THÈSE / UNIVERSITÉ DE RENNES 1 sous le sceau de l Université Européenne de Bretagne. pour le grade de DOCTEUR DE L UNIVERSITÉ DE RENNES 1

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1 THÈSE / UNIVERSITÉ DE RENNES 1 sous le sceau de l Université Européenne de Bretagne pour le grade de DOCTEUR DE L UNIVERSITÉ DE RENNES 1 Mention : Traitement du Signal et Télécommunications Ecole doctorale Matisse présentée par Aurélien Duménil Préparée à l unité de recherche LTSI INSERM U1099 Laboratoire Traitement du Signal et de l Image ISTIC UFR Electronique et Informatique Fusion d images et de modèles pour le guidage d interventions endovasculaires Thèse soutenue à Rennes le 1 er juillet 2015 devant le jury composé de : Yohan PAYAN DR, TIMC-IMAG, Grenoble / rapporteur Christophe LOHOU PU, Université d Auvergne / rapporteur Aline BEL-BRUNON MCU, LaMCoS, INSA Lyon / examinateur Antoine LUCAS PH, LTSI, CHU Rennes / examinateur Pascal HAIGRON PU, LTSI, Université de Rennes 1 / directeur de thèse Cemil GOKSU PDG, Therenva, Rennes / co-directeur de thèse Michel ROCHETTE Directeur technique, ANSYS France / membre invité

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3 Remerciements Je tiens tout d abord à remercier Pascal Haigron, mon directeur de thèse, pour son enseignement et pour la liberté qu il m a donnée afin de mener à bien ces travaux. Merci de m avoir permis de participer à la dynamique de recherche du LTSI et de travailler sur une thématique passionnante pendant ces années de thèse. Je remercie également Cemil Göksu de m avoir fait confiance et de m avoir accepté dans son entreprise. Ce cadre de travail privilégié a été essentiel pour réaliser ces travaux de recherche. Je voudrais remercier Yohan Payan et Christophe Lohou d avoir accepté d être rapporteurs de ma thèse et de l intérêt qu ils ont porté à mes travaux. Vos remarques et vos conseils ont été très bénéfiques pour la finalisation de ce document. Merci également à Aline Bel-Brunon d avoir accepté d être membre de mon jury de thèse. Je voudrais remercier Antoine Lucas de m avoir ouvert les portes du bloc opératoire. Merci de la confiance que tu m as accordée et en particulier, de m avoir permis de réaliser des essais sur tes patients. Ton enthousiasme et tes nombreuses remarques m ont également permis de ne pas perdre de vue les objectifs cliniques. Je tiens à remercier Michel Rochette de m avoir proposé un sujet de stage captivant pour mon projet de fin d études et de m avoir donné envie d aller plus loin en poursuivant ces travaux pendant cette thèse. Merci également d avoir continuellement suivi mes recherches tout au long de ces années. Ton intérêt pour les applications cliniques est très bénéfique pour la recherche industrielle. Je remercie également Adrien pour sa collaboration et son implication dans les travaux présentés dans ce document. Ta motivation a été un moteur pour moi et échanger avec toi, tout au long de nos thèses, fut un plaisir. Merci à Miguel de m avoir aidé à utiliser les fonctionnalités de la plateforme TherA-Image et à réaliser des essais au bloc opératoire. Je tiens également à remercier Flora et Juliette d avoir travaillé avec moi sur les simulations biomécaniques. Malgré les caprices du solveur, vous avez fait preuve de sang-froid et avez permis d accroitre le nombre de patients simulés. Je souhaite également courage et persévérance à Juliette pour la dernière partie de sa thèse. Je remercie également toute l équipe de Therenva : Florent, Laure, Laurent, Mathieu, Mathieu, Nicolas, Quentin, Sébastien, Simon, Sumiré et Vincent. La bonne ambiance quotidienne ainsi que les sorties extra-professionnelles ont contribué au bon déroulement de ma thèse. Merci également de votre aide et de vos conseils ainsi que de l intérêt que vous avez porté à mes travaux. Merci également à mes amis pour leur soutien, et en particulier à Nicolas d avoir suivi de près mon parcours pendant ces années de recherche. Enfin, je remercie infiniment mes parents, ma sœur et ma grand-mère pour leur soutien à toute épreuve durant ma thèse et plus généralement tout au long de mes études.

