Modélisation 3D des artères hépatiques et visualisation par fusion d'imagerie par résonance magnétique et d'imagerie ultrasonore

Les cancers du foie, primaires et secondaires, sont le deuxième cancer le plus meurtrier au monde après les cancers du poumon. Le pronostic de survie à 5 ans pour ces cancers est de moins de 20%, même dans les pays développés. Au Canada, leur incidence est en augmentation et a plus que triplé au cours des quatre dernières décennies. Parmi les méthodes de traitement disponibles, la chimio-embolisation trans-artérielle (CETA) est, actuellement, l'approche thérapeutique la plus couramment utilisée pour traiter les cas avancés de carcinome hépatocellulaire (cancer primaire). Au cours de cette procédure, des drogues anti-cancer, suivies d'un agent embolisant, sont injectées à travers un cathéter placé dans les artères qui nourrissent la tumeur. L'action sur la tumeur est double : d'un côté, on l'expose à une forte dose de drogues chimio-thérapeutiques et de l'autre, on coupe son alimentation en sang de sorte à provoquer une ischémie puis la nécrose. Les stratégies d'optimisation de ces thérapies ont généralement pour but de maximiser l'ex¬position de la tumeur aux drogues tout en épargnant, au maximum, les tissus sains du foie et du reste de l'organisme. Dans ce contexte, moduler en temps réel le taux d'injection des drogues anti-cancer dans les artères nourricières de la tumeur en fonction des vitesses de flots sanguins au sein de celles-ci pourrait aider à optimiser la livraison des drogues à la tumeur. De telles vitesses sanguines peuvent être mesurées en utilisant les ultrasons (US) Doppler. Cependant, les branches de l'artère hépatique, sont peu ou pas du tout visibles sur les images US du foie. Plusieurs éléments participent à ce phénomène. Premièrement, les sondes abdo¬minales, typiquement utilisées pour imager le foie, favorisent la profondeur d'exploration et ont dès lors une mauvaise résolution spatiale 1. Ensuite, les images US sont afectées par de nombreux artéfacts (bruit spéculaire, ombres acoustiques, etc.) qui rendent la visualisation de ces vaisseaux et l'interprétation des images US plus complexes, surtout pour un opérateur novice. Afin de résoudre ce problème de visualisation, nous proposons d'intégrer un modèle 3D des artères hépatiques dans une image US 3D afin d'y mettre en évidence ces artères. Après cette fusion, l'utilisateur pourra également acquérir des images 2D et afcher les segments du modèle 3D contenus dans le plan de l'image US. Ce modèle 3D est généré automatiquement à partir de données d'angiographie par résonance magnétique (ARM) en phase artérielle. Un algorithme de segmentation génère le maillage triangulaire 3D du réseau artériel hépa¬ 1. En échographie, la profondeur d'exploration et la résolution spatiale de l'image sont impactées demanière inverse par la fréquence centrale de la sonde. A basse fréquence, on aura une grande profondeur d'exploration tandis qu'une haute fréquence est nécessaire pour avoir une bonne résolution spatiale tique en utilisant, d'un côté, une méthode de repérage multi-hypothèses pour détecter les lignes centrales des artères et de l'autre, une méthode de propagation de modèles tubulaires déformables le long de ces lignes centrales pour segmenter les parois des vaisseaux. Afin de fusionner ce modèle avec l'image US, il faut efectuer un recalage entre l'image d'ARM artérielle, dont le modèle 3D est issu, et le volume US. Cette tâche n'est cependant pas aisée. L'aspect multimodal complique la dérivation d'une métrique de similarité iconique (i.e. basée sur les intensités dans les deux images) efcace. Tandis que le manque de primitives facilement identifiables dans les deux modalités limite l'utilisation d'une méthode de recalage géométrique. Dans le but de contourner ces obstacles, nous proposons d'utiliser l'ARM en phase portale comme intermédiaire entre l'ARM artérielle et l'image US. Les veines portes sont des vais¬seaux de large calibre qui sont facilement identifiables dans les deux modalités, contrairement aux artères, et qui peuvent donc être utilisés comme structures communes pour mettre en correspondance l'ARM portale et l'US. Notre approche commence par recaler les deux phases de l'ARM. Ce recalage est non rigide afin de tenir compte des possibles déformations du foie ayant lieu entre les acquisitions des deux phases d'ARM. Ensuite, l'ARM portale est recalée à l'image US 3D. Ce recalage est divisé en trois étapes. Premièrement, on réalise un alignement rigide entre les deux images en mettant en correspondance