plus de temps au sang pour remplir le ventricule gauche46 (Fig. 5g). Le volume d'éjection systolique augmente progressivement, indiquant que le volume télédiastolique augmente légèrement plus rapidement que le volume télésystolique (Fig. 5g). La fraction d'éjection diminue à mesure que la contraction cardiaque diminue pendant la récupération (Fig. 5g). Le débit cardiaque diminue, indiquant une plus grande influence provoquée par la diminution de la fréquence cardiaque que l'augmentation du volume d'éjection systolique (Discussion supplémentaire 9).

L'échocardiographie est cruciale dans le diagnostic des maladies cardiaques, mais la mise en œuvre actuelle en clinique est lourde et limite son application en surveillance continue. Les technologies émergentes basées sur des modules rigides portables25 ou des patchs flexibles47 manquent d'une ou plusieurs des propriétés idéales des technologies ultrasonores portables (tableau de données étendu 2). Dans ce travail, nous avons fourni des acquisitions image par image ininterrompues d'images cardiaques même lorsque le sujet entreprenait un exercice intensif. De plus, l'imageur portable avec apprentissage en profondeur a fourni des informations exploitables en produisant automatiquement et en continu des courbes de mesures cardiaques critiques, telles que le déplacement du myocarde, le volume d'éjection systolique, la fraction d'éjection et le débit cardiaque, qui sont hautement souhaitables dans les soins intensifs, la gestion des maladies cardiovasculaires et la science du sport48. Cette capacité est sans précédent dans la pratique clinique conventionnelle9 et le caractère non invasif peut étendre les avantages potentiels aux patients ambulatoires et aux populations sportives.

Les implications de cette technologie vont bien au-delà de l'imagerie du cœur, car elle peut être généralisée pour imager d'autres tissus profonds, tels que la veine cave inférieure, l'aorte abdominale, la colonne vertébrale et le foie (Fig. 30 supplémentaire). Par exemple, comme démontré dans une procédure de biopsie guidée par échographie sur un fantôme de kyste (Fig. 31 supplémentaire), les deux sections d'imagerie orthogonales présentent simultanément l'ensemble du processus de biopsie, libérant une main de l'opérateur (Vidéo supplémentaire 5). La capacité habilitante unique de cette technologie renonce à la nécessité pour un opérateur de tenir constamment l'appareil.

D'autres efforts futurs pourraient s'ensuivre en améliorant encore les résolutions spatiales (Fig. 32 supplémentaire). Un scanner tridimensionnel ne peut fournir que la courbure d'une poitrine humaine statique. Pour s'adapter à la courbure dynamique de la poitrine, des algorithmes d'imagerie avancés doivent être développés pour compenser la distorsion de phase et ainsi améliorer les résolutions spatiales. De plus, l'imageur portable est connecté au système dorsal pour le traitement des données au moyen d'un câble flexible (Fig. 33 supplémentaire) et les travaux futurs doivent se concentrer sur la miniaturisation et l'intégration du système. En outre, le réseau de neurones FCN-32 ne peut être appliqué qu'aux sujets de l'ensemble de données d'entraînement à l'heure actuelle. Sa généralisabilité pourrait potentiellement être améliorée en élargissant l'ensemble de données d'entraînement ou en optimisant le réseau avec des stratégies d'apprentissage en quelques coups49 ou d'apprentissage par renforcement50, ce qui permettra au modèle de s'adapter à une population plus large.

Le métal liquide eutectique gallium-indium, le toluène, l'alcool éthylique, l'acétone et l'alcool isopropylique ont été achetés auprès de Sigma-Aldrich. Le SEBS (G1645) a été obtenu auprès de Kraton. Le silicone (Ecoflex 00-30) a été acheté auprès de Smooth-On comme matériau d'encapsulation de l'appareil. La silicone (Silbione) a été obtenue auprès d'Elkem Silicones en tant que couplant ultrasonore. Le gel de transmission à ultrasons Aquasonic a été acheté chez Parker Laboratories. Le composite 1-3 (PZT-5H) a été acheté chez Del Piezo Specialties. L'époxyde d'argent (Von Roll 3022 E-Solder) a été obtenu auprès d'EIS. Le câble à film conducteur anisotrope a été acheté chez Elform.

Nous avons conçu le réseau de transducteurs dans une géométrie orthogonale, similaire à un réseau croisé de Mills (Fig. 34 supplémentaire), pour obtenir simultanément des vues standard biplan. Pour les transducteurs, nous avons choisi le composite 1-3 pour l'émission et la réception des ondes ultrasonores car il possède un couplage électromécanique supérieur18. De plus, l'impédance acoustique des composites 1-3 est proche de celle de la peau, maximisant l'énergie acoustique se propageant dans les tissus humains19. La couche de support atténue l'effet de sonnerie, élargit la bande passante et améliore ainsi la résolution spatiale18,51.

Nous avons utilisé une stratégie d'alignement automatique pour fabriquer le réseau orthogonal. La méthode existante de liaison de la couche de support au composite 1-3 consistait d'abord à découper en dés de nombreux petits morceaux de couche de support et de composite 1-3, puis à lier chaque paire ensemble une par une. Un gabarit était nécessaire pour aligner les petits morceaux. Cette méthode était d'une très faible efficacité. Dans cette étude, nous collons un grand morceau de couche de support avec un grand morceau de composite 1-3, puis nous les coupons ensemble en petits morceaux avec des configurations conçues. Le réseau de dés est ensuite automatiquement aligné sur du ruban adhésif avec une grande uniformité et un alignement parfait.

Des électrodes à base de métal liquide eutectique gallium-indium sont fabriquées pour obtenir une meilleure extensibilité et une résolution de fabrication plus élevée que les électrodes existantes à base de film mince de cuivre en forme de serpentin. Les alliages gallium-indium eutectiques sont généralement modelés par des approches telles que la lithographie au pochoir52, le dépôt masqué53, l'impression à jet d'encre54, l'impression par microcontact55 ou la canalisation microfluidique56. Bien que ces approches soient fiables, elles sont soit limitées en résolution de motifs, soit nécessitent une photolithographie ou un matériel d'impression sophistiqué. Le matériel sophistiqué rend la fabrication compliquée et chronophage, ce qui représente un défi dans le développement d'électronique portable compacte et adaptée à la peau.