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5 Table des matières Introduction Contexte médical et problématique L anévrisme de l aorte abdominale Description de la pathologie Détection et diagnostic Options thérapeutiques et indications Le traitement endovasculaire Principe Endoprothèses Scénario opératoire Description générale Spécificités Complications Assistance au geste endovasculaire Planification préopératoire Visualisation de l examen préopératoire Analyse de l examen préopératoire Solutions logicielles pour la planification Description du logiciel de planification EndoSize Guidage peropératoire Systèmes d imagerie fluoroscopique Aide à la navigation Mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires Bilan et approches envisagées Adéquation des endoprothèses avec l anatomie du patient Prise en compte des déformations vasculaires Mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires Organisation de la thèse... 34

6 2 Modélisation des endoprothèses pour la planification préopératoire interactive Introduction Etat de l art Simulation des interactions endoprothèse / structure vasculaire Modélisation des corps déformables Approches géométriques Approches mécaniques Positionnement géométrique d un système d endoprothèses complet Introduction Approche géométrique basée sur les lignes centrales Modélisation des endoprothèses et de la structure vasculaire Formulation du positionnement Visualisation et interaction Résultats qualitatifs Cas d un système bifurqué Discussion et conclusion... 71

7 3 Simulation biomécanique des déformations vasculaires Introduction Etat de l art Recalage déformable Simulation des déformations vasculaires Modélisations biomécaniques Simulations de cathétérisme Données spécifiques au patient Géométrie Comportement mécanique Modélisation prédictive des déformations vasculaires Vue d ensemble de l approche proposée Description des outils Géométrie et maillage Comportement mécanique Description de la structure vasculaire Géométrie et maillage Comportement mécanique Conditions aux limites Précontrainte Modélisation des interactions outil-tissu Définition des contacts Simulation des déformations vasculaires Génération d un scanner déformé Recalage rigide géométrique Paramétrage du modèle Résultats Données expérimentales Recalage rigide géométrique Paramétrage du modèle biomécanique Evaluation de la prédictibilité du modèle biomécanique Discussion Perspectives Conclusion

8 4 Mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires Introduction Etat de l art du recalage 3D/2D Définitions Composants algorithmiques Recalage rigide 3D/2D des structures vasculaires Analyse de l état de l art Recalage 3D/2D iconique polyvalent Vue d ensemble de l approche proposée Prétraitement des données préopératoires Configuration géométrique peropératoire Estimation de la transformation initiale Recherche de la transformation optimale Mesure de similarité Mise en œuvre Résultats Données expérimentales Estimation de la transformation initiale Décomposition de la transformation Comparaison de mesures de similarité Evaluation de la méthode de recalage Assistance peropératoire Discussion Conclusion Conclusion Annexe Bibliographie Liste des publications