des masques des veines portes et hépatiques qu'on a, au préalable, extraits des deux modalités. Deuxièmement, on applique un recalage afne en utilisant une métrique de similarité iconique qui suppose une relation linéaire locale entre les intensités US et à la fois les intensités et gradients de l'image d'ARM portale. Nous intégrons également un masque du foie, segmenté sur l'ARM portale, dans le calcul de cette métrique. Ce masque a pour rôle d'empêcher que les voxels qui correspondent à des points hors du foie ne participent au calcul de la métrique. Ensuite, une étape de recalage déformable, basée sur la même métrique iconique, est appliquée afin de corriger les possibles déformations résiduelles du foie entre les deux modalités. Enfin, on compose les deux transformations définies ci-dessus (i.e. la transformation entre les deux ARM et la transformation entre l'ARM portale et l'US) pour obtenir la transformation globale entre l'ARM artérielle et l'image US. Cette approche se base sur l'hypothèse que, comme les artères suivent bien les ramifications du système portal dans le foie, on peut utiliser la transformation qui existe entre l'ARM portale et l'US pour recaler l'ARM artérielle à l'US, à condition d'avoir, auparavant, aligné les deux phases d'ARM entre elles. La validation de l'outil a été réalisée sur une cohorte de 10 modèles porcins. La précision des méthodes de recalage a été évaluée en estimant l'erreur sur le recalage d'un ensemble de paires de points correspondants identifiés dans les deux images avant le recalage. Cette erreur sur les points cibles (target registration error (TRE)) est obtenue en calculant la moyenne quadratique des distances entre chaque paire de points correspondants après le recalage. Le recalage entre les deux phases d'ARM a engendré une valeur de TRE moyenne de 1.2 ± 0.8 mm. Le recalage entre l'ARM portale et l'image US a généré les résultats de TRE suivants : 8.6 ± 3.0 mm pour l'initialisation rigide, 4.0 ± 1.0 mm pour le recalage afne et 3.9 ± 1.1 mm pour le recalage déformable. L'analyse statistique subséquente de ces résultats a révélé que les valeurs de TRE liées au recalage afne et au recalage déformable représentaient toutes les deux une amélioration significative (p ≠ value =0.002 dans les deux cas) par rapport au résultat de TRE de l'initialisation rigide. La diférence de TRE entre les recalages afne et déformable n'est cependant pas statistiquement significative (p≠value=0.734). La robustesse de la méthode de recalage multimodal à l'initialisation a été évaluée en réalisant, pour chaque porc, une série de 100 recalages initialisés aléatoirement (ajout d'un bruit gaussien aux 6 paramètres rigides). Ces expériences ont révélé un taux de convergence moyen de 69.6±13.9%. Pour étudier l'efet du masque du foie, une série de 100 expériences de recalage a été réalisée sans le masque. Il est apparu que celui-ci est utile car il empêche le recalage de converger vers de solutions aberrantes qui apparaissent lorsque les bords du foie sur l'US sont mis en correspondance avec des structures saillantes mais situées hors du foie sur l'ARM. Finalement, une étape d'évaluation de l'algorithme de segmentation a été réalisée sur une cohorte de 15 cas cliniques ayant passé un examen d'ARM et d'angiographie par Computed Tomography (CTA) dans la même journée. Les maillages segmentés automatiquement sur les ARM ont été comparés avec les maillages segmentés manuellement sur les CTA selon 3 métriques de similarité : la distance absolue moyenne (DAM) : 1.05 ± 0.35mm, la distance quadratique moyenne (DQM) : 2.38 ± 1.93mm et la distance de Hausdorf (DH) : 6.69 ± 3.45mm. Dans ce mémoire, nous décrivons notre outil et son application dans le cadre des thérapies intra-artérielles au cours desquelles il permettrait de faciliter la prise de mesures US Doppler sur les artères. Cependant, l'outil n'est pas limité à une utilisation dans ce contexte. En efet, il pourrait être utile lors d'interventions percutanées guidées par US, comme par exemple les ablations radiatives de tumeurs hépatiques guidées par US. Lors de ces thérapies, il permettrait de faciliter la visualisation des artères ainsi que de mettre en évidence de manière claire leurs limites. Ainsi, il sera plus facile pour le chirurgien de les éviter, et donc de ne pas les lacérer, lorsqu'il navigue ses instruments vers la tumeur. A notre connaissance, ceci est le premier outil qui permette d'intégrer un modèle 3D des artères hépatiques, spécifique à l'anatomie du patient, avec des images US pour des interven¬tions hépatiques.