Dans cette étude, nous avons exploité une nouvelle technologie de modelage. Nous avons d'abord sérigraphié une fine couche de métal liquide sur un substrat. Une considération clé avant la sérigraphie était de savoir comment amener le métal liquide à mouiller le substrat. Pour résoudre ce problème, nous avons dispersé de grosses particules de métal liquide en petites microparticules à l'aide d'un sonicateur à pointe (Fig. 2 supplémentaire). Lorsque les microparticules sont entrées en contact avec l'air, leur couche la plus externe a généré un revêtement d'oxyde, qui a abaissé la tension superficielle et empêché ces microparticules de s'agréger. De plus, nous avons utilisé 1,5 % en poids de SEBS comme matrice polymère pour disperser les particules de métal liquide car le SEBS pouvait bien mouiller la surface du métal liquide. Nous avons également utilisé SEBS comme substrat. Par conséquent, le SEBS dans la matrice et le substrat pourraient fusionner et durcir ensemble après la sérigraphie, permettant à la couche de métal liquide d'adhérer au substrat de manière efficace et uniforme. Ensuite, nous avons utilisé l'ablation au laser pour éliminer sélectivement le métal liquide du substrat afin de former des électrodes à motifs.

Le grand nombre d'éléments transducteurs piézoélectriques dans le réseau nécessite de nombreuses électrodes de ce type pour adresser chaque élément individuellement. Nous avons conçu une électrode supérieure à quatre couches et une électrode de masse commune. Il y a des couches de SEBS entre différentes couches d'électrodes de métal liquide comme isolant. Pour exposer toutes les couches d'électrodes à connecter aux éléments transducteurs, nous avons utilisé l'ablation laser pour percer des accès d'interconnexion verticaux21. De plus, nous avons créé une couche de blindage extensible à l'aide de métal liquide et l'avons mise à la terre via un accès d'interconnexion vertical, qui protégeait efficacement l'appareil des bruits électromagnétiques externes (Fig. 8 supplémentaire).

Avant de fixer les électrodes au réseau de transducteurs, nous avons enduit par centrifugation une solution de toluène-éthanol (rapport volumique 8: 2) sur le dessus de l'électrode multicouche pour ramollir l'élastomère à base de métal liquide, également appelé «soudage au solvant». Le SEBS ramolli a fourni une surface de contact suffisante, ce qui pourrait aider à former une force de van der Waals relativement forte entre les électrodes et le métal sur la surface du transducteur. Après avoir collé les électrodes au réseau de transducteurs, nous avons laissé l'appareil à température ambiante pour laisser le solvant s'évaporer. La force de liaison finale de plus de 200 kPa est plus forte que celle de nombreux adhésifs commerciaux22.

Pour encapsuler l'appareil, nous avons irrigué l'appareil dans une boîte de Pétri avec un élastomère de silicone non durci (Ecoflex 00-30, Smooth-On) pour combler l'écart entre les électrodes supérieure et inférieure et le trait de scie entre les éléments du transducteur. Nous avons ensuite durci l'élastomère de silicone dans un four pendant 10 min à 80 °C. En tant que matériau de remplissage, il supprime les ondes de cisaillement parasites des éléments adjacents, isolant efficacement la diaphonie entre les éléments18,19. Cela étant dit, nous pensons que la principale raison de la suppression des ondes de cisaillement parasites est due à l'époxy dans le composite 1-3, qui limite la vibration latérale des matériaux piézoélectriques. L'Ecoflex en tant que matériau de remplissage a peut-être contribué mais pas joué un rôle principal car le trait de coupe n'est pas trop large, seulement 100 à 200 µm. Nous avons soulevé la lame de verre sur l'électrode supérieure et recouvert directement l'électrode supérieure avec une couche de protection. Ensuite, nous avons soulevé la lame de verre sur l'électrode inférieure pour libérer l'ensemble de l'appareil. Enfin, la sérigraphie d'une couche d'environ 50 μm d'adhésif silicone sur la surface du dispositif a complété l'ensemble de la fabrication.

Les réseaux d'ultrasons portables existants peuvent atteindre une excellente extensibilité grâce à des films minces métalliques en forme de serpentin comme électrodes19,26. La géométrie en serpentin limite cependant sévèrement le taux de remplissage des composants fonctionnels, empêchant le développement de systèmes nécessitant une densité d'intégration élevée ou un petit pas. Dans cette étude, nous avons choisi d'utiliser du métal liquide comme électrode en raison de sa grande extensibilité intrinsèque, ce qui rend possible l'électrode à haute densité. L'électrode de métal liquide à motifs avait une largeur minimale d'environ 30 μm avec une rainure d'environ 24 μm (Fig. 3 supplémentaire), un ordre de grandeur plus fin que les autres électrodes extensibles18,26,57. L'électrode de métal liquide est idéale pour connecter des matrices avec un petit pas58.

Cette électrode en métal liquide présentait une conductivité élevée, une extensibilité exceptionnelle et un changement de résistance négligeable sous contrainte de traction (Fig. 1b et Fig. 4 supplémentaire). La résistance initiale à 0 % de déformation était de 1,74 Ω (correspondant à une conductivité d'environ 11 800 S m−1), comparable aux études rapportées59,60. La résistance a progressivement augmenté avec la contrainte jusqu'à ce que l'électrode atteigne la contrainte de défaillance d'environ 750 % (Fig. 1b et Fig. 4 supplémentaire). La résistance relative est un paramètre largement utilisé pour caractériser l'évolution de la résistance d'un conducteur (c'est-à-dire l'électrode de métal liquide dans ce cas) sous différentes contraintes par rapport à la résistance initiale58,59,60. La résistance relative est sans unité. Lorsque la déformation était de 0 %, la résistance initiale R0 était de 1,74 Ω. Lorsque l'électrode était sous une contrainte de 750 %, l'électrode était cassée et la résistance R au point de rupture mesurée était de 44,87 Ω. Par conséquent, la résistance relative (R/R0) au point de rupture était de 25,79.

Pour étudier la fatigue des électrodes, nous les avons soumises à une contrainte de traction cyclique à 100 % (Fig. 1c). Les 500 cycles initiaux ont observé une augmentation progressive de la résistance de l'électrode car le métal liquide, lorsqu'il était étiré, pouvait exposer plus de surfaces. Ces nouvelles surfaces ont été oxydées après contact avec l'air, entraînant une augmentation de la résistance (Fig. 4 supplémentaire). Après les 500 cycles initiaux, l'électrode de métal liquide présentait une résistance stable car, après une période de cycle, il n'y avait pas beaucoup de nouvelles surfaces exposées.