9 Liste des figures Figure 1.1 : Description anatomique de l aorte... 5 Figure 1.2 : Représentation tridimensionnelle du scanner préopératoire d'un patient... 7 Figure 1.3 : Vue sagittale du scanner préopératoire d'un patient Figure 1.4 : Etapes de la chirurgie ouverte... 9 Figure 1.5 : Modalités d imagerie préopératoire, peropératoire et postopératoire utilisées lors de la prise en charge du patient Figure 1.6 : Exemples de système bifurqué Figure 1.7 : Différents systèmes d endoprothèse Figure 1.8 : Insertion d un guide souple puis d un guide rigide Figure 1.9 : Etapes pour le positionnement d un corps bifurqué Figure 1.10 : Etapes du déploiement d un système d endoprothèses bifurqué Figure 1.11 : Endofuites de type I, II, III et IV Figure 1.12 : Visualisation du scanner préopératoire à l aide de coupes axiale, coronale et sagittale et d un rendu volumique par lancer de rayons Figure 1.13 : Repères anatomiques nécessaires pour le dimensionnement des endoprothèses dans EndoSize Figure 1.14 : Schéma indiquant les mesures anatomiques prises sur le scanner préopératoire du patient Figure 1.15 : Données extraites à l aide d EndoSize Figure 1.16 : Exemples de C-arm mobile et motorisé Figure 1.17 : Correction de la distorsion à l aide d une mire à géométrie connue Figure 1.18 : Projection du scanner préopératoire sur les images peropératoires à l aide du système «syngo InSpace 3D/3D Fusion» Figure 1.19 : Pose d un système complexe et d un système bifurqué guidée par une fusion d images réalisée à partir du scanner préopératoire Figure 1.20 : Guidage d une intervention en superposant le scanner préopératoire aux images fluoroscopiques Figure 1.21 : Positionnement des travaux de thèse dans le contexte du traitement endovasculaire de l AAA Figure 2.1 : Représentation de différents modèles d endoprothèse par des maillages surfaciques Figure 2.2 : Lignes centrales utilisées pour le positionnement des endoprothèses Figure 2.3 : Positionnement des nœuds de l endoprothèse autour de la ligne centrale de la structure vasculaire Figure 2.4 : Positionnement d un corps bifurqué dans la structure vasculaire Figure 2.5 : Positionnement d un ensemble complet d endoprothèses constitué d un corps bifurqué et de deux extensions iliaques Figure 2.6 : Exemple de positionnement d un système bifurqué complet (partie 1) Figure 2.7 : Exemple de positionnement d un système bifurqué complet (partie 2) Figure 2.8 : Exemple de positionnement d un système bifurqué complet (partie 3)

10 Figure 2.9 : Position de l extrémité distale d une extension iliaque par rapport à l ostium de l artère iliaque interne sur le scanner initial, le scanner déformé par le guide rigide et le scanner déformé par le porte-stent Figure 3.1 : Recalages déformables proposés par Göksu et al. et par Raheem et al Figure 3.2 : Simulation du déploiement d un stent dans une artère carotide Figure 3.3 : Simulation de la navigation d un guide dans des structures vasculaires complexes rigides Figure 3.4 : Vue d ensemble de l approche proposée pour la simulation biomécanique des déformations vasculaires Figure 3.5 : Modélisation d un guide rigide et d un porte-stent Figure 3.6 : Création du modèle biomécanique Figure 3.7 : Conditions aux limites du modèle de la structure vasculaire Figure 3.8 : Calcul de la forme précontrainte de l artère iliaque Figure 3.9 : Simulation des interactions entre les outils rigides et la structure vasculaire Figure 3.10 : Représentation par rendu volumique du scanner initial et du scanner déformé par un outil Figure 3.11 : Recalage rigide géométrique pour le recalage 3D/2D Figure 3.12 : Projection du guide simulé sur une image montrant le guide réel, avant et après l ajustement des paramètres du modèle biomécanique Figure 3.13 : Erreur de recalage pour les 18 patients Figure 3.14 : Projection de la structure vasculaire sur une image fluoroscopique montrant le guide rigide à l aide du maillage initial et déformé

