FR 2930884 A1 20091113 FR 0952411 A 20090410 B 09-1271FR Au nom de : GENERAL ELECTRIC COMPANY Procédé et système d'imagerie ultrasonore utilisant des matrices de transducteurs Invention de : GRIFFIN Weston Blaine WILDES Douglas Glenn LEE Warren TOPKA Terry Michael Priorité d'une demande de brevet déposée aux Etats-Unis d'Amérique le 21 avril 2008 sous le n° 12/106.383 Procédé et système d'imagerie ultrasonore utilisant des matrices de transducteurs La présente invention concerne de façon générale des systèmes d'imagerie ultrasonore et plus particulièrement, une imagerie ultrasonore bidimensionnelle et tridimensionnelle utilisant un balayage mécanique de matrices de transducteurs pour acquérir les données d'images. Résumé brièvement, les systèmes d'imagerie ultrasonore tridimensionnelle utilisant un balayage mécanique de matrices de transducteurs se réfèrent à diverses approches d'imagerie ultrasonore tridimensionnelle en temps réel (� RT3D �, appelée également � 4D �), incluant les approches qui utilisent une sonde ultrasonore à cathéter. L'imagerie ultrasonore tridimensionnelle en temps réel à partir d'une unité logée dans un cathéter offre un grand nombre d'avantages pour mener des procédures exigeantes de diagnostics et d'interventions. En conséquence, on s'attend à ce que des améliorations dans ce domaine procurent des économies substantielles et d'autres avantages pour les diagnostics et les interventions médicales. Une sonde ultrasonore à cathéter pour imagerie tridimensionnelle en temps réel comporte généralement au moins une matrice de transducteurs ultrasonores positionnés longitudinalement le long du cathéter. La matrice de transducteurs ultrasonores est reliée à un arbre d'entraînement qui déplace la matrice par rapport au patient, afin de générer une pluralité d'images tomographiques bidimensionnelles en relation spatiale d'une structure corporelle adjacente au cathéter. Un système de commande comporte un mécanisme d'entraînement pouvant être positionné à l'intérieur du corps du cathéter ou pouvant être disposé à une certaine distance du corps du cathéter. La sonde ultrasonore à cathéter peut inclure une pointe de cathéter intégrée comprenant une matrice constituée d'au moins un transducteur pour transmettre de l'énergie ultrasonore radialement vers l'extérieur et pour recevoir de l'énergie ultrasonore. Tel qu'il est ici utilisé, le terme � radialement � peut inclure des angles différents de 90° par rapport à l'axe du cathéter. Par exemple, une sonde 4D observant principalement vers l'avant, possède un champ de vision conique orienté vers l'avant. L'imagerie s'effectue par rotation ou oscillation de la matrice, en utilisant par exemple des dispositifs d'actionnement à micromoteurs. Certains dispositifs d'actionnement déplacent la matrice dans la direction circonférentielle et certains dispositifs d'actionnement déplacent la matrice axialement en avant et en arrière. Ainsi, on peut obtenir des images volumétriques tridimensionnelles en utilisant cet assemblage de cathéter et de matrice de transducteurs. Toutefois, ce balayage mécanique de matrices de transducteurs introduit des erreurs inhérentes au mouvement mécanique telles que les erreurs de position introduites par le mouvement mécanique de la matrice pouvant provoquer une déformation de l'image ou du volume restitué et un tremblement dans les images ou les volumes en temps réel. Pour créer une représentation précise d'un volume donné basée sur des signaux ultrasonores, le système d'acquisition doit connaître l'emplacement de l'objet ou du patient au niveau duquel chaque faisceau ou ensemble de faisceaux d'ultrasons est acquis. Avec une matrice ultrasonore balayée mécaniquement, le système mécanique peut introduire des erreurs de positionnement réel de la matrice par rapport à la position voulue ou commandée de la matrice. Les erreurs de positionnement peuvent produire l'acquisition d'un faisceau ou d'un ensemble de faisceaux d'ultrasons à un emplacement différent de celui qui était voulu ou attendu à l'origine. Dans ce cas, l'image affichée de la cible, restituée sur la base des emplacements voulus des faisceaux, peut présenter une certaine déformation géométrique. De plus, les petites sondes mécaniques, par exemple les cathéters d'échocardiographie intracardiaque 4D (ICE), comportent généralement des systèmes d'entraînement appropriés de faible puissance ou � légers � avec un mouvement asymétrique très répétitif mais fortement non linéaire. Durant un mouvement bidirectionnel, une imagerie peut produire un tremblement d'image important, car les images avant ne sont pas alignées avec les images arrière. Pour utiliser des ultrasons pour observer efficacement une anatomie mobile, en particulier pour des procédures invasives, il est souhaitable de disposer d'images 3D en temps réel (appelées également 4D) rafraîchies de manière significativement plus rapide que le déplacement de l'anatomie. Les sondes ultrasonores mécaniques 4D (transducteurs mobiles) sont économiques et peuvent avoir de hautes performances si le mouvement du tissu n'est pas trop rapide. Dans d'autres modes de réalisation, des procédés sont fournis pour optimiser les sondes ultrasonores mécaniques 4D, les systèmes d'entraînement et l'imagerie, afin d'obtenir des images de haute qualité avec des vitesses de rafraîchissement rapides. Ces procédés peuvent s'appliquer particulièrement à des sondes d'imagerie dans des espaces restreints, par exemple des sondes invasives, par exemple des endoscopes, des laparoscopes ou des cathéters. Une imagerie de haute qualité doit être géométriquement précise et stable. Les sondes ultrasonores invasives doivent être de petite taille. Les petits systèmes mécaniques ont tendance à être de faible puissance et à ne pas être très rigide. Lorsqu'elles sont utilisées à grande vitesse pour une imagerie rapide, les petites sondes ultrasonores mécaniques présentent des comportements multiples non idéaux : hystérésis / jeu mécanique ; non linéarité ; dynamique / modes ; etc. Ces comportements déforment la géométrie apparente de l'anatomie et produisent également un alignement médiocre entre les images successives de la même anatomie, c'est-à-dire une instabilité d'image. Les petites sondes, par exemple les cathéters, disposent d'un espace très limité pour les capteurs de position, de sorte que la rétroaction en temps réel pour corriger les non linéarité n'est pas obtenue facilement. I1 existe donc un besoin pour un procédé et un système d'imagerie ultrasonore 3D utilisant des matrices de transducteurs qui corrigent les erreurs attribuées au balayage mécanique des matrices de transducteurs. Selon un premier aspect de l'invention, il est fourni un système d'imagerie ultrasonore pour acquérir des ensembles de données d'images tridimensionnelles (3D) comprenant