Cette étude est la première à utiliser des électrodes à base de métal liquide pour connecter des éléments de transducteur à ultrasons. La force de liaison entre eux détermine directement la robustesse et l'endurance de l'appareil. Ceci est particulièrement critique pour le patch portable, qui sera soumis à des déformations répétées lors de l'utilisation. Par conséquent, nous avons caractérisé la force de liaison de l'électrode à l'élément transducteur à l'aide d'un test de cisaillement par recouvrement. L'électrode de métal liquide a d'abord été liée à l'élément transducteur. Les autres côtés de l'électrode et de l'élément étaient tous deux fixés avec des couches de support rigides. La couche de support sert à être serrée par les pinces de traction de la machine d'essai. Les échantillons seront endommagés s'ils sont serrés directement par les mors. Ensuite, un étirement uniaxial a été appliqué à l'échantillon à une vitesse de déformation de 0,5 s−1. Le test a été arrêté lorsque l'électrode s'est délaminée de l'élément transducteur. Un film SEBS a été collé avec un élément transducteur et nous avons effectué le test de cisaillement en utilisant la même méthode. Les valeurs maximales de la courbe ont été utilisées pour représenter la résistance au cisaillement du recouvrement (Fig. 1d). La force de liaison entre le film SEBS pur et l'élément transducteur était d'environ 250 kPa, et celle entre l'électrode et l'élément transducteur était d'environ 236 kPa, qui étaient toutes deux plus fortes que de nombreux adhésifs commerciaux (tableau supplémentaire 2). Les résultats indiquent la liaison robuste entre l'électrode et l'élément, empêchant les électrodes de se délaminer sous diverses déformations. Cette liaison robuste n'a aucune limitation sur les pressions ultrasonores qui peuvent être transduites.

Le coefficient de couplage électromécanique des éléments transducteurs a été calculé à 0,67, à égalité avec celui des sondes commerciales (0,58-0,69)61. Cette performance supérieure était en grande partie due à la technique de liaison des éléments transducteurs et des électrodes à température ambiante dans cette étude, qui protégeait le matériau piézoélectrique des dommages et de la dépolarisation induits par la chaleur. L'angle de phase était> 60 °, nettement plus grand que la plupart des études antérieures18,62, indiquant que la plupart des dipôles de l'élément s'alignaient bien après la liaison63. Le grand angle de phase a également démontré les performances exceptionnelles de couplage électromécanique du dispositif. La perte diélectrique est essentielle pour évaluer le processus de liaison car elle représente la quantité d'énergie consommée par l'élément transducteur à l'interface de liaison20. La perte diélectrique moyenne du réseau était de 0, 026, à égalité avec celle des sondes à ultrasons rigides rapportées (0, 02 à 0, 04) 64, 65, 66, indiquant une énergie négligeable consommée par cette approche de liaison (Fig. 1b supplémentaire). L'écho de réponse a été caractérisé dans les domaines temporel et fréquentiel (Fig. 1c supplémentaire), à ​​partir desquels le rapport signal sur bruit d'environ 35 dB et une bande passante d'environ 55% ont été dérivés. Les valeurs de diaphonie entre une paire d'éléments adjacents et une paire de seconds voisins les plus proches ont été caractérisées (Fig. 1d supplémentaire). La diaphonie moyenne était inférieure à la norme -30 dB sur le terrain, indiquant une faible interférence mutuelle entre les éléments.

Nous avons caractérisé l'imageur portable à l'aide d'un fantôme polyvalent commercial avec de nombreux réflecteurs de différentes formes, dispositions et impédances acoustiques à divers endroits (CIRS ATS 539, CIRS Inc.) (Fig. 11 supplémentaire). Les données collectées sont présentées dans le tableau de données étendu 1. Pour la plupart des tests, l'appareil a d'abord été fixé à la surface fantôme et tourné pour garantir le meilleur plan d'imagerie. Les données d'image brutes ont été enregistrées pour garantir une perte d'informations minimale causée par la conversion double en int8. Ensuite, les données d'image brutes ont été traitées à l'aide de la fonction « scanConversion » fournie dans la boîte à outils k-Wave pour restaurer la fenêtre d'imagerie en forme de secteur (données restaurées). Nous avons appliqué un suréchantillonnage cinq fois dans les directions verticale et latérale. Les données suréchantillonnées ont finalement été converties dans l'unité dB en utilisant :

La profondeur de pénétration a été testée avec un groupe de lignes d'impédance acoustique plus élevée que le fond environnant réparties à différentes profondeurs dans le fantôme. La profondeur de pénétration est définie comme la profondeur de la ligne la plus profonde qui peut être différenciée de l'arrière-plan (6 dB de plus en valeur de pixel). Parce que la ligne la plus profonde disponible dans cette étude était à une profondeur de 16 cm et était encore reconnaissable de l'arrière-plan, la profondeur de pénétration a été déterminée comme > 16 cm.

La précision est définie comme la précision de la distance mesurée. La précision a été testée avec les groupes verticaux et latéraux de lignes fantômes. La distance physique entre les deux pixels les plus proches dans les directions verticale et latérale a été calculée comme suit :

Nous avons acquis la distance mesurée entre deux lignes (représentées par deux points lumineux dans l'image) en comptant le nombre de pixels entre les deux points et en les multipliant par Δy ou Δx, selon la direction de mesure. Les distances mesurées à différentes profondeurs ont été comparées à la réalité terrain décrite dans la fiche technique. La précision peut alors être calculée par :

La précision latérale a été présentée comme la précision moyenne des quatre paires voisines de lignes latérales à une profondeur de 50 mm dans le fantôme.

Les résolutions spatiales ont été testées en utilisant les groupes de fils latéraux et verticaux. Pour les résolutions à différentes profondeurs, la pleine largeur à mi-hauteur de la fonction d'étalement des points dans les directions verticales ou latérales pour chaque fil a été calculée. Les résolutions verticale et latérale pourraient alors être obtenues en multipliant le nombre de pixels dans la pleine largeur à mi-hauteur par Δy ou Δx, selon la direction de mesure. Les résolutions en élévation ont été testées en faisant tourner l'imageur pour former un angle de 45° entre l'ouverture de l'imageur et les lignes. Ensuite, le point lumineux dans les images en mode B révélerait des dispersions hors du plan d'imagerie. Le même processus que le calcul des résolutions latérales a été appliqué pour obtenir les résolutions en élévation. Les résolutions spatiales à différentes zones d'imagerie ont également été caractérisées avec le groupe latéral de fils. Neuf fils étaient situés à ±4 cm, ±3 cm, ±2 cm, ±1 cm et 0 cm du centre. Les résolutions latérale et axiale des images en mode B de ces fils ont été calculées avec la même méthode.

Notez que la résolution latérale se dégrade avec la profondeur, principalement à cause de la formation de faisceaux de réception (Fig. 15 supplémentaire). Il y a deux signaux formés en faisceau, A et B. La résolution latérale du point A (x1) est évidemment meilleure que celle du point B (x2). Le fait que la résolution latérale se détériore avec la profondeur est inévitable dans toute imagerie ultrasonore, tant que la formation de faisceaux de réception est utilisée.