11 Figure 3.15 : Projection de la structure vasculaire sur une image fluoroscopique montrant le guide rigide à l aide du scanner préopératoire et du scanner déformé Figure 3.16 : Calcul des déplacements appliqués aux nœuds de l outil lors de la correction de la simulation Figure 3.17 : Projection de l outil simulé sur une image fluoroscopique montrant l outil réel, avant et après correction de la simulation Figure 4.1 : Images fluoroscopiques et angiographies acquises au cours du traitement de différents patients Figure 4.2 : Configuration géométrique pour les stratégies de recalage 3D/2D par projection, rétroprojection et reconstruction Figure 4.3 : Méthode de recalage proposée par Miao et al. basée sur une image fluoroscopique et une image angiographique Figure 4.4 : Vue d ensemble de l approche proposée pour la mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires Figure 4.5 : Masque osseux et masque vasculaire issus d un scanner préopératoire Figure 4.6 : Configuration géométrique peropératoire utilisée pour le recalage Figure 4.7 : DRR générée avec le masque osseux d un scanner préopératoire et image de fluoroscopie du même patient Figure 4.8 : Méthode d initialisation du recalage Figure 4.9 : Estimation de la transformation initiale à partir de deux lignes Figure 4.10 : Détermination de la valeur du paramètre ω x pour la décomposition de la transformation Figure 4.11 : Détermination de la région d intérêt par tracé de polygones sur l image peropératoire Figure 4.12 : Erreur de projection induite par la décomposition de la transformation A en fonction de la distance au centre de rotation du volume Figure 4.13 : Erreur moyenne de projection induite par la décomposition de la transformation A en fonction de la valeur des paramètres de A et de la résolution angulaire r Figure 4.14 : Valeurs obtenues pour différentes mesures de similarité autour de la transformation optimale en faisant varier deux paramètres de translation Figure 4.15 : Taux de réussite du recalage pour la méthode proposée et la méthode de Powell en fonction de l erreur de projection initiale Figure 4.16 : Utilisation de l approche proposée au cours d une intervention EVAR

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13 Liste des tableaux Tableau 3.1 Caractéristiques anatomiques des patients inclus pour le paramétrage et l évaluation du modèle biomécanique Tableau 3.2 Nombre d images peropératoires acquises pour le paramétrage et l évaluation du modèle biomécanique Tableau 3.3 Erreur de simulation du guide pour le groupe d apprentissage après paramétrage manuel (en mm) Tableau 3.4 Erreur de simulation du guide pour le groupe d apprentissage avec le modèle adaptatif (en mm) Tableau 3.5 Erreur de simulation du guide pour le groupe de test avec le modèle adaptatif (en mm) Tableau 3.6 Erreur de simulation du porte-stent pour le groupe de test avec le modèle adaptatif (en mm) Tableau 4.1 Paramètres utilisés lors des phases d optimisation Tableau 4.2 Caractérisation des mesures de similarité obtenue à l aide de la méthode proposée par Skerl Tableau 4.3 Erreurs de recalage mesurées pour différentes incidences obliques, pour un recalage effectué à partir d un angle oblique de 0 avec l approche proposée Tableau 4.4 Erreurs de recalage mesurées pour différentes incidences obliques, pour un recalage effectué à partir d un angle oblique de 0 avec la méthode de Powell Tableau 4.5 Nombre de DRR générées et temps de calcul pour l approche proposée et la méthode de Powell Tableau 4.6 Scènes peropératoires issues des données du groupe 2. Les structures visibles sont la structure vasculaire ou la structure osseuse avec différents outils insérés