une matrice de transducteurs avec une plage de mouvement donnée, adaptée pour obtenir une pluralité d'ensembles de données d'images 3D d'une région d'intérêt ; un processeur couplé à la matrice de transducteurs, adapté pour recevoir des ensembles de données d'images depuis la matrice de transducteurs et pour corriger l'erreur variant dans l'espace induite par le mouvement de la matrice de transducteurs. Selon un deuxième aspect, il est fourni un procédé d'imagerie de diagnostic ultrasonore utilisant une matrice de transducteurs se déplaçant mécaniquement et le procédé comprend les étapes consistant à obtenir une pluralité d'ensembles de données d'images tridimensionnelles (3D) sur une plage de mouvement donnée et/ou une pluralité de positions de tir ; et corriger les erreurs variant dans l'espace induites par le mouvement de la matrice de transducteurs pour afficher des ensembles de données d'images 3D. Ces caractéristiques, aspects et avantages de la présente invention ainsi que d'autres se comprendront mieux en lisant la description détaillée suivante en référence aux dessins annexés, dans lesquels des références analogues désignent des parties analogues dans l'ensemble des dessins, dans lesquels : la figure 1 est un schéma par blocs d'un exemple de système d'imagerie et de thérapie par cathéter. La figure 2 est une vue de côté et interne d'un exemple de mode de réalisation d'une pointe de cathéter comprenant une matrice de transducteurs rotative. La figure 3 est une illustration d'un organigramme d'un mode de réalisation d'un procédé de correction d'ensembles de données d'image durant une imagerie ultrasonore, destiné à être utilisé dans le processeur de la figure 1. La figure 4 est une illustration d'un organigramme d'un mode de réalisation d'un procédé de correction d'ensembles de données d'image durant une imagerie ultrasonore, destiné à être utilisé dans le processeur de la figure 1. La figure 1 est un schéma par blocs d'un exemple de système d'imagerie ultrasonore 10 destiné à être utilisé pour effectuer une imagerie et fournir une thérapie à une ou plusieurs régions d'intérêt. Le système 10 peut être configuré pour acquérir des données d'images d'un patient 12 par l'intermédiaire d'un cathéter 14. Le terme � cathéter � est utilisé ici au sens large de manière à inclure des cathéters, endoscopes, laparoscopes, transducteurs, sondes ou dispositifs classiques, adaptés à l'imagerie et adaptés également à l'application d'une thérapie. En outre, le terme � imagerie � est utilisé ici au sens large pour inclure une imagerie bidimensionnelle, une imagerie tridimensionnelle ou de préférence, une imagerie tridimensionnelle en temps réel. En outre, le terme � fluide � peut être interprété au sens large de manière à inclure un liquide ou un gel. Le numéro de référence 16 est représentatif d'une partie du cathéter 14 disposé sur le corps du patient 12 ou à l'intérieur de celui-ci. Cette partie 16 peut comprendre une pointe de cathéter comme présenté et décrit sur les figures ultérieures. Dans certains modes de réalisation, l'orientation d'imagerie du cathéter d'imagerie et de thérapie 14 peut inclure un cathéter observant vers l'avant ou un cathéter observant vers les côtés. Toutefois, on peut également utiliser pour le cathéter 14 une combinaison de cathéters observant vers l'avant et observant vers les côtés. Le cathéter 14 peut inclure un transducteur d'imagerie et de thérapie en temps réel (non représenté). Selon des aspects de la présente invention, le transducteur d'imagerie et de thérapie peut inclure des composants d'imagerie et de thérapie intégrés. À titre de variante, le transducteur d'imagerie et de thérapie peut inclure des composants d'imagerie et de thérapie séparés. Dans un exemple de mode de réalisation, le transducteur est une matrice unidimensionnelle de transducteurs (ID) à 64 éléments et il va être davantage décrit en référence à la figure 2. On notera que bien que les modes de réalisation illustrés soient décrits dans le contexte d'un transducteur à cathéter, on peut également envisager d'autres types de transducteurs tels que des transducteurs transoesophagiens ou des transducteurs transthoraciques. Selon des aspects de la présente invention, le cathéter 14 peut être configuré pour former l'image d'une région anatomique pour faciliter l'évaluation des besoins de thérapie dans une ou plusieurs régions d'intérêt à l'intérieur de la région anatomique du patient 12 dont on forme l'image. De plus, le cathéter 14 peut également être configuré pour délivrer une thérapie à la ou aux régions d'intérêt identifiées. Tel qu'il est ici utilisé, le terme � thérapie � est représentatif d'une ablation, d'une injection percutanée d'éthanol (PEI), d'une cryothérapie, d'une thermothérapie par ultrasons focalisés de haute intensité (HIFU) et induite par laser. De plus, le terme � thérapie � peut également inclure la fourniture d'outils tels que des aiguilles pour délivrer par exemple une thérapie génique. De plus, tel qu'il est ici utilisé, le terme � délivrer � peut inclure divers moyens de guidage et/ou de fourniture d'une thérapie à la ou aux régions d'intérêt, par exemple l'acheminement d'une thérapie à une ou plusieurs régions d'intérêt ou la direction d'une thérapie vers la ou les régions d'intérêt. Comme on le comprendra, dans certains modes de réalisation, la fourniture de la thérapie, telle qu'une ablation RF, peut nécessiter un contact physique avec la ou les régions d'intérêt nécessitant une thérapie. Toutefois, dans certains autres modes de réalisation, la fourniture d'une thérapie, par exemple de l'énergie d'ultrasons focalisés de haute intensité (HIFU) peut ne pas nécessiter de contact physique avec la ou les régions d'intérêt nécessitant une thérapie. Le système 10 peut également inclure un système d'imagerie médicale 18, qui peut comprendre un système de commande ultrasonore en association fonctionnelle avec le cathéter 14 et configuré pour former l'image d'une ou plusieurs régions d'intérêt. Le système d'imagerie 10 peut également être configuré pour fournir une rétroaction pour une thérapie délivrée par le cathéter ou un dispositif de thérapie distinct (non représenté). En conséquence, dans un mode de réalisation, le système d'imagerie médicale 18 peut être configuré pour fournir des signaux de commande au cathéter 14 pour exciter un composant de thérapie du transducteur d'imagerie et de thérapie et pour délivrer une thérapie à la ou aux région d'intérêt. De plus, le système d'imagerie médicale 18 peut être configuré pour acquérir des données d'image représentatives de la région anatomique du patient 12 par l'intermédiaire du cathéter 14. Comme illustré sur la figure 1, le système d'imagerie 18 peut inclure une zone d'affichage 20 et une zone d'interface utilisateur 22. Toutefois, dans