En ce qui concerne les différentes méthodes de formation de faisceau de transmission, la composition à faisceau large est la meilleure car elle peut obtenir un effet de focalisation synthétique dans toute la zone d'insonation. Plus l'effet de focalisation est bon, plus la résolution latérale est élevée, c'est pourquoi la résolution latérale de la composition à faisceau large est meilleure que les deux autres méthodes de transmission à la même profondeur. De plus, le balayage à angles multiples utilisé dans la composition à faisceau large peut améliorer la résolution dans les zones à angle élevé. Le balayage à angles multiples combine des transmissions à différents angles pour obtenir un rapport signal/bruit global élevé, ce qui se traduit par des résolutions améliorées.

La résolution en élévation ne peut être caractérisée que lorsque la cible d'imagerie se trouve directement sous le transducteur. Pour les cibles éloignées du centre, elles sont difficiles à imager, ce qui rend leurs résolutions altimétriques difficiles à calculer. Lors de la caractérisation de la résolution en élévation, l'appareil doit pivoter de 45°. Dans ce cas, la plupart des ondes ultrasonores réfléchies par ces fils ne peuvent pas revenir vers l'appareil en raison des grands angles d'incidence. Par conséquent, ces fils ne peuvent pas être capturés dans les images en mode B. Une solution potentielle consiste à diminuer l'angle de rotation de l'appareil, ce qui peut aider à capturer plus de fils répartis latéralement dans l'image en mode B. Cependant, un petit angle de rotation entraînera la fusion de l'image en élévation avec l'image latérale, ce qui augmente l'erreur de calcul de la résolution en élévation. Compte tenu de ces raisons, nous avons uniquement caractérisé la résolution en élévation des cibles d'imagerie directement sous le réseau de transducteurs.

La résolution de contraste, le contraste minimum qui peut être différencié par le système d'imagerie, a été testée avec des objets en niveaux de gris. Les images en mode B collectées sont présentées à la Fig. 2. Étant donné que les cibles avec +3 et -3 dB, le contraste le plus faible disponible dans cette étude, peuvent toujours être reconnues dans les images, la résolution de contraste de l'imageur portable est déterminée comme <3 dB.

La plage dynamique dans un système à ultrasons fait référence à la plage de contraste qui peut être affichée sur le moniteur. Le contraste entre un objet et l'arrière-plan est indiqué par la valeur de gris moyenne de tous les pixels de l'objet à l'écran. La valeur de gris est linéairement proportionnelle au contraste. Plus le contraste est grand, plus la valeur de gris est grande. Étant donné que la fenêtre d'affichage utilisait le type de données "uint8" pour différencier les niveaux de gris, la plage dynamique a été définie comme la plage de contraste avec une valeur de gris comprise entre 0 et 255.

L'objet avec un contraste de -15 dB a la valeur de gris moyenne la plus faible, tandis que l'objet avec un contraste de +15 dB a la plus élevée (Fig. 16 supplémentaire). Dans notre cas, il y a six objets avec des contrastes différents par rapport à l'arrière-plan du fantôme. La valeur de gris la plus élevée obtenue à partir de l'objet de contraste de +15 dB était de 159,8, tandis que la valeur de gris la plus faible de l'objet de contraste de -15 dB était de 38,7. Nous avons utilisé un ajustement linéaire pour extrapoler les contrastes lorsque les valeurs de gris moyennes correspondantes étaient égales à 255 et 0, ce qui correspondait à des contrastes de 39,2 dB et -24,0 dB, respectivement. Ensuite, la plage dynamique a été déterminée comme suit :

La zone morte est définie comme la profondeur du fantôme de première ligne qui n'est pas submergé par les impulsions initiales. La zone morte a été testée en imageant un ensemble spécifique de fantômes de fil avec différentes profondeurs juste sous l'appareil (Fig. 11 supplémentaire, position 4) directement et en mesurant les fantômes de ligne qui étaient visibles dans l'image en mode B.

La bande passante de l'imageur est définie comme le rapport entre la pleine largeur à mi-hauteur dans le spectre de fréquence et la fréquence centrale. Il a été mesuré par un test d'écho de pouls. Un morceau de verre a été placé à 4 cm de l'appareil et la forme d'onde de réflexion a été collectée avec un seul transducteur. La forme d'onde de réflexion collectée a été convertie en spectre de fréquence par une transformée de Fourier rapide. La pleine largeur à mi-hauteur a été lue à partir du spectre de fréquences. Nous avons obtenu la bande passante en utilisant :

La sensibilité au contraste représente la capacité de l'appareil à différencier les objets avec différents contrastes de luminosité20. La sensibilité au contraste a été testée avec les objets en niveaux de gris. La sensibilité au contraste est définie comme le rapport contraste/bruit (CNR) des objets présentant certains contrastes avec l'arrière-plan dans l'image en mode B :

dans laquelle μin et σin sont la moyenne et l'écart type de l'intensité des pixels dans l'objet, et μout et σout sont la moyenne et l'écart type de l'intensité des pixels de l'arrière-plan.

La perte d'insertion est définie comme la perte d'énergie pendant la transmission et la réception. Il a été testé dans l'eau avec un cristal de quartz, un générateur de fonctions avec une impédance de sortie de 50 Ω et un oscilloscope (Rigol DS1104). Tout d'abord, le transducteur a reçu une excitation sous la forme d'une rafale de tonalité d'une onde sinusoïdale de 3 MHz provenant du générateur de fonctions. Ensuite, le même transducteur a reçu l'écho du cristal de quartz. Compte tenu de la perte d'énergie de 1,9 dB de la transmission dans le cristal de quartz et de l'atténuation de 2,2 × 10−4 dB (mm MHz)−1 de l'eau, la perte d'insertion pourrait être calculée comme suit :

La simulation calcule la moyenne quadratique de la pression acoustique en chaque point du champ de simulation défini. La racine carrée moyenne est définie dans l'équation ci-dessous et donne une pression acoustique moyenne sur une certaine durée, qui est prédéfinie dans une fonction packagée du logiciel. Dans l'équation, xi est la pression acoustique simulée au ième pas de temps.

La figure 2c est la racine carrée moyenne simulée du champ de pression acoustique transmis par les transducteurs orthogonaux. La simulation a été réalisée à l'aide de MATLAB UltraSound Toolbox67. Chaque réseau phasé unidimensionnel dans les transducteurs orthogonaux donne un champ de pression acoustique en forme de secteur. La simulation fusionne deux de ces champs de pression acoustique en forme de secteur. La procédure d'imagerie a été réalisée avec les mêmes paramètres que les simulations.