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15 Introduction Depuis ces dernières décennies, les gestes chirurgicaux s orientent vers des traitements de moins en moins invasifs visant à limiter le traumatisme opératoire subi par le patient. Ces pratiques tiennent désormais une place importante dans l arsenal thérapeutique des cliniciens en constituant une réelle alternative à la chirurgie ouverte conventionnelle. Dans le domaine de la chirurgie vasculaire, ces traitements consistent généralement à conduire par voie endovasculaire un dispositif médical jusqu à la région d intérêt dans le but d interagir avec les tissus pathologiques [1]. La complexité de ce type de procédure, l évolution rapide des dispositifs ainsi que l utilisation d une imagerie interventionnelle, le plus souvent bidimensionnelle et projective, pour contrôler le geste opératoire posent encore des difficultés pour la mise en œuvre de ces pratiques. Parmi les pathologies vasculaires, l Anévrisme de l Aorte Abdominale (AAA) constitue l anévrisme de l aorte le plus fréquent. Il est défini comme une dilatation permanente et localisée de l aorte dont le risque évolutif majeur est la rupture de la paroi vasculaire [2]. Son traitement peut être effectué par voie endovasculaire et consiste alors à déployer un ensemble d endoprothèses au niveau de la zone anévrismale afin de recanaliser le flux sanguin à l intérieur des endoprothèses. Cette procédure minimalement invasive possède des avantages en matière de taux de succès à court terme, de morbidité peropératoire et de durée d hospitalisation [3][4] mais présente toutefois un certain nombre d inconvénients. La stratégie opératoire doit être définie en prenant en compte les spécificités anatomiques et physiologiques du patient. Plus particulièrement, les endoprothèses déployées lors de l intervention nécessitent d être parfaitement adaptées à la forme de la structure vasculaire. Dans la pratique actuelle, le choix des endoprothèses s appuie principalement sur une mesure des dimensions caractéristiques de la structure vasculaire, réalisée le plus souvent à partir d un scanner préopératoire [5]. Toutefois, sans une modélisation explicite des endoprothèses, les mesures ne permettent pas d anticiper parfaitement leur positionnement ou leur adéquation à la structure vasculaire une fois déployées. Par ailleurs, les protocoles existants pour le suivi du geste opératoire présentent certaines faiblesses liées à l utilisation de l angiographie et de la fluoroscopie. Bien que la fluoroscopie permette de suivre la progression des outils endovasculaires avec une bonne résolution spatiale et temporelle, l angiographie ne permet d opacifier la structure vasculaire que momentanément à l aide d une injection de produit de contraste. En raison de leurs effets iatrogènes, les doses de produit de contraste et de rayons X reçues par le patient doivent également être minimisées. D autre part, la nature projective de ces modalités d imagerie bidimensionnelle peut causer des erreurs de localisation pouvant mener à des complications plus ou moins importantes voire à la nécessité d interventions secondaires. Enfin, la structure vasculaire étant par nature déformable, elle subit des déformations importantes lors de l insertion des outils rigides avant le déploiement des endoprothèses. Les interactions entre les outils et la structure vasculaire peuvent modifier la longueur des segments artériels et déplacer les repères anatomiques par rapport à la configuration anatomique visible sur le scanner préopératoire. Une mauvaise estimation de ces déformations peut entraîner un choix d endoprothèses inadapté et provoquer des erreurs de localisation au cours de l intervention.

16 2 Introduction Les évolutions permanentes (diversification, complexification) des dispositifs endovasculaires associées aux limites de l'imagerie interventionnelle, font apparaître de nouveaux besoins en termes d'assistance aux procédures endovasculaires modernes, notamment dans les cas d'anatomies complexes. Les Gestes Médico-Chirurgicaux Assistés par Ordinateur (GMCAO) entendent contribuer à l amélioration des procédures interventionnelles en proposant des solutions d assistance pour la planification et la réalisation des actions diagnostiques et thérapeutiques. Les approches proposées sont généralement basées sur l exploitation et la combinaison de données médicales multimodales et de connaissances a priori. Des solutions d assistance s appuyant sur cette approche permettent d aider les cliniciens à optimiser une procédure au regard de certains critères, à naviguer avec les instruments chirurgicaux dans l anatomie du patient et à apprécier la qualité du geste opératoire [6] [7]. Malgré les progrès réalisés, la diffusion efficace et opérationnelle de ces approches reste limitée et inégale en fonction des disciplines et techniques thérapeutiques. Ces solutions sont encore rares en chirurgie vasculaire. L'un des défis reste l'utilisation de ces moyens sur des structures anatomiques déformables. Dans ce contexte, les technologies d'assistance doivent évoluer vers une meilleure intégration des données multimodales et modélisations anatomo-fonctionnelles. Elles doivent permettre de définir des solutions compatibles avec le workflow clinique et de restituer l'information pertinente au travers d'interfaces ergonomiques de réalité mixte / augmentée. L objectif de cette thèse est de contribuer à l'élaboration de solutions d'aide à la décision, à destination des cliniciens, pour la planification et la réalisation d une procédure EVAR. L approche envisagée s inscrit dans la démarche GMCAO et consiste à proposer des modèles de positionnement et de déformation en les combinant aux données d imagerie préopératoire et peropératoire. Afin de planifier l intervention et de choisir les endoprothèses qui seront déployées, des solutions logicielles plus ou moins dédiées sont utilisées dans la pratique courante. Leurs fonctionnalités se limitent toutefois à la visualisation du scanner préopératoire et à la mesure des dimensions caractéristiques de la structure vasculaire. L intégration d une simulation du scénario opératoire, et en particulier du positionnement des endoprothèses dans la structure vasculaire, pourrait permettre une meilleure anticipation de la procédure et une vérification de la pertinence des options thérapeutiques sélectionnées. Par ailleurs, la prise en compte des déformations vasculaires pourrait également permettre de vérifier l adéquation des endoprothèses à la structure vasculaire dans sa configuration peropératoire, c est-àdire juste avant le déploiement. Concernant la réalisation du geste opératoire, une approche basée sur la réalité augmentée pourrait être envisagée afin de faciliter la localisation des outils dans la structure vasculaire. Elle permettrait d enrichir les images fluoroscopiques par des données préopératoires renseignant sur la position des repères anatomiques. Toutefois, la mise en œuvre de ce type d approche nécessite d aligner préalablement les référentiels préopératoire et peropératoire au moyen d une procédure de recalage. Malgré les travaux reportés à ce sujet, la mise au point d une méthode compatible avec les contraintes du bloc opératoire reste un problème non résolu. D autre part, la structure vasculaire étant dans un état de déformation entre les phases préopératoire et peropératoire, la mise en correspondance de ces données pose également la question de l intégration des déformations vasculaires. Les travaux réalisés dans le cadre de cette thèse s attachent à proposer de nouvelles solutions d assistance afin de contribuer à l amélioration du traitement endovasculaire de l AAA en matière d optimisation de la stratégie opératoire et de sécurisation du geste interventionnel. Ces considérations sont

