Repérage stéréotaxique en imagerie médicale. Aspects techniques et méthodologiques

Repérage stéréotaxique en imagerie médicale. Aspects techniques et méthodologiques

CancedRadiother 0 Elsevier. Paris DCveloppements technologiques 1998 ; 2 : 146-59 Rep&age st&Cotaxique en imagerie mbdicale. Aspects techniques et...

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CancedRadiother 0 Elsevier. Paris

DCveloppements technologiques

1998

; 2 : 146-59

Rep&age st&Cotaxique en imagerie mbdicale. Aspects techniques et mbthodologiques J Rousseau l, E Costi l, D Gibon * 1Institut de technologie nu!dicale, pavillon Vancostenobel, CHRV de Lille, 59037 Lille cedex; 2dkpartement de radiotht?rapie, centre Oscar-Lambret, BP 307, 3, rue Fridt%ic-Combemale, 59020 Lille cedex, France

described

RkSUMf La neurochirurgie demandent

et la radiothkapie

un rep&age

tridimensionnel

des l&ions

2

biopsier ou 5 traiter. L’objet de cet expose est la description des mCthodes mises en aeuvre en imagerie plane

(t6ldradiographie

soustraction), m&rie

et en imagerie

ou imagerie

Les techniques s6parCment

ou angiographie

rep&age

de ces techniques particulisre d’exemple. qualit

magnCtique

ponctuel

sont mises en relief.

mise

au point

Les probkmes

nkessaires

A Lille

et les difficult&

La mkthodologie

au traitement

?I titre

et de contr6les de

au bon dkroulement

allant de I’imagerie

de la prockdure

sont egalement

Cvoqu&.

0 1998, Elsevier, Paris. st&otaxie / imagerie mklicale / localisation / chirurgie as&Me par ordinateur

SUMMARY localization in medical imaging: technical and methodological considerations.

Stereotactic

Stereotactic require

neurosurgery

and stereotactic

the three-dimensional

biopsy or for treatment the description modalities: angiography,

x-ray

computed

The aim of this paper is

tomography,

imaging.

The

techniques

are distinguished

therapy

of lesions for

used in the different

teleradiography,

resonance

radiation

localization

planning.

of methods

simple from

digital

imaging

subtracted

and nuclear magnetic pin-target those

locating

serving

to the

definition of volumes target necessary to treatment planning. Performances emphasized.

and difficulties

of these

The specific methodology

and

procedure,

from imaging to treatment,

are also discussed.

0 1998, Elsevier, Paris. stereotaxy / medical imaging / localization / computer assisted surgery

trait6es

des volumes

est d&rite

d’organisation

aspects

nuclbaire).

sont

Les performances

par

(tomodensito-

de celles servant ZI la dCfinition

cibles de la radiothkapie.

Organizational

de projection digitalisee

tomographique

par rksonance de

as an example.

necessary quality controls for a good progress of the entire

st6Gotaxique

techniques

developed

are

in Lille is

L’imagerie m&kale a connu, ces deux dernikes d&ennies, un essor considerable. Les possibilitks actuelles de visualisation anatomique et de caract&isation tissulaire ou fonctionnelle apportent une aide au diagnostic et ?I la decision thkrapeutique, inimaginable il y a seulement 25 ans. Toutes les disciplines cliniques, en particulier celles concern&s par les explorations ct%brales, en ont ttk profondbment modif%es. Les traitements informatiques des images permettent le rep&age tridimensionnel et la quantification des l&ions tumorales ou vasculaires et en facilitent le traitement, notamment par la neurochirurgie ou l’irradiation sttrCotaxiques : ces deux disciplines, intimement likes, posent en r&lit6 les mCmes probltmes m&hodologiques vis-A-vis de l’imagerie, pour la definition de trajectoires biopsiques, pour la pose d’klectrodes en exploration fonctionnelle ou pour la dCfinition des plans radiothtrapiques, qu’ils soient effectuts par un acc&%ateur link&ire ou par une gamma-unit. MEme si cela semble aller de soi aujourd’hui, il a fallu trouver des m&odes et des techniques de rep&age, les adapter aux diffkrentes modalit& d’exploration, tester et valider les kultats obtenus. Les premiers travaux importants sur le rep&age par imagerie cCr6brale datent des annCes 40 et 50. L’idte de base ttait la juxtaposition des connaissances anatomiques aux donnkes obtenues par la radiographie sur film, aprks fixation sur le c&e

Rep&age stkrkotaxique

a

147

en imagerie mkdicale

b

Fig 1. Radiographies stitiotaxiques de face (a) et de profil (b) d’une mlalformation vasculaire obtenue dans le cas particulier du cadre de Talairach. G&e B la grande distance entre la source de rayons X et le film (em /iron 5m). ces clichCs sont obtenus sans distorsion avec un agrandissement voisin de 1.