certains modes de réalisation, par exemple dans un écran tactile, la zone d'affichage 20 et la zone d'interface utilisateur 22 peuvent se recouvrir. D'autre part, dans certains modes de réalisation, la zone d'affichage 20 et la zone d'interface utilisateur 22 peuvent inclure une zone commune. Selon des aspects de la présente technique, la zone d'affichage 20 du système d'imagerie médicale 18 peut être configurée pour afficher une image générée par le système d'imagerie médicale 18, sur la base des données d'images acquises par l'intermédiaire du cathéter 14. De plus, la zone d'affichage 20 peut être configurée pour aider l'utilisateur à définir et à visualiser un chemin de thérapie défini par l'utilisateur. On notera que la zone d'affichage 20 peut inclure une zone d'affichage tridimensionnel. Dans un mode de réalisation, l'affichage tridimensionnel peut être configuré pour faciliter l'identification et la visualisation de formes tridimensionnelles. On notera que la zone d'affichage 20 et les commandes respectives peuvent être situées à une certaine distance du patient, par exemple un poste de commande et une perche d'affichage disposée au-dessus du patient. En outre, la zone d'interface utilisateur 22 du système d'imagerie médicale 18 peut inclure un dispositif d'interface humain (non représenté) configuré pour aider l'utilisateur à identifier la ou les régions d'intérêt pour délivrer une thérapie en utilisant l'image de la région anatomique affichée sur la zone d'affichage 20. Le dispositif d'interface humain peut inclure un dispositif de type souris, une boule de commande, une manette de jeu, un stylet ou un écran tactile configuré pour aider l'utilisateur à identifier la ou les régions d'intérêt nécessitant une thérapie pour les afficher sur la zone d'affichage 20. Comme représenté sur la figure 1, le système 10 peut inclure un système facultatif de positionnement de cathéter 24 configuré pour repositionner le cathéter 14 dans le patient 12 en réponse à une entrée de l'utilisateur. Le système de positionnement de cathéter 24 peut être d'un type quelconque connu dans la technique, ou décrit dans la demande de brevet U.S. numéro 11/289.926, déposée le 30 novembre 2005. De plus, le système 10 peut également être un système facultatif de rétroaction 26 en association fonctionnelle avec le système de positionnement de cathéter 24 et le système d'imagerie médicale 18. Le système de rétroaction 26 peut être configuré pour faciliter la communication entre le système de positionnement de cathéter 24 et le système d'imagerie médicale 18. En se référant à la figure 1, le système 10 comprend en outre un processeur 21 pour exécuter plusieurs fonctions, incluant mais sans y être limité, la réception d'ensembles de données d'image obtenus par la matrice de transducteurs, la reconstruction d'images, le traitement d'images pour l'affichage et des techniques de correction qui vont être décrites plus en détail en référence aux modes de réalisation de la présente invention. La figure 2 est une illustration d'un exemple de mode de réalisation d'un assemblage de matrice de transducteurs rotative 30 destiné à être utilisé dans le système d'imagerie de la figure 1, pouvant être incorporé dans des pointes de cathéter comme ici décrit. Comme représenté, l'assemblage de matrice de transducteurs 30 comprend une matrice de transducteurs 32, un micromoteur 40 (type de dispositif d'actionnement), pouvant être intérieur ou extérieur à l'environnement d'espace limité, un arbre d'entraînement 38 ou d'autres liaisons mécaniques entre le micromoteur 40 et la matrice de transducteurs 32. L'assemblage 30 comporte en outre un boîtier de cathéter 44 pour enfermer la matrice de transducteurs 32, le micromoteur 40, une interconnexion 45 et l'arbre d'entraînement 38. Dans ce mode de réalisation, la matrice de transducteurs 32 est montée sur l'arbre d'entraînement 38 et on peut faire tourner la matrice de transducteurs 32 avec l'arbre d'entraînement 38. En outre, dans ce mode de réalisation, un contrôleur de moteur 42 et un micromoteur 40 commandent le mouvement de la matrice de transducteurs 32 pour faire tourner le transducteur. Dans un mode de réalisation, le micromoteur 40 est disposé à proximité de la matrice de transducteurs 32 pour faire tourner la matrice de transducteurs 32 et l'arbre d'entraînement 38 et on utilise le contrôleur de moteur 42 pour commander le micromoteur 40 et lui envoyer des signaux. L'interconnexion 45 se réfère par exemple à des câbles et à d'autres connexions, couplés entre la matrice de transducteurs 32 et le système d'imagerie 18 représenté sur la figure 1, destinés à être utilisés pour recevoir/transmettre des signaux entre le transducteur et le système d'imagerie. Dans un mode de réalisation, l'interconnexion 45 est configurée pour réduire sa charge de couple respective sur le contrôleur de transducteur et de mouvement, due à un mouvement de rotation du transducteur. On notera que la matrice de transducteurs 32 peut être incorporée, comme représenté sur la figure 2, dans un assemblage de transducteurs 100, mais cet agencement n'est pas destiné à être limitatif. Le boîtier du cathéter 44 est fait d'un matériau, d'une taille et d'une forme adaptables à des applications d'imagerie interne et à l'insertion dans les régions d'intérêt. Le boîtier du cathéter 44 peut être d'un seul tenant ou peut être constitué d'une pointe de cathéter pouvant être fixée à un corps de cathéter comme ici décrit. Le boîtier du cathéter 44 comprend en outre une fenêtre acoustique 46. La fenêtre acoustique 46 est prévue pour permettre le couplage de l'énergie acoustique de la matrice de transducteurs rotative 32 à la région ou au milieu d'intérêt. La fenêtre 46 et le fluide situé entre la fenêtre 46 et la matrice de transducteurs 32 permettent une transmission efficace à l'environnement extérieur de l'énergie acoustique de la matrice 32 qui se trouve à l'intérieur de l'assemblage de matrice de transducteurs 30. Dans certains modes de réalisation, la fenêtre 46 et le fluide ont une impédance (acoustique) d'environ 1,5 Mrayl. Dans un mode de réalisation, le contrôleur de moteur est à l'intérieur du boîtier du cathéter, comme représenté sur la figure 2. Dans un autre mode de réalisation, le contrôleur de moteur 42 est à l'extérieur du boîtier du cathéter. On comprendra que des micromoteurs et des contrôleurs de moteur deviennent disponibles dans des configurations miniaturisées pouvant être applicables à des modes de réalisation de la présente invention. Les dimensions du micromoteur et du contrôleur de moteur sont choisies de manière à être compatibles avec l'application désirée, par exemple pour s'ajuster à l'intérieur du cathéter pour une application clinique particulière intracavité ou intravasculaire. Dans des applications d'ICE