Dans la simulation, nous avons d'abord défini les paramètres du transducteur : la fréquence centrale des transducteurs à 3 MHz, la largeur des transducteurs à 0,3 mm, la longueur des transducteurs à 2,3 mm, le pas du réseau à 0,4 mm, le nombre d'éléments à 32 et la bande passante des transducteurs à 55 %. Ensuite, nous avons défini la composition à faisceau large (Fig. 13 supplémentaire) comme méthode de transmission : 97 angles de transmission, de −37,5° à +37,5°, avec un pas de 0,78°. Ensuite, le champ de pression acoustique était l'effet global des 97 transmissions. Enfin, nous avons défini la zone de calcul : -8 mm à +8 mm dans le sens latéral, -6 mm à +6 mm dans le sens élévation et 0 mm à 140 mm dans le sens axial.

Toutes les données sont disponibles dans le manuscrit ou dans les informations supplémentaires.

Le code qui a produit les résultats de cette étude est disponible sur https://github.com/UCSD-XuGroup/Wearable-Cardiac-Ultrasound-Imager.

Levick, JR Une introduction à la physiologie cardiovasculaire (Butterworth-Heinemann, 1991).

Yazdanyar, A. & Newman, AB Le fardeau des maladies cardiovasculaires chez les personnes âgées : morbidité, mortalité et coûts. Clin. Gériatrie. Méd. 25, 563-577 (2009).

Article Google Scholar

Ouyang, D. et al. IA basée sur la vidéo pour l'évaluation battement par battement de la fonction cardiaque. Nature 580, 252-256 (2020).

Article ADS CAS Google Scholar

Jozwiak, M., Monnet, X. & Teboul, JL Surveillance : de la surveillance du débit cardiaque à l'échocardiographie. Courant. Avis. Crit. Soins 21, 395–401 (2015).

Article Google Scholar

Frahm, J., Voit, D. & Uecker, M. Imagerie par résonance magnétique en temps réel : séquences d'écho de gradient radial avec reconstruction inverse non linéaire. Investir. Radiol. 54, 757–766 (2019).

Article Google Scholar

Commandeur, F., Goeller, M. & Dey, D. Cardiac CT : avancées technologiques dans les applications matérielles, logicielles et d'apprentissage automatique. Courant. Cardiovasculaire. Représentant d'imagerie 11, 19 (2018).

Article Google Scholar

Angelidis, G. et al. SPECT et PET dans l'insuffisance cardiaque ischémique. Échec cardiaque. Rév. 22, 243–261 (2017).

Article Google Scholar

Efimov, IR, Nikolski, VP & Salama, G. Imagerie optique du cœur. Circ. Rés. 95, 21-33 (2004).

Article CAS Google Scholar

Gargesha, M., Jenkins, MW, Wilson, DL et Rollins, AM OCT à haute résolution temporelle utilisant un déclenchement rétrospectif basé sur l'image. Opter. Express 17, 10786–10799 (2009).

Article ADS CAS Google Scholar

Wang, RY et al. Reconstruction d'images haute résolution pour les appareils d'imagerie par ultrasons portables. EURASIP J. Adv. Processus de signalisation. 2019, 56 (2019).

Annonces d'article Google Scholar

Baribeau, Y. et al. Sondes échographiques portatives au point de service : la nouvelle génération de POCUS. J. Cardiothorac. Vasc. Anesthésie. 34, 3139–3145 (2020).

Article Google Scholar

Zimetbaum, PJ & Josephson, ME Utilisation de l'électrocardiogramme dans l'infarctus aigu du myocarde. N. Engl. J. Med. 348, 933–940 (2003).

Article Google Scholar

Alihanka, J., Vaahtoranta, K. & Saarikivi, I. Une nouvelle méthode de surveillance à long terme du ballistocardiogramme, de la fréquence cardiaque et de la respiration. Suis. J. Physiol. 240, R384–R392 (1981).

CAS Google Scholar

García-González, MA, Argelagós-Palau, A., Fernández-Chimeno, M. et Ramos-Castro, J. dans Computing in Cardiology 2013 461–464 (IEEE, 2014).

Elgendi, M. Sur l'analyse des signaux de photopléthysmogramme du bout des doigts. Courant. Cardol. Rév. 8, 14–25 (2012).

Article Google Scholar

Isaacson, D., Mueller, JL, Newell, JC et Siltanen, S. Imagerie de l'activité cardiaque par la méthode D-bar pour la tomographie par impédance électrique. Physiol. Mes. 27, S43–S50 (2006).

Article ADS CAS Google Scholar

Schiller, N.-B. et al. Recommandations pour la quantification du ventricule gauche par échocardiographie bidimensionnelle. Confiture. Soc. Échocardiogr. 2, 358–367 (1989).

Article CAS Google Scholar

Hu, H. et al. Réseaux de transducteurs ultrasonores extensibles pour l'imagerie tridimensionnelle sur des surfaces complexes. Sci. Adv. 4, ear3979 (2018).

Annonces d'article Google Scholar

Wang, C. et al. Surveillance de la forme d'onde de la pression artérielle centrale via un appareil à ultrasons conforme. Nat. Biomédical. Ing. 2, 687–695 (2018).

Article Google Scholar

Shung, KK Échographie diagnostique : Imagerie et mesures du débit sanguin (CRC, 2005).

Huang, ZL et al. Électronique extensible intégrée en trois dimensions. Nat. Électron. 1, 473–480 (2018).

Article Google Scholar

Wu, SJ, Yuk, H., Wu, J., Nabzdyk, CS & Zhao, X. Un patch origami multifonctionnel pour le scellement des tissus peu invasif. Adv. Mater. 33, e2007667 (2021).

Article Google Scholar

Wu, H., Shen, G. & Chen, Y. Une méthode de protection contre les émissions de rayonnement pour les sondes à ultrasons à focalisation de haute intensité. Biomédical. Mater. Ing. 26, S959–S966 (2015).

Google Scholar

Chen, QP et al. Inspection par ultrasons de structures courbes avec une sonde ultrasonore hémisphérique-omnidirectionnelle via l'imagerie SAFT à balayage linéaire. CND E Int. 129, 102650 (2022).

Article Google Scholar

Wang, C. et al. Échographie bioadhésive pour l'imagerie continue à long terme de divers organes. Sciences 377, 517–523 (2022).

Article ADS CAS Google Scholar

Wang, C. et al. Surveillance continue de l'hémodynamique des tissus profonds avec des multiéléments extensibles à ultrasons. Nat. Biomédical. Ing. 5, 749–758 (2021).

Article CAS Google Scholar

Montaldo, G., Tanter, M., Bercoff, J., Benech, N. et Fink, M. Composition cohérente d'ondes planes pour l'échographie à très haute fréquence d'images et l'élastographie transitoire. IEEE Trans. Ultrason. Ferroélectr. Fréq. Contrôle 56, 489–506 (2009).