du patient d’un systeme de contention et de rep&age appele cadre stertotaxique (figure I). La technique consistait a reperer dans ce referentiel des structures anatomiques bien visibles en imagerie de projection plane, telles que les ventricules cerebraux ou les vaisseaux, apres injection de produit de contraste, et a pratiquer des gestes chirurgicaux sur cette base, eventuellement en resituant ces structures dans un atlas anatomique ou en utilisant des paires de cliches pris selon des incidences faiblement differentes, pour obtenir une vision stereoscopique du reseau vasculaire [47,67,92,93]. Sans rentrer dans la description des differents cadres utilises (Talairach, Leksell, Brown-Robert-Wells, Laitinen, Fisher, etc). il faut en souligner la grande similitude de principe: fixation sur la boite cifinienne a l’aide de trois ou quatre pointes transosseuses ou transcutanees, marqueurs radio-opaques, association de dispositifs permettant le maintien des outils d’intervention, d’exploration ou de traitement [4, 5, 6, 58, 59, 64, 88, 1021. Le cadre stemotaxique reste aujourd’hui encore le sysdme de reference oblige, exception faite des techniques de rep&age sans cadre actuellement en developpement et [email protected] il sera fait rapidement mention. A partir des premiers travaux utilisant des radiographies classiques, le rep&age a td ttendu aux modalitts d’imagerie plus recentes, plus performantes, mais aussi plus exigeantes dans leur mise en ceuvre: la tomodensitometrie (TDM) d’abord, puis l’imagerie par resonance

magnetique nucleaire (IRM) et l’angiographie digitalis&z par soustraction (ADS). Cet expose se propose de d&ire les methodes de rep&age generalement adoptees pour resoudre les difficult& propres li chacune de ces imageries, et celles qui parfois subsistent, bien que souvent pas&es sous silence. Une attention particuliere sera portee a la definition des volumes cibles pour la planification dosimttrique. La methodologie particulibre mise au point a Lille sera CvoquCe a titre d’exemple d’une m&ode parmi d’autres. Les problemes d’organisation et de coordination entre les differents intervenants seront egalement abordes. REPbAGE

STl?RltOTAXIQUE PONCTUEL

La premiere &ape est celle du rep&age de points cibles et du calcul de leurs coordonntes dans le rep&e du cadre sttreotaxique solidaire du crane du patient. A titre d’exemple, lafigure 2 montre comment sont dtfinies ces coordonnees dans le cadre de Talairach. Dans tous les cas, le rep&age consiste a determiner la position du point cible relativement a des marqueurs representatifs de la position du cadre, et visualises dans la modalite d’imagerie consideree. A partir de ces coordonnees, il est possible de planifier la balistique des prtlevements biopsiques, la pose de fils d’Ariane pour intervention ?I ciel ouvert, l’implantation d’tlectrodes profondes, ou la position des isocentres

148

J Rousseau et al Anthieur

y

Z

T&e t

!

I

74

. . .. .... de rkfkrence st&&axique

Plan

b

a

Fig 2. Definition des coordonntes dans le cadre de Talairach. a. Par construction mtcanique, les axes diagonaux des trous de fixation sont perpendiculaires et le plan de rkfkence est situ6 &7 mm en dessous du plan des pointes tram-osseuses. b. L’axe X est orient6 de gauche vers la droite, l’axe Y de I’arribre vers I’avant et I’axe Z des p&is vers la Gte.

dans le cas de la radiotherapeutique. Ces coordonnees servent Cgalement de base a la definition des volumes cibles. LA TOMODENSITOMltTRIE (TDM) Premiere technique d’imagerie tomographique utilisee, la tomodensitom&.rie reste un mode de rep&age tres courant. Fixes sur le cadre stekotaxique, des dispositifs en N dont les intersections avec les plans de coupe provoquent des traces visibles dans les images, d&erminent la tote et l’inclinaison de la coupe par rapport au plan du cadre (figure 3) [39, 55, 1061. La position d’un point cible dans cette coupe par rapport aux marqueurs permet d’en obtenir les coordonnees dans l’espace sttreotaxique. Ces calculs peuvent btre effectues manuellement sur les films mais des logiciels sptcifiques, implant& sur l’appareil d’imagerie ou plus g&r&alement sur des calculateurs annexes, permettent la determination automatique de la trace des rep&-es en N dans les images, et le calcul rapide des coordonnees d’un point cible design& par I’utilisateur. Une premiere difficult6 de la technique vient de la manipulation du patient: lors de l’examen, ce dernier doit porter le cadre de contention tixt sur le crSne. Ce dispositif, en general tres encombrant, s’adapte ma1 a la &i&e de l’appareil, qui doit &tre retiree pour &tre remplacte par un systbme d’adaptation et de fixation specifique au cadre consider& Ceci impose souvent une disposition rigide du patient qui peut ne pas convenir a

toutes les configurations anatomiques. Mais, mgme si le dispositif utilise permet plus de latitude, ce rep&age demande, pour des raisons de precision, que les plans de coupe soient effectu6s le plus parallMement possible au cadre, ce qui alourdit encore l’examen. Le cadre luimbme ne doit pas Ctre trop radio-opaque pour ne pas generer d’ artefacts de reconstruction qui pourraient nuire a la qualite d’image et au rep&-age des points cibles. 11 faut done, soit utiliser des cadres neurochirurgicaux non metalliques, en fibre de carbone par exemple, dont le coat est 6levB (plusieurs centaines de milliers de francs), soit utiliser des cadres differents de ceux de la chirurgie, ce qui est presque incompatible avec leur fixation par pointes transcutarkes, car leur replacement est difficile [53]. D’autres difficult&, inherentes a la technique d’imagerie, apparaissent aussi. Le faible contraste naturel des lesions tumorales par rapport au parenchyme sain impose l’utilisation de produits de contraste iodes. L’impossibilite de r&liser des plans de coupes sagittaux ou coronaux rend necessaire, pour garantir une bonne p&ision de rep&age, l’utilisation d’un grand nombre de coupes de faible tpaisseur; ceci pose moins de problemes techniques aujourd’hui qu’autrefois, mais la dose d’irradiation reste relativement tlevee pour le patient. Les images TDM sont obtenues sans distorsion mesurable [lo, 1081. Elles sont realistes le plus souvent avec une definition de 5 12 x 5 12 et des champs de vue de l’ordre de 30 x 30 cm pour visualiser le cadre en N: la resolution et done la precision theorique du rep&age sont en consequence de l’ordre de 0,6 mm. La precision