17 Introduction 3 au cœur des préoccupations de l entreprise Therenva qui propose des outils logiciels pour la planification et la réalisation d interventions endovasculaires. Ces travaux de recherche s inscrivent donc naturellement dans la conception de solutions innovantes qui pourront, à court ou moyen terme, être proposées aux cliniciens. Les contributions apportées portent sur la planification du positionnement des endoprothèses dans la structure vasculaire, la simulation et la prise en compte des déformations vasculaires peropératoires et la mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires. Ce document de thèse s articule en quatre chapitres. Une présentation du contexte clinique et des questions abordées dans ces travaux de recherche est donnée dans le premier chapitre. Le deuxième chapitre présente les solutions proposées pour simuler le positionnement des endoprothèses dans la structure vasculaire. Le troisième chapitre détaille la construction, le paramétrage et l évaluation d un modèle biomécanique permettant de simuler les interactions entre les outils rigides et la structure vasculaire. Enfin, le quatrième chapitre décrit une méthode de recalage polyvalente, utilisable pour une solution d assistance basée sur la réalité augmentée et compatible avec les contraintes du bloc opératoire. Pour finir, une conclusion générale est donnée à la fin du document.

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19 1 Contexte médical et problématique Ce premier chapitre a pour objectif de présenter le contexte clinique de cette thèse. Il s attache tout d abord à décrire l anatomie de l aorte et le traitement endovasculaire de l Anévrisme de l Aorte Abdominale (AAA). Dans un second temps, il est consacré à une analyse des travaux reportés sur l assistance préopératoire et peropératoire afin d identifier les questions abordées dans ces travaux de recherche et présenter l approche envisagée. 1.1 L anévrisme de l aorte abdominale Description de la pathologie Aorte abdominale L aorte est la plus grande artère du système cardiovasculaire (figure 1.1). Elle reçoit le sang oxygéné propulsé par le cœur et le distribue à l ensemble de l organisme à l aide du réseau artériel. Sa racine prend naissance au niveau de la valve aortique, située à la sortie du ventricule gauche du cœur. Elle commence par s élever verticalement en formant l aorte ascendante, puis elle décrit une courbe appelée crosse aortique et redescend vers l abdomen en formant l aorte descendante. Figure 1.1 : Description anatomique de l aorte (d après L aorte ascendante se ramifie dès la sortie du cœur pour former les deux artères coronaires qui alimentent le muscle cardiaque en sang oxygéné. Trois artères naissent de la crosse aortique : le tronc artériel brachio-céphalique, l artère carotide commune gauche et l artère sous-clavière gauche. Ces