par exemple, le boîtier du cathéter et les composants contenus dans celui-ci peuvent avoir un diamètre situé dans la plage allant d'environ 1 mm à environ 4 mm. Dans certains modes de réalisation, la matrice de transducteurs 32 est adaptée à tirer une pluralité de faisceaux 51 à 5n pour générer un volume d'image 3D référencée 50. Différents modes de réalisation de pointes de cathéter de sonde ultrasonore comprennent une capsule extérieure cylindrique, telle qu'un boîtier plastique extérieur, à l'intérieur de laquelle sont agencés un dispositif d'actionnement électromécanique positionné de manière plus distale relié par un arbre d'entraînement à une matrice de transducteurs positionnée de manière plus proximale, qui est relié à un dispositif d'interconnexion adapté à communiquer avec un système d'imagerie ou de thérapie. Cet agencement n'est toutefois pas destiné à être limitatif et il existe d'autres agencements pour des composants dans un mode de réalisation de pointe de cathéter de l'invention. Pour éliminer les bulles d'air pouvant gêner l'imagerie ultrasonore et pour maintenir une température acceptable désirée de la sonde et de la matrice de transducteurs, un certain nombre d'approches sont utilisées. Certaines de ces approches mettent en oeuvre un passage de fluide à travers la pointe du cathéter et aussi le corps du cathéter auquel elle est fixée, de manière à fournir un système de cathéter. Dans différents modes de réalisation, un dispositif d'actionnement, tel qu'un dispositif d'actionnement électromécanique, est positionné de manière plus distale qu'une matrice de transducteurs qu'il déplace, éliminant ainsi cet arbre d'entraînement à travers le corps du cathéter. Cet agencement, représenté de façon générale sur la figure 2 pour un type quelconque de dispositif d'actionnement, laisse davantage d'espace pour une interconnexion qui délivre des signaux et reçoit des données de la matrice de transducteurs, mais les modes de réalisation ne sont pas limités par cet agencement. D'autres agencements moteur-transducteur sont envisagés. Selon un aspect de la présente invention, un système d'imagerie de diagnostic ultrasonore pour acquérir des ensembles de données d'image tridimensionnelles (3D) est fourni. Le système comprend une matrice de transducteurs, comme décrit ci-dessus, adaptée à obtenir une pluralité d'ensembles de données d'image 3D sur une plage de mouvement donnée et un processeur couplé à la matrice de transducteurs, adapté à recevoir les ensembles de données d'image de la matrice de transducteurs et à corriger l'erreur variant dans l'espace induite par le mouvement de la matrice de transducteurs. Tel qu'il est ici utilisé, le terme � erreur variant dans l'espace � se réfère à l'erreur induite par le mouvement de la matrice de transducteurs lorsque l'erreur n'est pas constante d'une position de la matrice de transducteurs aux positions suivantes. En outre, selon un autre aspect de la présente invention, un procédé d'imagerie pour diagnostic ultrasonore est fourni. Le procédé comprend l'obtention d'une pluralité d'ensembles de données d'images tridimensionnelles (3D) sur une plage de mouvement donnée et/ou une pluralité de position de tir et la correction des erreurs variables de la pluralité d'ensembles de données d'image 3D induites par le mouvement de la matrice de transducteurs. Comme décrit ci-dessus, une diminution de l'erreur entre la position désirée et la position réelle de la matrice de transducteurs peut améliorer la qualité globale de l'image. La réduction de l'erreur nécessite que le faisceau ou l'ensemble de faisceaux, une fois tirés, effectuent l'acquisition des données à l'emplacement auquel s'attend le système, de manière à réduire le tremblement d'image et la déformation géométrique. Selon des aspects de la présente invention, on peut utiliser plusieurs procédés pour obtenir cette réduction d'erreur et les procédés peuvent être divisés en trois catégories : 1) modification des composants mécaniques du système ; 2) utilisation d'informations de position de la matrice de transducteurs pour corriger l'erreur induite par le mouvement de la matrice de transducteurs ; et, 3) modification du rythme des tirs de faisceaux de la matrice de transducteurs. Chacune va être décrite plus en détail ci-dessous. Dans un premier mode de réalisation, on peut modifier les composants mécaniques du système et/ou la dynamique du système. Dans cette approche, le procédé de diminution de l'erreur s'effectue par des modifications des composants mécaniques du système ou de l'environnement dans lequel il fonctionne. En se référant une nouvelle fois à la figure 2, le système d'entraînement mécanique comprenant un moteur 40, un contrôleur de moteur 42 et un arbre d'entraînement 38 peut utiliser un moteur triphasé commandé en boucle ouverte et une tête motrice (non représentée) pour entraîner une matrice ultrasonore. La tête motrice peut introduire à la fois un jeu et une certaine souplesse dans le système, pouvant conduire à des erreurs entre la position commandée de la matrice et la position réelle de la matrice. I1 peut être possible de remplacer la tête motrice par un train d'engrenages à jeu nul et rigide et/ou d'introduire un fluide visqueux dans l'environnement de fonctionnement. Ces modifications servent à réduire la dynamique naturelle du système d'entraînement et peuvent réduire les erreurs entre la position réelle et la position désirée de la matrice. Dans un autre mode de réalisation de correction mécanique du système, il est possible de réduire l'erreur de poursuite en mettant en oeuvre un système de commande de mouvement à rétroaction en boucle fermée. Avec des capteurs de position sur la matrice et/ou sur le moteur, un système de commande à rétroaction, tel qu'un contrôleur proportionnel-intégral-dérivé (PID) peut réduire les erreurs entre la position réelle et la position supposée de la matrice en modifiant de façon dynamique les signaux de commande du moteur (en utilisant les informations de rétroaction pour fixer le positionnement du moteur et de la matrice). Dans un deuxième mode de réalisation, on peut utiliser les informations de position de la matrice de transducteurs pour corriger l'erreur induite par le mouvement de la matrice de transducteurs. Dans ce mode de réalisation, le système de reconstruction d'image, contenu par exemple dans le processeur 21 de la figure 1, est doté de la position de la matrice pour chaque faisceau (voir les faisceaux 51 à 5n de la figure 2) ou ensemble de faisceaux tirés. Les faisceaux peuvent être programmés pour tirer à des instants régulièrement espacés ou avec un autre motif de tir dans le temps, pour une image ou un volume donné. Toutefois, des erreurs peuvent exister entre la position désirée et la position réelle des transducteurs au moment du