Rep&age sttrkotaxique en imagerie m&kale

a

149

b

Fig 3. Cadre OBT (Olivier-Bertrand-Tipal) avec rep&es en N (a) et exemple d’image scanographique (b). J_aposition des marqueurs dam l’image permet de determiner la position du point cible dans le rep&e stktiotaxique. On remarquera I’artefact de reconstruction lit aux piliers du cadre qui peut dans certains cas g&er la dktinition cornpEte de la cible au centre de l’image.

effective est en fait lice uniquement a celle avec laquelle sont dt%nies les traces du rep&e en N [56]. En particulier, les effets de volume partiel rendent diffkile la localisation precise des tiges obliques par rapport au plan de coupe yigure 4). Compte tenu de ces differents facteurs, on estime que la precision du rep&age est meilleure mais proche du millimttre dans le plan de coupe axial, et qu’elle est de l’ordre de grandeur de l’epaisseur de coupe dans la direction &e-pied. L~~AGERIE pAIt R&ONANCE MAGNl?TIQUE NUCLtiAIRE (IRM) Pour l’essentiel, la methodologie habituelle du rep&age par IRM est identique a celle pratiqde par tomodensitometric [21]. Le dispositif en N radio-opaque est remplace par un systeme analogue visible sur l’IRM, le plus souvent compose de tubes remplis d’une solution de gadolinium figure 5). Les calculs de coordonn&.s sont effectues, comme avec la tomodensitom&ie, manuellement ou sur les images numeriques. De nombreuses difficult& sont attach&es au rep&age stereotaxique par IRM. C’est pourquoi, mCme encore aujourd’hui, cette modalite reste relativement peu utilisee, malgre sa superioritt dans la pathologie certbrale [83,84].

Toutes les impossibilites classiques de I’IRM (claustrophobie, stimulateurs cardiaques, clips et valves metalliques) s’ajoutent a la faible disponibilite de ces appareils. L’IRM est incompatible avec la pr&nce d’objets metalliques et l’ensemble du dispositif de contention et de rep&age doit ctre realis avec des mat&iaux amagnetiques, et non conducteurs, pour eviter les courants induits, ce qui a de lourdes incidences financibres. Le mcme inconfort que lors des examens TDM existe pour le patient; les mCmes contraintes sur l’incidence des plans de coupes limitent les possibilids multiplanaires offertes par I’IRM. Pour assurer un bon rapport signal/bruit, le cadre devrait pouvoir se loger dans l’antenne dtdite aux examens de crke, ce qui est loin d’&tre toujours le cas. Les marqueurs en N, relativement distants du crane, obligent done a realiser l’examen avec l’antenne destin&e aux examens crkriens et des champs de vue larges, ce qui deteriore la qualite et la resolution des images, d’autant que celles-ci sont le plus souvent realides avec une definition moderee (256 x 256), pour des raisons de temps d’examen et de rapport signal/bruit. D’assez fortes distorsions gkometriques, dont les causes et les expressions sont multiples [40, 62, 901, peuvent Ctre presentes dans les images, notamment en peripherie du champ (la ou sont les traces des marqueurs en N) [60, 793. Pour les cot-tiger, il faut Ctablir precidment les fac-

J Rousseau et al

150

Image

e Position du centre ?

Tige du dispositif de rep&age en N Fig4. Effets

du volume partiel SW la prkision

de rep&age des marqueurs en N.

Fig 5. IRM obtenue avec le cadre de rep&age en N. L’extension importante du cadre par rapport au c&e am&e A choisir un champ de vue important qui limite la ddtinition de l’image et la prdcision du rep&age.

teurs de grandissement pixel/millim&re selon les deux dimensions des plans de coupe. 11faut Cgalement Studier les distorsions non lineaires dues a des non-1inCaritCs de gradient. M$me si ces distorsions sont relativement bien maitriskes par les constructeurs, elles demandent a Ctre verifiees ptriodiquement par des mesures sur fantome. D’autre part, la torsion Cventuelle du plan de coupe (patuto-chips distortion) est tres difticilement controlable et passe souvent inapercue : aucune mtthode standard directe n’a tte d&rite a ce jour pour la quantifier, ni a forriori pour la corriger. Restent enfin les distorsions induites par le patient ou par le cadre de rep&age luim&me [ 11, 4 11. Alors que des tests prealables peuvent