Article Google Scholar

Ghavami, M., Ilkhechi, AK & Zemp, R. Réseaux CMUT transparents flexibles pour la tomographie photoacoustique. Opter. Express 30, 15877–15894 (2022).

Article ADS CAS Google Scholar

Xiao, Y., Boily, M., Hashemi, HS et Rivaz, H. Échographie à plage dynamique élevée : application à l'imagerie de la pathologie du tendon. Méd échographie. Biol. 44, 1525-1532 (2018).

Article Google Scholar

Zander, D. et al. Optimisation de l'image échographique ("knobologie") : mode B. Ultrasons Int. Ouvert 6, E14–E24 (2020).

Article Google Scholar

Kempski, KM, Graham, MT, Gubbi, MR, Palmer, T. & Lediju Bell, MA Application du rapport contraste/bruit généralisé pour évaluer la qualité d'image photoacoustique. Biomédical. Opter. Express 11, 3684–3698 (2020).

Article Google Scholar

Huang, X., Lediju Bell, MA & Ding, K. Apprentissage en profondeur pour la formation de faisceaux ultrasonores dans un transducteur à réseau flexible. IEEE Trans. Méd. Imagerie 40, 3178–3189 (2021).

Article Google Scholar

Cerqueira, MD et al. Segmentation et nomenclature myocardiques normalisées pour l'imagerie tomographique du cœur. Une déclaration pour les professionnels de la santé du Comité d'imagerie cardiaque du Conseil de cardiologie clinique de l'American Heart Association. Circulation 105, 539-542 (2002).

Article Google Scholar

Feigenbaum, H. Rôle de la technique du mode M dans l'échocardiographie d'aujourd'hui. Confiture. Soc. Échocardiogr. 23, 240-257, 335-247 (2010).

Article Google Scholar

Devereux, RB et al. Normalisation des mesures anatomiques échocardiographiques du ventricule gauche en mode M. Confiture. Coll. Cardol. 4, 1222-1230 (1984).

Article CAS Google Scholar

Armstrong, WF, Pellikka, PA, Ryan, T., Crouse, L. & Zoghbi, WA Échocardiographie de stress : recommandations pour la performance et l'interprétation de l'échocardiographie de stress. Confiture. Soc. Échocardiogr. 11, 97-104 (1998).

Article CAS Google Scholar

Rerych, SK, Scholz, PM, Newman, GE, Sabiston, DC Jr & Jones, RH Fonction cardiaque au repos et pendant l'exercice chez les normaux et chez les patients atteints de maladie coronarienne : évaluation par angiocardiographie radionucléide. Ann. Surg. 187, 449–464 (1978).

Article CAS Google Scholar

Little, WC & Applegate, RJ Insuffisance cardiaque congestive : fonction systolique et diastolique. J. Cardiothorac. Vasc. Anesthésie. 7, 2–5 (1993).

Article CAS Google Scholar

Hill, J. & Timmis, A. Test de tolérance à l'exercice. Br. Méd. J. 324, 1084-1087 (2002).

Article Google Scholar

Marwick, TH en échocardiographie (eds Nihoyannopoulos, P. & Kisslo, J.) 491–519 (Springer, 2018).

Hammermeister, KE, Brooks, RC et Warbasse, JR Le taux de variation du volume ventriculaire gauche chez l'homme : I. Validation et taux d'éjection systolique de pointe chez les personnes en bonne santé et malades. Circulation 49, 729–738 (1974).

Article CAS Google Scholar

Pellikka, PA et al. Variabilité de la fraction d'éjection mesurée par échocardiographie, tomographie d'émission monophotonique synchronisée et résonance magnétique cardiaque chez les patients atteints de maladie coronarienne et de dysfonctionnement ventriculaire gauche. Réseau JAMA. Ouvrez 1, e181456 (2018).

Article Google Scholar

Ghorbanzadeh, O. et al. Évaluation de différentes méthodes d'apprentissage automatique et de réseaux de neurones convolutifs d'apprentissage en profondeur pour la détection de glissements de terrain. Remote Sens. 11, 196 (2019).

Annonces d'article Google Scholar

Bland, JM & Altman, DG Méthodes statistiques pour évaluer la concordance entre deux méthodes de mesure clinique. Lancette 327, 307–310 (1986).

Article Google Scholar

Matheijssen, NA et al. Évaluation du volume et de la masse ventriculaire gauche par imagerie par résonance magnétique ciné chez les patients avec infarctus antérieur du myocarde variabilité intra-observateur et inter-observateur sur la détection des contours. Int. J. Cardiovasc. Imagerie 12, 11–19 (1996).

Article CAS Google Scholar

Fritzsche, RG, Switzer, TW, Hodgkinson, BJ & Coyle, EF La diminution du volume systolique pendant un exercice prolongé est influencée par l'augmentation de la fréquence cardiaque. J. Appl. Physiol. 86, 799–805 (1999).

Article CAS Google Scholar

Pashaei, V. et al. Patchs échographiques souples et conformes au corps pour la neuromodulation guidée par l'image. IEEE Trans. Biomédical. Circuits Syst. 14, 305–318 (2020).

Article Google Scholar

Kenny, JS et al. Un nouveau patch échographique mains libres pour la surveillance continue du Doppler quantitatif dans l'artère carotide. Sci. Rep. 11, 7780 (2021).

Article ADS CAS Google Scholar

Sung, F. et al. dans Proc. Conférence IEEE/CVF 2018 sur la vision par ordinateur et la reconnaissance de formes 1199-1208 (IEEE, 2018).

Kaelbling, LP, Littman, ML & Moore, AW Apprentissage par renforcement : une enquête. J.Artif. Renseignement. Rés. 4, 237-285 (1996).

Article Google Scholar

Lin, MY, Hu, HJ, Zhou, S. & Xu, S. Dispositifs portables souples pour la détection des tissus profonds. Nat. Rév. Mater. 7, 850–869 (2022).

Annonces d'article Google Scholar

Jeong, SH et al. Impression en alliage liquide d'électronique extensible microfluidique. Puce de laboratoire 12, 4657–4664 (2012).

Article CAS Google Scholar

Kramer, RK, Majidi, C. & Wood, RJ Dépôt masqué d'alliages de gallium-indium pour conducteurs en élastomère incorporés dans un liquide. Adv. Fonct. Mater. 23, 5292–5296 (2013).

Article CAS Google Scholar

Ladd, C., So, JH, Muth, J. & Dickey, MD Impression 3D de microstructures métalliques liquides autoportantes. Adv. Mater. 25, 5081–5085 (2013).