tir. En conséquence, si la position de la matrice est connue lorsque chaque faisceau ou ensemble de faisceaux est tiré, la reconstruction de l'image ou du volume ultrasonore peut être facilement créée. Pour l'affichage, les données peuvent être lissées et/ou interpolées si nécessaire. En se référant à la figure 3, exemple de mode de réalisation 300 de correction d'erreur, la première étape 310 du procédé consiste à acquérir un ensemble de données d'images en se basant sur un motif de tir désiré dans le temps d'ensemble de faisceaux. L'étape 320 consiste à calculer l'erreur entre la position désirée et la position réelle (ou estimée) du transducteur lorsque l'ensemble de faisceaux est tiré. L'erreur de l'étape 320 peut être calculée d'une façon parmi plusieurs, les détails sont indiqués dans les paragraphes suivants. À l'étape 330, l'image ultrasonore est reconstruite en utilisant la position désirée pour un ensemble donné de faisceaux et les informations d'erreur. De manière équivalente, l'image ultrasonore est reconstruite en utilisant la position réelle ou estimée de la matrice de transducteurs lorsque l'ensemble de faisceaux est tiré. À l'étape 340, l'image corrigée est ensuite affichée. Dans un mode de réalisation de l'étape 320 (calcul de l'erreur de position dans la trajectoire réelle du transducteur), un procédé d'estimation de la position de la matrice consiste à utiliser un modèle basé sur une équation différentielle de la dynamique du système d'entraînement de la matrice. La simulation peut s'effectuer avant l'acquisition d'un ensemble d'images ou de volumes. Les paramètres de la matrice et du système d'entraînement, tels que les inerties, la souplesse de charge, le jeu, le frottement et l'amortissement peuvent être utilisés conjointement avec les paramètres fonctionnels pour l'ensemble d'images ou de volumes courants. Les paramètres fonctionnels peuvent inclure l'angle de balayage, la profondeur de l'image et la densité du faisceau d'ultrasons nécessaire pour un contraste et une résolution d'image ultrasonore suffisants. L'angle de balayage, la profondeur d'image, le débit volume et la densité du faisceau par exemple sont spécifiés et utilisés pour créer une trajectoire de moteur. La trajectoire de moteur est appliquée à l'entrée du modèle ou simulation de système dynamique et on calcule la position estimée du transducteur. L'erreur entre la position simulée de la matrice et la trajectoire désirée calculée de la matrice peut être utilisée de la manière décrite ci-dessus pour reconstruire les images. Dans un autre mode de réalisation de l'étape 320, un deuxième procédé d'estimation de la position de la matrice utilise un modèle paramétrique du système. Un modèle paramétrique est de nouveau basé sur les paramètres du système d'entraînement mais la position de la matrice est facilement calculée avec des fonctions linéaires, non linéaires et trigonométriques. Aucune solution itérative n'est nécessaire. Bien que l'on puisse calculer rapidement au préalable la position estimée de la matrice pour les conditions de fonctionnement données, elle peut ne pas capturer tout le mouvement complexe présenté par la matrice. Dans le cas le plus simple, le modèle paramétrique peut tenir compte du jeu dans la boîte d'engrenages ou le mécanisme d'entraînement en appliquant un décalage ou déplacement constant à chaque ensemble de données de volume ne dépendant que de la direction d'acquisition. Dans un mode de réalisation légèrement plus compliqué, le modèle paramétrique peut être un simple modèle linéaire dépendant de l'angle de balayage pour tenir compte des erreurs introduites par la souplesse de la boîte d'engrenages. De cette manière, à mesure que les charges augmentent avec des angles de balayage importants, le modèle paramétrique prévoit une erreur accrue entre l'angle de balayage commandé par le contrôleur de moteur et l'angle de balayage réel obtenu par la matrice de transducteurs. L'erreur entre la position calculée de la matrice et la trajectoire désirée calculée de la matrice peut être de nouveau utilisée de la manière décrite ci-dessus pour reconstruire les images. L'extension complète finale de la compensation de mouvement paramétrique ci-dessus est un modèle entièrement dynamique utilisé pour calculer les erreurs de position du transducteur qui sont elles-mêmes utilisées pour corriger la reconstruction d'image. Ce modèle paramétrique dynamique peut être basé sur un modèle physique complet du moteur, du système d'entraînement et du transducteur ou il peut être déduit des données mesurées. Dans un troisième mode de réalisation de l'étape 320, le procédé calcule l'erreur en se basant sur les données réelles mesurées de la position de la matrice. La position réelle de la matrice peut être mesurée pendant que le système entraîne la matrice sur une trajectoire de mouvement donnée. Les données mesurées peuvent être extraites d'un ensemble discret de conditions de fonctionnement, par exemple au moment de la fabrication ou juste avant utilisation, et enregistrées avec la sonde ultrasonore. Dans ce cas, le système de détection de position peut être un composant supplémentaire utilisé conjointement avec la sonde, essentiellement un dispositif d'étalonnage. Durant le fonctionnement normal, si les données de position enregistrées ne couvrent pas toutes les conditions de fonctionnement, on peut utiliser une interpolation des données pour estimer la position de la matrice. On peut utiliser les mesures et l'erreur calculée de la manière décrite ci-dessus pour reconstruire les images. Dans un quatrième mode de réalisation de l'étape 320, il peut être possible de disposer d'un système de capteur intégré dans la sonde et permettant une mesure en temps réel de la position de la matrice. Les mesures et l'erreur calculée peuvent être utilisées juste avant l'initialisation d'un balayage ou elles peuvent être utilisées en continu pour reconstruire l'image pour chaque ensemble de faisceaux. Dans un troisième mode de réalisation, une correction des erreurs de position du mouvement est effectuée en modifiant le rythme des tirs de faisceau de la matrice de transducteurs. Dans ce mode de réalisation, le processeur peut être configuré pour fournir des signaux pour modifier le rythme du tir de faisceau de la matrice de transducteurs pour corriger une erreur induite par le mouvement de la matrice de transducteurs. Avec cette approche, on peut supposer que le système d'imagerie s'attend à ce que les données ultrasonores utilisées pour construire l'image soient acquises à partir des faisceaux d'ultrasons qui sont agencés selon incertains motifs géométriques réguliers, le tir des faisceaux doit alors s'effectuer au moment approprié pour correspondre aux motifs géométriques durant le mouvement de la matrice. Si la position de la matrice