verifier une fois pour toutes les distorsions likes au cadre, celles qui sont produites notamment par les clips chirurgicaux, les appareils dentaires et les differents effets de susceptibilite, devraient etre Cvalutks a chaque examen. Des techniques de mesure et de correction par cartographic du champ magnetique principal H, ont ettc proposees mais alourdissent considerablement la proddure et ne sont pas utilisees en routine [23,61,63]. Compte tenu de tous ces facteurs de resolution intrinseque et de distorsions residuelles, la precision de rep& rage ponctuel par IRM, &al&e tres differemment selon les auteurs et les techniques qu’ils utilisent, ne peut &tre meilleure que le millimetre dans le plan de coupe consid&t?. Cependant, a contrario de la TDM, cette precision peut Ctre obtenue dans les trois axes principaux g&e aux incidences multiples ou par les acquisitions tridimensionnelles. L’ANGIOGRAPIIIE DIGITALIS&E PAR SOUSTRACTION L’imagerie tomographique est bien adapt&z a la pathologie tumorale, mais la pathologie vasculaire requiere une imagerie par projection avec produit de contraste [15, 781. Autrefois realist par arkiographie au bloc optratoire, le rep&age des malformations arterioveineuses (MAV) commence a Btre r&lid par l’angiographie digitaliste par soustraction (ADS). Dans cette modalite, Cventuellement associee a des cathettrismes selectifs, la soustraction des images acquises aprts l’injection du produit de contraste a celle obtenue avant injection donne des images plus contrastees que la radiographie classique et une trbs bonne resolution spatiale. Le reperage stereotaxique par ADS necessite la correction des

Rep&age stkkotaxique en imagerie mkdicale

Fig 6. Les deux objets A et A’, de m&e taille, se projettent diffkmment selon leurs distances d et d’ B l&ran. Aucun moyen physique ne permet de connattre a priori la position de I’objet sur I’axe de projection SH.

deformations gtomttriques de l’amplificateur de brillance et le calcul de coordonnees 3D a partir de projections en nombre limitt, souvent deux cliches de face et de profil. Une importante difficult6 est like a la projection conique des rayons X sur l’amplificateur de brillance qui fait que l’agrandissement est variable selon la position de l’objet: il est habituellement impossible d’en connaitre les facteurs de grandissement cfigure 6). La m&bode habituelle de rep&age consiste a fixer au cadre stereotaxique un dispositif cubique comportant sur chacune de ses quatre faces laterales quatre marqueurs ponctuels radio-opaques dont les coordoMkes tridimensionnelles sont connues dans le rep&e du cadre (‘gut-e 7) [87]. Sur les deux projections de face et de profil, la position d’un point cible, relativement aux huit marqueurs visibles sur la vue, permet la determination de cette cible dans l’espace stereotaxique. Malheureusement, et contrairement a la teleradiographie, l’angiographie numeriske produit de fortes deformations gtometriques des images, trbs superieures au millimetre, qu’il est indispensable de maitriser et de cortiger pour les applications stereotaxiques [7, 13, 38,911. La concavite peripherique de l’amplificateur de brillance provoque des deformations en barillet [ 1031. La nonlinktrite des dispositifs de deflexion des faisceaux Clectroniques a l’intkieur de l’amplificateur, et celles de la camera video qui produit I’image, est Cgalement des sources de deformation. Enfin, l’influence du champ magnttique terrestre sur les trajectoires des faisceaux Clectroniques modifie la distorsion des images selon l’orientation du dispositif. Differentes techniques sont utilisees pour corriger ces deformations, parfois a partir de modelisations thtoriques du capteur et de sa surface sensible, le plus souvent par l’analyse de grilles de calibration acquises dans differentes conditions d’acquisition [72].

151

Compte tenu du fait que les images d’ADS cerebrales sont acquises avec une definition allant de 5 12 x 5 12 a 1024 x 1024 avec des champs de vue de l’ordre de 25 cm, l’erreur de rep&age reste lite essentiellement aux performances de la correction des deformations. Les differentes kquipes qui ont analyse cette erreur annoncent, pour le rep&age de cibles ponctuelles, une precision qui va de 0,3 mm a 1 mm. Cependant, le problbme de I’ADS n’est jamais celui du rep&age ponctuel qui n’a pas de sens dans un contexte vasculaire, mais celui de la definition de cibles volumiques qui soul&e d’autres difticultes. D’un autre c&e, la limitation de 1’ADS pour le rep& rage sttrtotaxique tient Cvidemment a son cot6 invasif (RX et injection de produit de contraste). De plus, les dispositifs classiques, tels que la boite de Siddon fixee au crkte reduisent les incidences possibles, chaque vue devant contenir tous les marqueurs. 11s sont tgalement inconfortables et limitent fortement l’accbs au patient, ce qui peut etre pCnalisant. 11faut done espkrer que les performances de l’angiographie IRM permettront dans le futur la visualisation, la localisation et la definition precise darts l’espace sterotaxique des malformations vasculaires, avec la m$me qualite et la m&me fiabilite que les techniques a rayons X [26,50,71,81,82,105]. DtiTERMINATION DES VOLUMES CIBLES POUR LA RADIOTHlkAPIE STkRkOTAXIQUE A condition de corriger les distorsions Cventuellement produites par les appareils, l’utilisation de dispositifs et de methodes specifiques a chaque modalite d’imagerie permet done de determiner la position de cibles ponctuelles avec une precision de l’ordre de grandeur de la taille du pixel des images. Ceci suffit g&u%alement pour pratiquer des biopsies ou des exe&es neurochirurgitales. En revanche, pour la radiotherapie sterotaxique, il est essentiel de pouvoir definir des objets volumiques complets, ltsionnels ou sains, tumoraux ou vasculaires, d’en exprimer globalement les coordonkes dans le referentiel stereotaxique, de determiner la valeur de leur volume interieur et de disposer d’outils de visualisation. Dbfmition des vohunes cibles par imagerie tomographique La m&ode habituelle de definition d’un volume 3D, par IRM ou TDM, consiste a assembler des regions d’interet (ROI), definies successivement sur des coupes jointives de m&me incidence et dans la meme modalite [9]. Le volume d’interet (VOI) est ainsi compose de l’empilement de disques superposes qui peuvent &tre relies par une structure a facettes pour la visualisation @gure 8). Dam le cas de bifurcations ou d’objets complexes, plusieurs regions d’intCrCt d’une m&me coupe peuvent appartenir au volume d’interet.