Article CAS Google Scholar

Tabatabai, A., Fassler, A., Usiak, C. & Majidi, C. Électronique en alliage gallium-indium en phase liquide avec impression par microcontact. Langue 29, 6194–6200 (2013).

Article CAS Google Scholar

Cheng, S. & Wu, Z. Électronique microfluidique. Puce de laboratoire 12, 2782–2791 (2012).

Article CAS Google Scholar

Sempinatto, JR et al. Un patch épidermique pour le suivi simultané de biomarqueurs hémodynamiques et métaboliques. Nat. Biomédical. Ing. 5, 737–748 (2021).

Article CAS Google Scholar

Liu, S., Shah, DS & Kramer-Bottiglio, R. Circuits électroniques multicouches hautement extensibles utilisant du gallium-indium biphasique. Nat. Mater. 20, 851–858 (2021).

Article ADS CAS Google Scholar

Ma, Z. et al. Le tapis de fibres de métal liquide superélastique perméable permet une électronique extensible biocompatible et monolithique. Nat. Mater. 20, 859–868 (2021).

Article ADS CAS Google Scholar

Lopes, PA, Santos, BC, de Almeida, AT & Tavakoli, M. Transition polymère-gel réversible pour circuits intégrés à puce ultra-extensibles par auto-soudure, auto-revêtement et auto-guérison. Nat. Commun. 12, 4666 (2021).

Article ADS CAS Google Scholar

Mi, XH, Qin, L., Liao, QW & Wang, LK Coefficient de couplage électromécanique et impédance acoustique des composites piézoélectriques 1-1-3. Céram. Int. 43, 7374–7377 (2017).

Article CAS Google Scholar

Wang, Z. et al. Un réseau de transducteurs à ultrasons flexible avec PZT en vrac micro-usiné. Capteurs 15, 2538–2547 (2015).

Annonces d'article Google Scholar

Hong, C.-H. et coll. Piézocéramique sans plomb – où passer ? J. Materiomics 2, 1–24 (2016).

Annonces d'article Google Scholar

Zhu, BP et al. Films épais PMN-PT dérivés de sol-gel pour les applications de réseaux linéaires à ultrasons à haute fréquence. Céram. Int. 39, 8709–8714 (2013).

Article CAS Google Scholar

Li, X. et al. Transducteur à ultrasons intravasculaire de 80 MHz utilisant un film autoportant PMN-PT. IEEE Trans. Ultrason. Ferroélectr. Fréq. Contrôle 58, 2281-2288 (2011).

Article Google Scholar

Zhu, B. et al. Couche épaisse PMN-PT lift-off pour la biomicroscopie ultrasonore à haute fréquence. Confiture. Céram. Soc. 93, 2929-2931 (2010).

Article CAS Google Scholar

Shahriari, S. & Garcia, D. Simulations sans maillage de l'imagerie de flux vectoriel par ultrasons utilisant l'hydrodynamique des particules lissées. Phys. Méd. Biol. 63, 205011 (2018).

Article Google Scholar

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Nous remercions Z. Wu, R. Chen et W. Zhao pour les conseils et les discussions sur les expériences. Nous remercions E. Echegaray, M. Kraushaar, X. Guo et Y. Hewei pour les tests et la consultation de l'échocardiographie. Ce travail a été soutenu par les National Institutes of Health (NIH) (1R21EB025521-01, 1R21EB027303-01A1, 3R21EB027303-02S1 et 1R01EB033464-01). Le contenu relève de la seule responsabilité des auteurs et ne représente pas nécessairement les opinions officielles du NIH. Toutes les expériences biologiques ont été menées conformément aux directives éthiques du NIH et avec l'approbation de l'Institutional Review Board de l'Université de Californie à San Diego.

Ces auteurs ont contribué à parts égales : Hongjie Hu, Hao Huang, Mohan Li, Xiaoxiang Gao

Département de nanoingénierie, Université de Californie à San Diego, La Jolla, Californie, États-Unis

Hongjie Hu, Hao Huang, Xiaoxiang Gao, Lu Yin, Ray S. Wu, Yuxiang Ma, Muyang Lin, Zhiyuan Lou, Yimu Chen, Yusheng Lei, Xinyu Wang, Ruotao Wang, Wentong Yue, Yizhou Bian, Parc Geonho, Joseph Wang & Sheng Xu

Département de génie électrique et informatique, Université de Californie à San Diego, La Jolla, Californie, États-Unis

Mohan Li, Chengchangfeng Lu et Sheng Xu

Département d'informatique et d'ingénierie, Université de Californie à San Diego, La Jolla, Californie, États-Unis

Ruixiang Qi

Programme de science et d'ingénierie des matériaux, Université de Californie à San Diego, La Jolla, Californie, États-Unis

Xiangjun Chen, Keren Shi, Sai Zhou, Yue Gu, Xinyi Yang, Jing Mu, Shengqiang Cai, Joseph Wang et Sheng Xu

Département de génie mécanique, Massachusetts Institute of Technology, Cambridge, MA, États-Unis

Yuxiang Ma

Programme de science et d'ingénierie des matériaux, Université de Californie, Riverside, Californie, États-Unis

Keren Shi

Département de génie mécanique et aérospatial, Université de Californie à San Diego, La Jolla, Californie, États-Unis

Chenghai Li et Shengqiang Cai

Département d'anesthésiologie, Université de Californie, San Diego Health Sulpizio Cardiovascular Center, La Jolla, Californie, États-Unis

Timothy M. Maus

Département de radiologie, École de médecine, Université de Californie à San Diego, La Jolla, Californie, États-Unis

Brady Huang et Sheng Xu

Département de neurochirurgie, Université de Yale, New Haven, CT, États-Unis

Yue Gu

Département de génie chimique, Université de Stanford, Stanford, Californie, États-Unis

Yusheng Lei

Softsonics, Inc., San Diego, Californie, États-Unis

Shu Xiang

Département d'anesthésiologie, Sharp Memorial Hospital, San Diego, Californie, États-Unis

Paul W. Corey

Département de bioingénierie, Université de Californie à San Diego, La Jolla, Californie, États-Unis

Sheng Xu

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H. Hu, H. Huang, M. Li, XG et S. Xu ont conçu la recherche. H. Hu, H. Huang, M. Li et LY ont réalisé les expériences. XG, RQ et M. Li ont conçu et formé le réseau de neurones. H. Hu, H. Huang, M. Li et YM ont effectué le traitement des données et les simulations. H. Hu, H. Huang et S.Xu ont analysé les données. H. Hu, H. Huang, M. Li, RSW, RQ, S. Xiang, JW et S. Xu ont rédigé l'article. Tous les auteurs ont fourni des commentaires constructifs et précieux sur le manuscrit.