est connue ou peut être estimée, en utilisant les procédés décrits ci-dessus (c'est-à- dire, un modèle d'équations différentielles, un modèle paramétrique, un étalonnage mesuré au préalable ou un capteur de position intégré) on peut utiliser les informations de position pour déterminer le moment correct pour tirer le faisceau d'ultrasons de façon que les données acquises soient conformes à l'espacement géométrique attendu pour l'algorithme de reconstruction d'image. Supposons par exemple que les données ultrasonores soient attendues par l'algorithme de reconstruction d'image dans des positions régulièrement espacées. Le système de commande de mouvement peut alors élaborer une trajectoire de matrice basée sur des conditions de fonctionnement désirées (par exemple, angle de balayage, débit volume). Le moment pour tirer les faisceaux est basé sur des points régulièrement espacés dans la trajectoire. Toutefois, si la position réelle de la matrice ne suit pas parfaitement la trajectoire désirée, pour acquérir des données ultrasonores par intervalles régulièrement espacés en position, le rythme des tirs des faisceaux est alors réglé en se basant sur les données d'erreur. D'une manière souhaitable, dans un autre mode de réalisation, on peut utiliser les informations d'erreur pour localiser la position de la trajectoire d'entraînement correspondant à la position de tir réelle correcte. On peut calculer cet instant sur la trajectoire en se basant sur le profil de la trajectoire et l'enregistrer. Le faisceau est ensuite tiré au moment approprié pour s'assurer que les données sont acquises par intervalles régulièrement espacés par rapport à la position de la matrice (et pas obligatoirement régulièrement espacés par rapport au temps). Puisque la propagation des ultrasons nécessite un temps fini, il peut être nécessaire en utilisant ce mode de réalisation de diminuer la vitesse d'imagerie globale ou de tirer des faisceaux d'ultrasons se recouvrant dans le temps ou de réduire le nombre de faisceaux tirés. Si la trajectoire désirée est conçue pour une imagerie ultrasonore continue avec une vitesse de tir de faisceau uniforme, alors les écarts par rapport à cette trajectoire augmentent l'intervalle de temps entre certains faisceaux et réduisent l'intervalle de temps entre d'autres faisceaux. Si le temps réduit est inférieur au temps requis pour la propagation des ultrasons vers et depuis la profondeur d'imagerie désirée, alors les faisceaux se recouvrent dans le temps ou la vitesse d'imagerie doit être réduite ou certains faisceaux peuvent être ignorés. Dans le cas de la création d'images 3D successives de la même anatomie par un mouvement alternatif, des erreurs du mouvement de balayage mécanique peuvent provoquer des différences entre les images successives, ce qui est appelé gigue d'image. Une approche connue consiste à décaler le temps prévu pour tous les tirs d'un faisceau/ensemble de faisceaux d'ultrasons. Le déplacement est un décalage de temps constant pouvant être appliqué à une image sur deux pour aligner l'image acquise dans une direction de mouvement avec l'image acquise dans l'autre direction de mouvement. À titre de variante, le décalage de temps peut être divisé, un décalage étant appliqué durant une direction du mouvement et un autre décalage appliqué durant l'autre direction du mouvement. Le décalage de temps constant peut être utilisé pour réduire la gigue d'image provoquée par le jeu dans le système mécanique. Les procédés expliqués ci-dessus autorisent plus d'un décalage de temps constant et fournissent ainsi des procédés pour réduire encore la gigue d'image et la déformation géométrique associée aux transducteurs oscillant mécaniquement. En se référant à la figure 4, un procédé 400 pour corriger le mouvement par modification du rythme de tir de faisceau est représenté. À l'étape 410, la position de la matrice est déterminée ou estimée (ce qui indiqué ci-après par � position réelle/estimée �). Les détails de l'estimation de la position de la matrice vont être davantage décrits ci-dessous. À l'étape 420, durant l'acquisition, la position de la matrice estimée, interpolée ou connue sur une trajectoire de balayage donnée est comparée à la position désirée sur une trajectoire de balayage désirée. À l'étape 430, l'erreur entre la position réelle/estimée et la position désirée est calculée. À l'étape 440, le rythme de tir de faisceau est réglé en se basant sur l'erreur calculée à l'étape 430. Enfin, à l'étape 450, le faisceau est tiré en utilisant le rythme réglé tel que le faisceau est aligné avec la position désirée sur une trajectoire de balayage donnée et après cela, les données d'images sont obtenues. Dans un mode de réalisation de l'étape 410 (estimation de la position de la matrice de transducteurs), un procédé d'estimation de la position de la matrice consiste à utiliser un modèle basé sur une équation différentielle de la dynamique du système d'entraînement de la matrice. La simulation peut s'effectuer avant l'acquisition d'un 'ensemble d'images ou de volumes. Les paramètres de la matrice du système d'entraînement tels que les inerties, la souplesse à la charge, le jeu, le frottement et l'amortissement, peuvent être utilisés conjointement avec les paramètres fonctionnels pour l'ensemble courant d'images ou de volumes. Les paramètres fonctionnels peuvent inclure l'angle de balayage, la profondeur d'image et la densité de faisceau d'ultrasons nécessaire pour un contraste et une résolution d'image ultrasonore suffisants. L'erreur entre la position simulée de la matrice et la trajectoire désirée calculée de la matrice peut être utilisée de la manière décrite ci-dessus pour modifier le rythme du tir de faisceaux ou d'ensemble de faisceaux. Dans un autre mode de réalisation de l'étape 410, un deuxième procédé d'estimation de la position de la matrice utilise un modèle paramétrique du système. Un modèle paramétrique est de nouveau basé sur des paramètres du système d'entraînement mais la position de la matrice est facilement calculée avec des fonctions linéaires, non linéaires et trigonométriques. Aucune solution itérative n'est nécessaire. Bien que la position de la matrice estimée puisse être rapidement calculée au préalable pour les conditions de fonctionnement données, elle peut ne pas capturer tout le mouvement complexe présenté par la matrice. On peut de nouveau utiliser de la manière décrite l'erreur entre la position calculée de la matrice et la trajectoire désirée calculée de la matrice ci-dessus pour modifier le rythme du tir des faisceaux ou des ensembles de faisceaux. Dans un troisième mode de réalisation de l'étape 410, le procédé calcule l'erreur en se basant sur les données mesurées réelles de la position de la matrice. La position réelle de la matrice peut être mesurée lorsque le système