J Rousseau et al

Foyer

a

b

Fig 7. a La boite de rep&age utilisQ en ADS comporte quatre marqueurs sur chacune de ses faces latkales. b. Ces marqueurs (A, B, C, D, a, b, c, d) permettent la localisation d’une cible ponctuelle dkfinie sur les projections de face et de profd.

Fig 8. Assemblage de r6gions d’int&& appartenant B des coupes successives par une structure volumique il facettes.

11 est possible de calculer le volume V interieur du volume d’int&Zt par la relation :

oh S est le nombre de coupes d’epaisseur T,, et oti N,, est le nombre de pixels de surface A, contenus dans les R,,

regions d’intkr~t de la coupe. Si les coupes ne sont pas jointives, la meme m&ode est appliquke en utilisant une technique d’interpolation. Cette faGon de proceder est la seule possible par tomodensitom&ie, mais l’assemblage de regions d’int&& parall&les peut Qtre amelioree si l’objet est defti selon des coupes de differentes incidences comme avec 1’IRM: on tient compte alors de la redondance des don&es obtenues sur l’ensemble des coupes pour limiter les effets de volume partiel. Les m&odes adoptees sont diverses. L’une d’entre elles consiste a prendre l’ensemble des points 3D deftissant les regions d’inter& dans les differents plans de coupe et a d&ouper le nuage de points obtenu en tranches parallMes successives d’epaisseur et de direction choisies arbitrairement figure 9). Dans chacune de ces tranches, les points projet& sur le plan median dtfinissent un contour. Ces contours sont ensuite assembles de la man&e prtcedente pour former un volume d’interi5.tcomposite. Une meilleure determination volumique peut Ctre obtenue en utilisant des coupes les plus fines possibles, bien que ce ne soit pas totalement prouvt, car alors le contraste/bruit se d&Sore et devient de moins en moins homogene darts l’image : ceci peut introduire des imprecisions de definition de contours encore superieures que ce soit avec des procedures manuelles ou automatiques. Pour l’IRM, la possibilite d’associer plusieurs incidences differentes permet de minimiser les imprtcisions du tract manuel ou automatique et de compenser les effets

Rep&age st&&axique

Fig 9. Creation dune region d’inten.3 virtuelle issues de coupes d’incidences differentes.

en imagerie m&kale

153

a partir des donntes

de volume partiel g&e au lissage induit. En effet, mi5me pour des coupes tpaisses, l’effet de volume partiel n’existe pas au centre du volume cible et la juxtaposition des trois incidences permet une definition correcte dans les trois plans de l’espace tout en moyennant les imperfections des contours. De plus et au-de18 du probkme deja CvoquC du rapport contraste/bruit dans le cas de coupes t&s fines, l’usage d’un nombre limit6 de coupes facilite l’examen et son post-traitement et limite le nombre de contours a r&liser. Dans le cas de l’IRM, il faut egalement rester attentif au fait que la prise de contraste n’est pas instantanee et peut s’effectuer differentiellement sur une tumeur avec une constante de temps de l’ordre de la duree de l’examen. Ainsi, par exemple, la rktlisation d’incidences successives sur un adenome hypophysaire apres injection de gadolinium montre sur les premieres coupes sagittales un volume different de celui d&ini sur les sequences axiales et coronales suivantes. Enfin, des considerations triviales de contraste montrent que les effets de volume partiel vont majorer ou minorer le volume cible CtudiC selon le contraste du tissu lesionnel relativement au tissu sain et selon le r6glage de la fen&e de visualisation cfigure 10). Nfinition de volumes cibles par imagerie par projection planaire

Pour les affections vasculaires examinees par radiographie st6rCotaxique classique ou par ADS, les volumes cibles sont tvalues a partir de leurs projections planes obtenues selon au moins deux incidences [ 121. Le nombre limit6 d’incidences ne permet qu’une determination ambigue des volumes et il est tkcessaire de recourir a des hypotheses de convexitt qui majorent a priori les volume d’intCri3. Lorsqu’il s’agit de cliches radiographiques obtenus en conditions sttr&axiques, avec un grandissement connu (voisin de 1) et sans distorsions, le systeme de contention et de rep&age utilist au bloc operatoire permet d’obtenir les contours des deux projections (face et profil) du

Fig 10. Effet de volume partiel. L’objet spherique (en gris foncb) que l’on cherche a d&niter par rapport au fond (en gris clair) est visualid sur deux coupes A et B perpendiculaires au plan de la figure. Pour un contraste objet/fond don& et selon les parambtres de reglage de la fen&e de visualisation, la coupe A semblera ou non contenir une extrkmitt de l’objet et plus ou moins de pixels de la coupe B appartiendront a l’objet. Inversement, pour une fen&e de visualisation donnke, l’appartenance de ces meme pixels et la largeur du contour LB dtpendront du contraste.