20 6 1. Contexte médical et problématique artères continuent ensuite à se diviser et amènent le sang vers la tête et les membres supérieurs. L aorte descendante traverse le thorax et l abdomen et peut être décomposée en deux parties, l aorte thoracique et l aorte abdominale. L aorte thoracique donne naissance à différentes artères collatérales telles que les artères intercostales et se prolonge en dessous du diaphragme jusqu à l aorte abdominale. L aorte abdominale donne naissance à deux artères digestives, le tronc cœliaque et l artère mésentérique supérieure, puis aux deux artères rénales qui acheminent en moyenne 20% du débit cardiaque vers les reins à des fins de filtration. L aorte abdominale dessert une troisième artère digestive, l artère mésentérique inférieure, puis forme la bifurcation aortique en se divisant en deux artères iliaques communes. Les artères iliaques communes se divisent ensuite au niveau de l articulation sacro-iliaque du bassin en formant les bifurcations iliaques et en donnant naissance aux artères iliaques internes et externes. Les artères iliaques externes se prolongent jusqu aux artères fémorales afin d acheminer le sang oxygéné vers les membres inférieurs. Anévrisme L anévrisme de l aorte abdominale (AAA) est une dilatation localisée et permanente de l aorte abdominale de plus de 50% du diamètre attendu [2] (figure 1.2). La modification de la forme de l aorte abdominale entraîne généralement une perturbation du flux sanguin et la formation dans le sac anévrismal d'un caillot sanguin appelé thrombus. Le risque évolutif majeur est l augmentation du volume de l AAA jusqu à la rupture de la paroi aortique. La vitesse d expansion d un AAA augmente avec la taille de l anévrisme et est estimée entre 0.1 cm et 0.8 cm par an [8]. Le risque de rupture augmente fortement avec l accroissement de la taille de l AAA bien que des ruptures soient également observées pour des anévrismes de taille modeste. La rupture entraîne une morbidité et une mortalité très importantes avec un taux de décès souvent supérieur à 80% [9][10]. Les symptômes d une rupture d anévrisme se manifestent brusquement et beaucoup de patients avec un AAA rompu n ont pas la possibilité d être pris en charge suffisamment rapidement pour bénéficier d une intervention chirurgicale. Pour ceux qui ont la chance d atteindre un centre hospitalier, le taux de survie est à peine de 50%. Les causes de la formation d un AAA ne sont pas encore très bien connues. Elles étaient initialement attribuées à une accumulation importante de dépôts lipidiques sur la paroi de l aorte abdominale. De nos jours, l AAA est considéré comme une maladie multi-factorielle et dégénérative provoquée par une altération de la composition et du comportement mécanique de la paroi aortique ainsi que par une modification des sollicitations hémodynamiques [11]. La dilatation de l aorte abdominale peut être déclenchée par une diminution de la quantité de fibres d élastine dans la paroi abdominale (jusqu à 90% de perte) et éventuellement par une perte de muscles lisses. L augmentation de la concentration de collagène et l effet de protéases favorisent ensuite l accroissement de la dilatation. A terme, la perte d élasticité et l amincissement de la paroi, provoqués par ces modifications constitutionnelles, entraînent une fragilisation pouvant mener à la rupture de l anévrisme. Le rôle du thrombus n est pas clairement déterminé. Il pourrait contribuer à la fragilisation de la paroi vasculaire en augmentant les interactions entre la paroi et les protéases responsables de la croissance de l anévrisme [12]. A l inverse, il pourrait aussi agir comme une barrière mécanique et réduire les contraintes pariétales subies par la paroi anévrismale lors du passage du flux sanguin pulsé. La modélisation de la croissance d un anévrisme est aujourd hui une thématique de recherche active [13] [14] [15]. La compréhension des phénomènes impliqués pourrait permettre de prédire, avec une meilleure précision, l évolution d un AAA et le risque de rupture associé.