entraîne la matrice sur une trajectoire de mouvement donnée. Les données mesurées peuvent être extraites d'un ensemble discret de conditions de fonctionnement, par exemple au moment de la fabrication ou juste avant utilisation, et enregistrées avec la sonde ultrasonore. Dans ce cas, le système de détection de position peut être un composant supplémentaire utilisé conjointement avec la sonde, essentiellement un dispositif d'étalonnage. Durant le fonctionnement normal, si les données de position enregistrées ne couvrent pas toutes les conditions de fonctionnement, on peut utiliser une interpolation des données pour estimer la position de la matrice. Dans un quatrième mode de réalisation de l'étape 410, il peut être possible de disposer d'un système détecteur intégré dans la sonde et permettant une mesure en temps réel de la position de la matrice. Les mesures et l'erreur calculée peuvent être utilisées juste avant l'initialisation d'un balayage ou elles peuvent être utilisées en continu pour régler le rythme du tir de faisceau durant le fonctionnement de la sonde. Dans un quatrième mode de réalisation, on peut utiliser les informations de position de la matrice de transducteurs mesurées ou estimées pour corriger une erreur du mouvement de la matrice de transducteurs. On suppose dans ce mode de réalisation qu'il existe une relation connue entre la trajectoire d'entraînement du moteur et le mouvement réel de la matrice. Cette relation peut être un simple modèle paramétrique ou un modèle complexe du système basé sur des équations différentielles, de façon similaire aux procédés décrits ci- dessus. Dans ce cas toutefois, la relation inverse doit être connue ou calculée, c'est-à-dire, de façon que les erreurs mesurées ou estimées de la position de la matrice soient utilisées pour créer une trajectoire de balayage modifiée pour le moteur. La nouvelle trajectoire pour le moteur est ensuite mise en oeuvre et la trajectoire du transducteur doit correspondre de manière plus proche à la position désirée du transducteur. L'un quelconque des quatre modes de réalisation décrits ci-dessus peut être utilisé seul ou deux modes de réalisation ou plus peuvent être utilisés en combinaison. On peut utiliser par exemple le quatrième mode de réalisation (correction de mouvement) pour diminuer les erreurs grossières de la trajectoire de mouvement, on peut utiliser ensuite le deuxième mode de réalisation (correction durant la reconstruction d'image) pour atténuer les effets de toutes les erreurs de mouvement restantes. Selon un autre aspect de l'invention, un autre mode de réalisation pour corriger une erreur due à un mouvement mécanique est fourni, dans lequel le mouvement de la matrice de transducteurs est contrôlé de façon que les effets des erreurs de mouvement inhérentes sur les images résultantes soient atténués. Dans ce mode de réalisation, la matrice de transducteurs est également adaptée à former une image dans une direction à une première vitesse de mouvement pour obtenir les ensembles de données d'image et adaptée à ramener la matrice de transducteurs à un point de départ à une deuxième vitesse de mouvement correspondant à une vitesse de mouvement maximale permise par l'au moins un dispositif de commande de mouvement. Des petites sondes mécaniques, par exemple des cathéters d'échocardiographie intracardiaque 4D (ICE), comportent typiquement des systèmes d'entraînement � doux � (en d'autres termes, élastiques ou souples) à basse puissance avec un mouvement asymétrique répétitif mais fortement non linéaire. Durant un mouvement bidirectionnel, l'imagerie produit une gigue d'image importante, car les images en avant ne sont pas alignées avec les images en arrière. Pour obtenir une imagerie en temps réel rapide et stable, il peut être souhaitable d'effectuer une imagerie en se déplaçant dans une direction, puis de ramener rapidement la matrice de transducteurs dans sa position d'origine sans imagerie. Si les buts primaires sont la vitesse (vitesse de rafraîchissement d'image de volume) et la stabilité d'image et que le système d'entraînement mécanique est fortement répétitif, alors un procédé pour atteindre ces buts consiste à former une image en se déplaçant dans une direction à la vitesse la plus rapide permise par les ultrasons : volume d'image*densité du faisceau d'ultrasons*2 [allers et retours]/vitesse du son/rapport multiligne = temps maximum par volume. À la fin d'un volume dont l'image est formée, il est souhaitable de revenir dans la direction opposée à la plus grande vitesse autorisée par le système d'entraînement de moteur pour minimiser le temps � mort � et se préparer au cycle d'imagerie suivant. Durant une imagerie, le mouvement peut être de façon nominale à vitesse constante, si les faisceaux d'image ou trames sont uniformément espacés ou la vitesse peut varier, par exemple en 1/cos (thêta) si les trames d'images sont espacées à intervalles égaux de sin(thêta). En se déplaçant dans la direction de l'imagerie aux points d'extrémité de la plage de mouvement, un certain temps et une distance sont requis pour l'accélération et la décélération. Si le système d'imagerie peut admettre des données d'images acquises à des instants ou espacements non uniformes, alors le temps d'accélération et de décélération peut être utilisé pour l'imagerie. Sinon, on doit utiliser alors les vitesses d'accélération et de décélération maximales pour minimiser le temps � mort � de non imagerie dans chaque cycle d'imagerie 4D. Un mouvement durant le retour rapide est déterminé par l'accélération maximale et probablement la vitesse maximale que le moteur, la boîte d'engrenages et le système mécanique peuvent atteindre et maintenir pendant la durée de vie de fonctionnement désirée du cathéter. Si le mouvement mécanique est fortement répétitif, alors une imagerie unidirectionnelle produit des images stables avec une gigue minimale volume à volume. Toute non linéarité dans le mouvement mécanique peut provoquer une déformation géométrique de l'image. Des non linéarités du premier ordre, par exemple le jeu et la souplesse dans une boîte d'engrenages, peuvent être similaires pour tous les ensembles d'un type ou d'un lot donné et peuvent être facilement compensées dans la commande de mouvement ou le logiciel d'imagerie, en utilisant des procédés décrits dans les modes de réalisation ci-dessus. Les non linéarités du deuxième ordre, incluant des variations entre unités, ne provoquent typiquement pas de déformation d'image significatives, bien qu'elles provoquent une gigue d'image significative si l'on tente une imagerie bidirectionnelle. Selon des aspects de la présente invention, une imagerie unidirectionnelle avec retour rapide peut autoriser des images avec une plus grande stabilité à un débit volume supérieur à l'imagerie bidirectionnelle