volume cible avec, en principe, l’identite des coordon&es extremes selon l’axe Z figure lla). Dans cet exemple, les limites inferieure et superieure du volume sont don&es par les coordonkes des points P et Q. Le volume d’inttrCt est alors determine en le considerant form6 d’une succession d’ellipses appartenant a des plans successifs parallMes au plan XOY : pour chacune d’entre elles, le centre et les longueurs des axes sont donnts par les projections du volume a la tote Ctudike ; ces ellipses sont ensuite assembl4es en tant qu’autam de regions d’int&t d&ink dans des plans paralli?les. La determination d’un volume cible a partir de projections obtenues par angiographie num&ide est plus complexe car il faut tenir compte de la projection conique. Sur le cliche de profil figure llb), la region d’inttr& (P-ROI) entoure la projection du volume cible : les lignes Fl et F2 (courbes a cause des deformations geometriques de l’amplificateur) tracees sur la vue de face delinissent la zone ob devrait se trouver la projection du volume (F-ROI). De la m8me man&e, les courbes Pl et P2 sont dtfinies sur la vue de profil, a partir de cette region F-ROI. Ainsi, la definition des deux projections du volume cible se rarrkne au problbme pkcedent. D’une facon gCnCrale, les volumes CtudiCspar imagerie de projection sont le plus souvent surevalues a cause des hypotheses implicites de convexite utilisees [S]. Cependant, il est clair que si les malformations arttrioveineuses sont en general de forme quelconque et complexe, on peut admettre que le volume d’enveloppe trait6

J Rousseau et al

154

a

b

Fig 11. IXfinition d’un volume cible a partir de ses deux projections radiographiques planes sans distorsion (a) et en ADS (b).

par irradiation, m&me ster&Xaxique, peut &re legerement plus large que le volume lCsionne1 et que, de toutes les man&es, il est illusoire d’imaginer qu’un systbme de traitement, meme optimist, peut faconner des volumes de traitement dosimetrique avec des creux et des bosses excessifs. Ceci relativise du meme coup l’int&t d’une definition tres precise des contours du volume cible. L’analyse de la d&nition des volumes de malformations arterioveineuses par telltradiographie en conditions st&otaxique et par angiographie digitalisee met clairement en evidence les differences l&es a ces deux modalitts d’imagerie differentes, ne serait-ce qu’a cause de l’obliquite frequente des images d’angiographie numerisee, destinee a Bviter les superpositions osseuses et impossibles en radiographie stereotaxique. Chaque modalite presente un aspect correspondant a ses caracteristiques techniques de qualite d’image et aux incidences selon lesquelles on a projett l’objet. On percoit ainsi clairement l’ambiguitt de la definition d’objet 3D par deux projections planes. 11faut tenir compte Cgalement, en utilisant des raisonnements analogues a ceux men& sur les effets de volume partiel et de rapport signal/bruit, de la difference de sensibilite entre les deux techniques. Enfin, la nature numerique des images d’ADS permet aisement d’en modifier le contraste, ce qui permet une meilleure visualisation, mais aussi une plus grande incertitude dans la delimitation des malformations artkrioveineuses. Cependant, 1’ADS presente intrin&quement des capacites supkrieures de diagnostic et de definition spatiale des malformations artkioveineuses et permet tgalement l’obtention d’une troisieme incidence qui pourrait lever partiellement ces ambigu’itts, au prix evidemment d’un alourdissement du protocole d’examen et des procedures de traitement informatique [25]. En resume et d’une facon gtnerale, il faut insister sur le fait que la part subjective dans la definition du volume cible, quelle que soit la modalite utilisee, est la raison principale de l’imprecision. Faut-il rappeler qu’une erreur de 10 % sur les dimensions d’un contour de cible entraine une incertitude de plus de 30 % sur son volume.

Les m&odes de determination automatique employees dans certains logiciels r&solvent rarement ce probltme, mais peuvent contribuer tventuellement a une certaine reproductibilite intra et interobservateurs [ 1, 301. ASPECTS INPORMATIQUJB L’obtention d’un point cible dans l’espace stereotaxique permet la juxtaposition des donnees des differentes images dans le meme referentiel [42, 43, 45, 48, 51, 66, 68, 69, 1001. La mise en ceuvre de cette fusion est du domaine de l’informatique et les solutions techniques, tres nombreuses, ne peuvent ici Ctre pas&es en revue [46]. 11 convient ntanmoins d’en souligner quelques caracteristiques. La base makielle utilike pour le traitement des donntes et pour l’obtention du rep&age peut aller de la simple calculatrice programmable (le rep&age des cibles et des marqueurs se faisant a la main sur les cliches en utilisant une table a digitaliser par exemple) a la station de travail de haut niveau, en passant bien stir par des solutions de micro-informatique personnelle. Dans ces deux demiers cas, le transfert numerique des images doit &tre assure, soit par une liaison cablee de type Ethernet, soit par la relecture du media de stockage magnetique ou magneto-optique tventuellement present sur I’imageur. 11 convient egalement que les logiciels de traitement soient a mcme de decoder l’ensemble des informations contenues dans les fichiers d’images : ceci n’est pas toujours evident quand on sait que les constructeurs d’imagerie respectent rarement dans leurs machines les normes Nema (ACR-Nema 2 ou Dicom 3) et utilisent le plus souvent des formats << proprittaires w. Plusieurs foumisseurs proposent des logiciels plus ou moins polyvalents ou speciali& pour un cadre, une methodologie de rep&age, une famille ou une marque d’imageur et un systeme d’irradiation particuliers. Compte tenu de leur faible diffusion, ces logiciels, au demeurant peu Cvolutifs, sont d’un tout souvent tres ClevC pouvant depasser le million de francs. La perfor-