Correspondance avec Sheng Xu.

Les auteurs ne déclarent aucun intérêt concurrent.

Nature remercie David Ouyang, Roger Zemp et le(s) autre(s) relecteur(s) anonyme(s) pour leur contribution à la relecture par les pairs de ce travail.

Note de l'éditeur Springer Nature reste neutre en ce qui concerne les revendications juridictionnelles dans les cartes publiées et les affiliations institutionnelles.

a, L'imageur orthogonal se compose de quatre bras, dans lesquels six petits éléments d'une colonne sont combinés en un seul élément long, et une partie centrale partagée par les quatre bras. Les cases bleues et rouges marquent un long élément intégré par six petits morceaux dans chaque direction. Le nombre d'éléments dans une direction est de 32. Le pas entre les éléments est de 0,4 mm. Images optiques en vue de dessus (b) et vue isométrique (c) montrant la morphologie du réseau orthogonal. Nous avons utilisé une stratégie d'alignement automatique pour fabriquer le réseau orthogonal en liant un grand morceau de couche de support avec un grand morceau de composite 1-3, puis en les coupant ensemble en petits éléments avec des configurations conçues. L'encart en c montre le détail des éléments. Le composite 1-3 et la couche de support ont été étiquetés.

Images en mode B d'un fantôme de ligne obtenues à partir de différentes situations (a). A gauche, à partir d'une surface plane. Milieu, à partir d'une surface curviligne sans correction de phase. A droite, à partir d'une surface curviligne avec correction de phase. b, Les résolutions axiale et latérale à différentes profondeurs dans ces trois situations. Aucune différence évidente dans la résolution axiale n'a été trouvée car elle dépend principalement de la fréquence et de la bande passante du transducteur. La résolution latérale de l'imageur portable a été améliorée après correction de phase. Images recueillies en (c), la vue parasternallong-axis (PLAX) du cœur et (d), la vue apicale à quatre chambres mesurée par une sonde planaire (panneau de gauche), une sonde incurvée sans correction de phase (panneau du milieu) et une sonde incurvée avec correction de phase (panneau de droite). Les limites ventriculaires gauches sont marquées par des lignes pointillées blanches dans les images. e, Comparaison des indices cardiaques mesurés montrant l'impact de la correction de phase. Chaque mesure est basée sur la moyenne de cinq cycles cardiaques consécutifs (n = 5). Les écarts-types sont indiqués par les barres d'erreur.

a, vue parasternale grand axe. b, coupe parasternale petit axe. c, vue apicale à quatre cavités. d, vue apicale à deux chambres. L'imageur cardiaque orthogonal portable combine des vues parasternales grand axe et petit axe (e) et des vues apicales à quatre cavités et apicales à deux cavités sans rotation (f). L'imageur portable peut capturer deux vues parasternales à partir d'une position unique ou deux vues apicales à partir d'une autre position unique. Le sternum et les côtes sont marqués pour indiquer les espaces intercostaux.

Les quatre vues recueillies lorsque le sujet est assis (a), debout (b), penché (c), couché à plat (d) et couché sur le côté (e). Les vues PLAX et PSAX peuvent conserver leur qualité dans différentes postures, tandis que la qualité des vues A4C et A2C ne peut être obtenue qu'en position couchée sur le côté. A2C, coupe apicale bicamérale ; A4C, vue apicale à quatre cavités ; PLAX, coupe parasternale grand axe ; PSAX, coupe parasternale petit axe.

Images représentatives en mode B et en mode M pendant le repos (a), l'exercice (b) et la récupération (c). La ligne rouge met en évidence la section en mode M correspondant à la trame en mode B actuelle. Plus de détails peuvent être vus dans la vidéo supplémentaire 3.

En évaluant qualitativement le résultat, nous n'avons trouvé aucune « agitation » dans la vidéo supplémentaire 4. Le ventricule gauche segmenté se contracte et se détend aussi naturellement que la vidéo en mode B. Les limites de segmentation sont lisses avec la plus grande fidélité. Comparé à l'image originale en mode B, le modèle FCN-32 a le meilleur accord parmi tous les modèles utilisés dans cette étude.

Ces formes d'onde proviennent de la segmentation de la même vidéo en mode B. Qualitativement, la forme d'onde générée par le modèle FCN-32 obtient la meilleure stabilité et le moins de bruit, et la morphologie de la forme d'onde est plus constante d'un cycle à l'autre. Quantitativement, les résultats de comparaison de ces modèles se trouvent dans la Fig. 26 supplémentaire, qui montre que le modèle FCN-32 a l'intersection moyenne la plus élevée sur l'union, montrant les meilleures performances dans cette étude.

Les rangées sont des images en mode B des vues A4C, A2C, PLAX et PSAX dans la même phase. Les colonnes sont des images en mode B de la même vue pendant le remplissage ventriculaire, la contraction auriculaire, la contraction isovolumétrique, la fin de l'éjection et la relaxation isovolumétrique. Les lignes pointillées mettent en évidence les principales caractéristiques de la phase actuelle. Les lignes bleuâtres signifient un rétrécissement du volume de la chambre étiquetée. Les lignes rougeâtres signifient une expansion du volume de la chambre étiquetée. Les lignes jaunâtres signifient une rétention dans le volume de la chambre étiquetée. A2C, coupe apicale bicamérale ; A4C, vue apicale à quatre cavités ; LA, oreillette gauche ; VG, ventricule gauche ; LVOT, voie de sortie ventriculaire gauche ; RA, oreillette droite ; VD, ventricule droit ; PLAX, coupe parasternale grand axe ; PSAX : coupe parasternale petit axe.

Ce fichier contient les discussions supplémentaires 1 à 11, les figures supplémentaires 1 à 34, les tableaux supplémentaires 1 à 5 et les références supplémentaires.

Vues cardiaques grand et petit axe imagées par un réseau orthogonal.

Vues cardiaques apicales à quatre et deux cavités imagées par un réseau orthogonal.

Imagerie cardiaque continue pendant le repos, l'exercice et la récupération.

Résultats de la segmentation du ventricule gauche par FCN-32.

Biopsie guidée par imagerie sur un fantôme par un réseau orthogonal.

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Réimpressions et autorisations

Hu, H., Huang, H., Li, M. et al. Un échographe cardiaque portable. Nature 613, 667–675 (2023). https://doi.org/10.1038/s41586-022-05498-z

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Reçu : 11 mai 2022

Accepté : 31 octobre 2022

Publié: 25 janvier 2023

Date d'émission : 26 janvier 2023

DOI : https://doi.org/10.1038/s41586-022-05498-z

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