Fusion multimodale d'images pour la reconstruction et la modélisation géométrique 3D du tronc humain

La fusion multimodale d'images est un sujet de grand intérêt dans le domaine de la vision par ordinateur et a des applications dans divers domaines tels que la surveillance et l'imagerie médicale. En imagerie médicale, la fusion multimodale d'images est une étape importante, car les différentes images utilisées offrent de l'information complémentaire et utile pour la planification du traitement d'un patient. Par exemple, le recalage entre différentes modalités d'images à résonance magnétique (RM) du cerveau résulte en une superposition d'information morphologique et fonctionnelle. En cardiologie, le recalage multimodal permet une mise à jour d'un modèle préopératoire de la vascularisation des patients, obtenu à partir d'images RM ou tomographiques, avec des angiographies acquises dans la salle d'opération. Le recalage d'images multimodales permet aussi la construction d'un modèle complet du tronc pour la simulation numérique de traitements orthopédiques de déformations scoliotiques. La scoliose idiopathique est une maladie caractérisée par une courbure complexe de la colonne vertébrale qui peut affecter les fonctions physiques du patient nécessitant parfois une chirurgie. Les chirurgiens se fient sur des mesures obtenues à partir d'images radiographiques pour planifier la correction de la colonne. Par contre, suite à cette correction, une asymétrie du tronc peut persister. Il est donc utile de concevoir un simulateur de chirurgie afin de prédire l'effet de la correction chirurgicale sur l'apparence externe du tronc. Des travaux de recherche en cours visent à vérifier si la réaction de l'ensemble des structures anatomiques incluant les tissus mous face à une correction de la courbure de la colonne a un impact sur le résultat obtenu à la surface externe du tronc. Ces travaux nécessitent la génération d'un modèle géométrique du tronc entier y incluant les tissus mous afin de permettre la simulation de la propagation de l'effet d'une chirurgie de la colonne sur l'apparence externe du patient, fournissant ainsi aux chirurgiens un modèle pour la planification d'une chirurgie. Par conséquent, il est nécessaire de générer un modèle géométrique du tronc qui pourrait intégrer les structures osseuses extraites à partir d'images radiographies (RX), les tissus mous extraits à partir d'images RM et la surface externe du tronc obtenue à partir d'images de topographie de surface (TP) acquise à l'aide de caméras 3D. Ce modèle nécessite un recalage entre ces différentes modalités d'images. Le recalage entre les images RM, RX et TP du tronc humain implique plusieurs difficultés. Premièrement, les images sont acquises à des moments ainsi qu'avec des postures différentes. Par exemple, les images RM sont acquises en position couchée, tandis que les images RX et TP sont acquises en position debout. Cette différence de posture entraîne des déformations non-rigides dans les structures anatomiques du tronc dont le recalage doit en tenir compte. De plus, les structures contenues dans le tronc humain n'ont pas toutes les mêmes caractéristiques physiques et, par conséquent, ne se déforment pas toutes de la même façon. En particulier, les vertèbres sont des structures rigides tandis que les tissus mous se déforment de façon non-rigide. Deuxièmement, il y a un manque de repères anatomiques correspondants entre les différentes images, puisque ces images montrent des informations complémentaires. Finalement, l'acquisition des images RM n'est pas toujours possible pour les patients scoliotiques à cause du manque de disponibilité des systèmes en clinique. De plus, la longue durée des acquisitions cause un manque de confort auprès des patientes. En effet, aucune des méthodes de recalage existantes n'effectue le recalage entre les images RM et RX tout en tenant compte du changement de posture entre les acquisitions, et aucune des méthodes n'effectue le recalage d'images TP, RX et RM du tronc humain. Ce document propose une méthodologie pour la génération d'un modèle géométrique du tronc complet d'un patient scoliotique. Le modèle géométrique sera généré en fusionnant, par recalage élastique, des images RX, des images RM et des images TP d'un patient, tout en tenant compte du manque de correspondances anatomiques ainsi que des déformations dues au changement de posture entre les acquisitions d'images. Dans une première phase, un recalage est effectué entre la colonne vertébrale extraite à partir des images RM et celle extraite à partir des images RX en compensant pour les changements dus à la différence de posture. La transformation semi-rigide de la colonne vertébrale est effectuée à l'aide d'un modèle articulé, ce dernier étant défini de la façon suivante: pour chaque vertèbre, un système de coordonnées local est construit à partir de repères vertébraux. Des transformations intervertébrales locales et rigides sont ensuite obtenues en calculant les transformations entre les systèmes de coordonnées locaux des vertèbres adjacentes. Finalement, la transformation globale entre chaque vertèbre extraite à partir de l'image RM et la vertèbre correspondante extraite à partir de l'image RX est obtenue en concaténant les transformations locales. La validation a été effectuée sur 14 patientes scoliotiques en comparant la méthode proposée avec un recalage rigide. La précision du recalage des vertèbres thoraciques et lombaires est validée en calculant l'erreur cible entre des points de repère extraits à partir des corps vertébraux. L'erreur moyenne cible a diminué de 10,73 mm dans