Reptrage sttrtotaxiqueen imageriemtdicale mance minimale de ces syst~mes est le transfert ponctuel de coordonntes : un point cible dtsign6 sur I'IRM, par exemple, se reporte sur les radiographies sttrtotaxiques et rtciproquement. Ceci sert de base au contrfle de positionnement des outils d'intervention lors de prgl~vements biopsiques, pour la pose neurochirurgicales d'61ectrodes, pour le calcul de la dose d'irradiation dtliwee en un point particulier de l'espace ctrtbral. Mais sur ces syst~mes informatiques et bien au-del~ des fonctionnalitts 616mentaires, peuvent se greffer une multitude de possibilitts, plus ou moins 6volutes, plus ou moins utiles. On voit ainsi se dtvelopper des techniques complexes de fusion de donnges et de superposition des images [16, 28, 34, 52, 80, 96]. Ces mtthodes permettent, par exemple, la raise en correspondance du patient avec des atlas anatomiques, ~t partir du rep&age de structures ctrtbrales parficuli~res telles que les commissures anttrieure et posttrieure, ou par des algorithmes de d t f o r m a t i o n s 6lastiques des d o n n t e s de l'image [2, 17, 22, 27, 29, 35, 36, 57, 65, 104]. Ces correspondances d'atlas sont 6videmment plus utiles pour la neurochirurgie fonctionnelle [86, 89, 97, 98, 101] que pour la radiothtrapie en conditions sttrgotaxiques, d'autant que leur validit6 est limitte par les dtplacements 6ventuels des structures anatomiques par des extensions tumorales, par exemple. Notons 6galement le dtveloppement sporadique des techniques de reptrage sans cadre oh le positionnement des instruments thtrapeutiques se fait uniquement ~ partir des donntes de l ' i m a g e r i e : apr~s acquisition du volume crfinien dans son ensemble et la mod6lisation 3D du contour exteme de la boite cffmienne, un recalage est rtalis6 au bloc optratoire par le relev6 de ce m~me contour par des syst~mes numtriques de sttrtovision [3, 24, 37, 44, 107]. Tr~s sEduisantes dans leur concept, ces techniques permettent une prtcision d'intervention de l'ordre de 2 ~ 3 mm, malgr6 tout insuffisante pour la radioth&apie sttrtotaxique sans compter les probl~mes de positionnement et de contention du patient vis-a-vis du dispositif de traitement [85]. LA P R A T I Q U E L I L L O I S E : UNE M ~ T H O D E A L T E R N A T I V E Le syst~me de reptrage en imagerie utilis6 ~ Lille a 6t6 rtalis6 sur la base du cadre sttrtotaxique de Talairach. Dans le bloc optratoire, des tubes ~ rayons X, placts 5 m, permettent la rtalisation de radiographies de face et de profil, sans distorsion et avec un facteur d'agrandissement voisin de 1. Une camtra CCD est employte pour digitaliser ces images. Plut6t que d'utiliser le cadre en N classique ou la botte de reptrage de Siddon, quatre marqueurs seulement sont disposts dans les trous de fixation osseuse du cadre. Ces marqueurs disposent ~ une extrtmitt de petits rtservoirs de 0,1 mL d'une solution visible

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Fig 12. Coupe axiale d'IRM dans laquelle on per~oit deux des quatre marqueurs craniens. Aucune condition particulitre d'examen n'est requise et l'inclinaison des coupes par rapport au plan du cadre peut 8tre quelconque. Grace ~tla proximit6 des marqueurs sur la bore cr~nienne, le champde vue peut 8tre rtduit.

sur F I R M et ~ l'autre extr6mit6 d'une petite bille de plomb radio-opaque de 1 mm de diam~tre pour la tomodensitom&rie et I'ADS. Pour le reptrage par IRM, des coupes jointives de 5 m d'tpaisseur sont rtalistes avec l'antenne t~te dans les trois incidences principales de faqon ~ couvrir la totalit6 du crfine du patient (figure 12) [74]. Pour la tomodensitomttrie, des coupes axiales joinfives de 1 mm d'tpaisseur sont rtalistes au niveau des marqueurs, puis sur la rtgion pathologique h localiser [75]. Pour I'ADS, les quatre marqueurs osseux sont bien visibles sur les images avant soustraction, et la position d'une cible par rapport ~t ces marqueurs permet d'en calculer les coordonn6es 3D, si l'on suppose connues les distances relatives des quatre marqueurs. C o m m e ce n'est pas le cas, cette dttermination est rtaliste grace un premier jeu d'acquisition de face et de profil effectu6 en prtsence d'un dispositif de calibration sptcifique non fix6 h la t~te du patient [18]. Les images sont ensuite acquises sans ce dispositif et sans contraintes d'incidences dans des conditions cliniques standards. ,~ partir de trois vues, une reconstruction tridimensionnelle de l'arbre arttriel ctrtbral a 6galement 6t6 mise au point [19]. L'avantage essentiel des m&hodes mises au point est que toutes les procedures, TDM, IRM et ADS, se dtroulent selon les modalitEs habituelles, prtservant par 1~ le confort du patient et les conditions optimales d'obtention