avec un réglage de rythme de faisceau pour réduire (mais pas éliminer) le tremblement d'image. Le réglage de rythme de faisceau couplé au temps fini requis pour la propagation des ultrasons et l'acquisition des images, ralentit davantage le mouvement bidirectionnel que le retour rapide ne ralentit l'imagerie unidirectionnelle. L'imagerie dans une seule direction élimine la nécessité pour que des plans d'images acquis durant un mouvement vers l'avant soient alignés avec des plans d'image acquis durant un mouvement vers l'arrière, simplifiant ainsi le système de manière significative. Les complications devant être traitées pour une imagerie bidirectionnelle comportent la variabilité d'un moteur à un autre ; la variabilité de charge ; la souplesse de jeu et d'autres non linéarité dans le système d'entraînement mécanique ; étalonnage détaillé, compensation ou correction du mouvement asymétrique ; acquisition d'images non uniformes pour compenser le mouvement non symétrique ; et traitement d'image pour compenser les asymétries avant/arrière. On comprendra que la limitation de la direction d'imagerie de la matrice de transducteurs (imagerie unidirectionnelle) permet une imagerie 4D rapide, stable, de bonne qualité avec des composants et des techniques de fabrication mécanique petits, simples, économiques. I1 nécessite uniquement que chaque cathéter ait un mouvement de transducteur fortement répétitif à court terme. Aucun système d'entraînement symétrique linéaire rigide n'est requis. L'étalonnage ou la compensation de chaque cathéter ou des variations entre cathéters n'est pas requis. Les capteurs de position ou de mouvement ne sont pas requis. Les débits d'imagerie de volume sont optimisés, le temps � mort � de non imagerie étant minimisé pour la meilleure imagerie en temps réel d'une anatomie mobile, telle que le coeur. On comprendra que pour certains des systèmes physiques, l'application des procédés de correction détaillés ci-dessus (réglages de reconstruction d'image ou réglages de tir de faisceau ou réglages de trajectoire d'entraînement, basés sur des erreurs connues, interpolées ou calculées) peut fournir des débits volume globaux supérieurs et une stabilité d'image acceptable par rapport à l'approche d'imagerie unidirectionnelle. LISTE DES ÉLÉMENTS 10 Système d'imagerie ultrasonore 12 Patient 14 Cathéter 16 Partie 18 Système d'imagerie 20 Dispositif d'affichage 21 Processeur 22 Interface utilisateur 24 Système de positionnement de cathéter 26 Système de rétroaction 30 Assemblage de matrice de transducteurs 32 Matrice de transducteurs 38 Arbre d'entraînement 40 Micromoteur 42 Commande de moteur 44 Boîtier de cathéter 45 Interconnexion 46 Fenêtre acoustique 50 Volume d'image 51 à 5n Faisceaux REVENDICATIONS1. Système d'imagerie ultrasonore (10) pour acquérir des ensembles de données d'images tridimensionnelles (3D) comprenant : une matrice de transducteurs (32) avec une plage de mouvement donnée, adaptée pour obtenir une pluralité d'ensemble de données d'images 3D (51 à 5n) d'une région d'intérêt ; un processeur (21) couplé à la matrice de transducteurs, adapté pour recevoir des ensembles de données d'images depuis la matrice de transducteurs et pour corriger l'erreur variant dans l'espace induite par le mouvement de la matrice de transducteurs. 2. Système selon la revendication 1, dans lequel la matrice de transducteurs (32) est adaptée pour balayer le champ de mouvement circonférentiel donné par un mouvement mécanique actionné par au moins un dispositif de commande de mouvement (38, 40, 42) couplé à la matrice de transducteurs et dans lequel le mouvement mécanique comprend un mouvement rotatif, un mouvement oscillant et une combinaison de ceux-ci. 3. Système selon la revendication 2, dans lequel le dispositif de commande de mouvement (40, 42) comprend un contrôleur de moteur (42) couplé à un arbre d'entraînement (38) et un moteur (40) pour commander le mouvement du moteur de la matrice de transducteurs. 4. Système selon la revendication 2, dans lequel le processeur est adapté pour obtenir des informations d'erreur de position (410) pour au moins une position de la matrice de transducteurs sur la plage de mouvement donnée durant l'acquisition des ensembles de données d'images et dans lequel les informations d'erreur de position sont obtenues à partir d'au moins un modèle basé sur une équation différentielle de mécanismes d'entraînement dans le dispositif de commande de mouvement, un modèle paramétrique des mécanismes d'entraînement ou des données mesurées réelles de la position de la matrice. 5. Système selon la revendication 4, dans lequel le processeur (21) est adapté en outre pour enregistrer des informations d'erreur deposition prédéterminée pour au moins un parmi différents modes/conditions de fonctionnement, différents environnements de fonctionnement, différentes plages de mouvement et leurs combinaisons. 6. Système selon la revendication 5, dans lequel la matrice de transducteurs (32) comprend en outre au moins un capteur pour mesurer une position de la matrice de transducteurs et les mesures d'erreur de position sont obtenues en même temps durant l'acquisition. 7. Système selon la revendication 1, dans lequel le processeur (21) est configuré pour permettre la modification du rythme du tir de faisceau depuis la matrice de transducteurs pour corriger une erreur induite par le mouvement de la matrice de transducteurs. 8. Système selon la revendication 4, dans lequel le processeur (21) est configuré en outre pour modifier les signaux de commande du moteur en utilisant les informations d'erreur de position pour diminuer l'erreur entre la position réelle et la position désirée de la matrice de transducteurs. 9. Système selon la revendication 1, dans lequel le processeur est configuré pour exécuter les étapes suivantes : déterminer (410) une position de matrice de transducteurs réelle ou estimée dans chaque position sur une trajectoire de balayage donnée ; comparer (420) la position de matrice réelle ou estimée dans chaque position sur la trajectoire de balayage donné à une position désirée correspondante sur une trajectoire désirée ; calculer (430) une erreur entre la position réelle ou estimée et la position désirée ; et régler (440) le rythme de tir de faisceau de la matrice de transducteurs sur la trajectoire en se basant sur le calcul d'erreur. 10. Procédé d'imagerie de diagnostic ultrasonore utilisant une matrice de transducteurs se déplaçant mécaniquement, le procédé comprenantl'obtention d'une pluralité d'ensembles de données d'images tridimensionnelles (3D) sur une plage de mouvement donnée et/ou une pluralité de positions de tir ; et la correction des erreurs variant dans l'espace induites par le 5 mouvement de la matrice de transducteurs pour afficher des ensembles de données d'images 3D.