le cas du recalage rigide jusqu'à 4,53 mm dans le cas du recalage avec modèle articulé. De plus, les angles de Cobb obtenus à partir des images RM sont comparés à ceux obtenus à partir des images RX dans le plan latéral et frontal, au niveau thoracique et lombaire, ceci avant et après le recalage. Les différences entre tous les angles de Cobb des deux modalités d'images étaient toujours au-delà de 10,0° suite au recalage rigide, tandis que ces différences ont baissé en dessous de 1,0° suite au recalage avec la méthode proposée. Finalement, en comparant les courbures de la colonne entre les positions couchée et debout, nous avons remarqué une diminution significative dans l'angle de Cobb lorsque le patient est en position couchée. Cette diminution était au-delà de 10,0° dans les deux plans et dans les deux régions de la colonne. Ces différences d'angles confirment les résultats obtenus dans la littérature montrant que la courbure de la colonne est atténuée lorsque le patient est en position couchée. De plus, la diminution dans les erreurs de recalage lorsque la méthode proposée est utilisée démontre que cette méthode réussit à recaler les structures vertébrales entre les images RM et RX tout en compensant pour le changement de posture qui se fait entre les deux acquisitions. Dans une deuxième phase, les images RM, RX et TP d'un même patient sont recalées afin d'obtenir un modèle géométrique complet d'un patient qui incorpore les structures osseuses, les tissus mous, ainsi que la surface externe du tronc. Tout d'abord, les images TP sont recalées aux images RX en utilisant une fonction spline plaque-mince et à l'aide de points correspondants placés sur la surface du tronc du patient avant l'acquisition des deux modalités d'images. Ensuite, les images RM sont incorporées en se servant d'une transformation du modèle articulé suivi d'un recalage avec une spline plaque-mince contrainte afin de tenir compte de la rigidité des vertèbres. La qualité du recalage entre les images RM et TP est quantifiée pour trois patients scoliotiques avec l'indice DICE, celui-ci mesurant le chevauchement entre les tranches d'images RM et l'espace contenu dans l'image TP, et étant défini comme le ratio entre le double de l'intersection et l'union. L'indice DICE varie entre 0 et 1, où la valeur de 0 indique qu'il n'y a aucun chevauchement et une valeur de 1 indique qu'il y a un chevauchement parfait. Une valeur de 0,7 est considérée comme un chevauchement adéquat. Le recalage avec la méthode proposée est comparé au recalage rigide ainsi qu'au recalage articulé simple. Une valeur DICE moyenne de 0,95 est obtenue pour la méthode proposée, démontrant un excellent chevauchement et une amélioration comparativement à la valeur de 0,82 dans le cas du modèle articulé simple et de 0,84 dans le cas du recalage rigide. Donc, la méthode de recalage proposée réussit à fusionner les données sur les structures osseuses, les tissus mous, ainsi que la surface externe du tronc à partir des images RM, RX et TP, tout en compensant pour le changement de posture entre ces acquisitions. Dans une troisième phase, un recalage inter-patient permet de compléter un modèle tridimensionnel partiel personnalisé du tronc d'un patient à partir d'une fusion des images RX et TP du patient et des images RM d'un modèle générique obtenu en suivant la méthodologie proposée. Premièrement, un patient ayant un modèle géométrique complet qui incorpore les structures osseuses, les tissus mous, ainsi que la surface externe du tronc est désigné en tant que modèle générique. Deuxièmement, un modèle personnalisé partiel d'un autre patient est obtenu en recalant les images TP aux images RX à l'aide d'une fonction spline plaque-mince. Troisièmement, les images RM du modèle générique sont incorporées dans le modèle personnalisé partiel de ce patient à l'aide du modèle articulé ainsi que de la déformation spline plaque-mince contrainte. L'indice DICE est utilisé afin de mesurer le chevauchement entre les images TP du patient et les images RM incorporées suite au recalage inter-patient à partir du modèle générique. De plus, le chevauchement est calculé entre les images RM incorporées suite au recalage inter-patient à partir du modèle générique et les images RM réelles du patient suite au recalage intra-patient. Les résultats montrent une diminution générale significative de l'indice DICE comparativement au recalage intra-patient. Par contre, les valeurs obtenues sont plus élevées que 0,7, ce qui est adéquat. Le chevauchement a aussi été mesuré entre le gras segmenté à partir des images RM suite au recalage inter-patient et les images RM réelles du patient suite au recalage intra-patient, et des valeurs inférieures à 0,7 sont obtenues. Ceci peut être expliqué par le fait que ratio faible entre la circonférence et l'aire des structures analysées a pour effet de diminuer les valeurs DICE. La méthodologie proposée fournit un cadre qui permet de construire un modèle complet du tronc sans avoir besoin d'une acquisition d'images RM pour chaque patient. Le modèle complet obtenu inclut les structures osseuses, les tissus mous ainsi que la surface du tronc complet d'un patient scoliotique. Ce modèle peut être incorporé dans le simulateur chirurgical qui est en cours de développement, afin de tenir compte des tissus mous dans la simulation de l'effet d'un traitement de la colonne vertébrale sur la surface du tronc d'un patient. Cependant, la précision du recalage pourrait être améliorée en se servant d'un maillage adaptatif tridimensionnel des tissus mous tout en incorporant des indices de rigidité pour chacun des tissus.