J Rousseau et al

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des images : absence de dispositifs specifiques, encombrants et eventuellement g&u5rateurs d’artefacts ; possibilite de petits champs de vue ; liberte des incidences de prise de vue; utilisation de l’antenne t&e en IRM. L’Btude et la correction des distorsions ont Ctt effect&s pour I’IRM et I’ADS [20]. La precision du rep&age de cibles ponctuelles est de l’ordre de 1 mm pour la TDM et 1’IRM et de 0,5 mm pour 1’ADS. 11est interessant de noter ici que les bomies performances du rep&age par IRM et la facilite de realisation des examens a pour consequence l’abandon quasi systematique du rep&age en TDM, ce qui semble souhaite par de nombreux auteurs [3 1,49,95]. Un logiciel de visualisation et de traitement d’image a Bte developpb. 11est installt sur des micro-ordinateurs de type IBM-PC compatible sur lesquels sont transferees les images des patients au travers d’une liaison Ethernet pour 1’IRM et la TDM, par relecture de supports magnetiques pour I’ADS. Le choix de cette base matkielle est motive par son faible co& et sa disponibilite, ce qui permet l’installation du logiciel sur les differents sites de son utilisation (services d’imagerie, neurochirurgie, radiotherapie, laboratoire de developpement). Ce logiciel exploite directement les donntes numeriques des images et, apres rep&age des differents marqueurs, permet le calcul des coordonnees de cibles ponctuelles, la definition de volumes cibles complexes, la fusion multimodalite des donnees extraites des images, l’aide au posi-tionnement des outils lors de l’intervention neuro-chirurgicale, la plan&cation dosimetrique et l’optimisation des plans de radiothtrapie multifaisceaux [32, 331. CONTROLES DE QUALITI? ET PROBLhES ORGANISATIONNELS

strict avec le systeme de contention du patient et une parfaite rigidite mecanique. Les distorsions del’IRM doivent &.re aussi analyskes au moyen d’objets test [73,77, 941. La correction des deformations de l’amplificateur de brillance utilid pour le rep&age par angiographie numeriste doit Ctre contr&5e regulierement par un dispositif sptkifique. Des contr8les de qualitk globaux doivent, a l’aide de fantomes anatomiques, tester l’ensemble de la chaine de rep&age stekotaxique afin d’en Cvaluer la precision. Apt& la pose du cadre au bloc chimrgical et la prise de cliches radiographiques, ces fantSmes doivent subir tous les examens d’imagerie. Les resultats sont compares et doivent montrer une reproductibilitt de l’ordre du millimetre dans le rep&age de cibles simulees. Cette exigence de qualite doit s’inscrire dans un ensemble de procedures parfaitement claires pour tous les intervenants. D’un point de vue organisationnel, il faut bien distinguer les examens diagnostiques prealable a la decision therapeutique, des examens de rep&age proprement dits. En general, ceux-ci doivent Ctre r&lists dans un delai t&s bref apres la pose du cadre stereotaxique, ce qui dans le contexte connu de l’encombrement des machines d’imagerie dans les grands Ctablissements de soins, n’est pas sans poser quelques difficultes d’organisation. Les rtsultats des examens doivent Qtre communiquts aux services de neurochirurgie et de radiotherapie, non selon la forme habituelle d’un compte rendu epistolaire mais sous forme de fichiers informatiques vehicules par des moyens de transfert appropries. On voit done que la coordination entre les differents services est essentielle a l’efficacite de la procedure. Peut-&tre encore plus qu’ailleurs, le tile des personnels paramedicaux, hotesses, infirmiers, manipulateurs, est fondamental. CONCLUSION

Bien que t&s souvent passes sous silence, les controles de qualid des procedures de rep&age et les problemes organisationnels nous semblent devoir &.re abordes ici. Compte tenu des incidences medicales fortes, la m&hodologie stereotaxique ne peut en effet eluder les problbmes de skcurite et de tiabilite [76]. La multiplicite des techniques, t&s diverses et tres Clabokes mises en jeu, l’absence d’unid de lieu et de temps des differentes phases et la precision de rep&age attendue, inhabituelle pour une technique d’ imagerie, accroissent les difficult& d’un controle de qualite efficient, rapide et sfir. Le renouvellement des moyens d’imagerie necessite l’etablissement de protocoles permanents dont les modalites et la frequence doivent Ctre precisement definies [54]. Des tests doivent &tre effectues a priori et periodiquement sur chacun des points techniques mis en jeu [70, 791. 11ss’adressent en premier lieu a l’installation radiologique qui sert a la pose du cadre et a la prise de cliches peroperatoires et qui requiert un alignement mecanique

Les exigences du rep&age en imagerie pour le traitement en radiotherapie stereotaxique sont lourdes et complexes. Mais la pratique quotidienne de la radiotherapie sterkotaxique necessite des outils simples de rep&age et de determination des volumes cibles: les problemes poses ne sont pas plus resolus par des moyens materiels et logiciels tres sophistiques qui ne font qu’induire des difficult& d’utilisation. Quelles pourraient ctre alors les qua&es d’une m&hodologie ideale ? Elle ne devrait modifier qu’au minimum les routines bien Ctablies des examens d’imagerie courants. Elle devrait aussi introduire en routine les procedures de controle de qualite indispensables a la &mite du patient. Elle devrait etre suffisamment souple pour s’adapter rapidement aux environnements changeants des dispositifs d’imagerie et des outils chirurgicaux. Elle devrait enfin definir clairement les responsabilites des differents acteurs multidisciplinaires de cette discipline :

Rep&age st&otaxique en imagerie mkdicale

neurochirurgiens, maticiens.

radiothkrapeutes,

physiciens

et infor-

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