21 1.1 L anévrisme de l aorte abdominale 7 Figure 1.2 : Représentation tridimensionnelle du scanner préopératoire d'un patient Les AAA concernent particulièrement les hommes de plus de 60 ans. La prévalence varie entre 4% et 7% selon les études reportées dans la littérature [16][17][18] alors que chez la femme, elle est environ égale à 0.5% [19]. Le taux de rupture est toutefois significativement supérieur chez la femme. Les raisons de cette différence restent méconnues, même si elles pourraient s expliquer par un diamètre aortique naturellement inférieur et un rôle préventif des hormones féminines [20]. Les principaux facteurs de risque de développer un AAA sont un âge avancé, le genre masculin, le tabagisme et les antécédents familiaux d AAA [9]. Des études ont également mis en évidence l impact de facteurs supplémentaires, parmi lesquels l appartenance ethnique, plusieurs autres pathologies cardiovasculaires comme l athérosclérose et l hypertension ainsi que la présence de certains gênes [21]. Une revue de l impact de chacun de ces facteurs est disponible dans la littérature [11] Détection et diagnostic La plupart des AAA sont asymptomatiques et sont découverts accidentellement au cours d un examen clinique de routine ou d un examen d imagerie médicale prescrit pour une autre indication. Une grande partie des anévrismes peuvent être détectés en découvrant, par palpation de l abdomen, une masse pulsatile. Cependant, la sensibilité de cet examen est limitée, en particulier pour les patients en surcharge pondérale ou obèses. Selon la morphologie du patient, même les anévrismes de taille importante peuvent être difficiles voire impossibles à détecter par palpation. Plusieurs modalités d imagerie permettent de détecter et de visualiser un AAA. L échographie Doppler est l examen de choix pour le dépistage. Rapide, peu onéreux et non invasif, il permet de mesurer le diamètre maximal de l aorte. Il offre également la possibilité de rechercher des anévrismes iliaques, fémoraux ou poplités parfois associés à l AAA. Comme il présente une forte sensibilité (94% à 100%) et une forte spécificité (98% à 100%) [22], des campagnes de dépistage pour les populations à risque sont encouragées, notamment par la Haute Autorité de Santé.

22 8 1. Contexte médical et problématique Lorsque le risque de rupture est suffisamment élevé pour justifier une intervention chirurgicale, un examen préopératoire est réalisé afin de planifier le geste opératoire. Le scanner et, dans une moindre mesure, l IRM sont les modalités d imagerie utilisées pour effectuer cette planification [23]. Ils permettent d obtenir une image tridimensionnelle de la zone anatomique d intérêt. Dans la pratique courante, le scanner est l examen de référence, notamment en raison de sa plus grande disponibilité. Il consiste à émettre des rayons X depuis une source vers des récepteurs et à mesurer le degré d absorption des rayons X par les tissus. Afin de pouvoir visualiser la structure vasculaire, un produit de contraste iodé est injecté avant l examen pour augmenter le degré d absorption des rayons X par les tissus vasculaires. Le scanner permet de confirmer le diagnostic de la pathologie et de préciser la localisation et l étendue de l anévrisme. Dans une deuxième phase, il permet de déterminer quelles sont les options thérapeutiques envisageables pour le patient. Un certain nombre de mesures peuvent être prises pour quantifier les caractéristiques géométriques (longueur, diamètre, angulation ) de la structure vasculaire. La qualité de la paroi artérielle peut également être estimée, notamment en observant la présence de calcifications et de plaques d athérome (figure 1.3). Ces éléments permettent de confirmer la faisabilité de l option thérapeutique envisagée. Figure 1.3 : Vue sagittale du scanner préopératoire d'un patient (rendu par projection de l intensité maximale) Options thérapeutiques et indications Deux options thérapeutiques sont couramment utilisées pour traiter un AAA : la chirurgie ouverte et le traitement endovasculaire [24] [25]. La chirurgie ouverte est le traitement historique alors que le traitement endovasculaire, apparu plus récemment, est une alternative minimalement invasive. Chirurgie ouverte La chirurgie ouverte de l AAA consiste à remplacer la partie anévrismale de l aorte par une prothèse chirurgicale (figure 1.4). Une large incision est effectuée au niveau de l abdomen du patient afin d accéder à l anévrisme et la circulation sanguine est interrompue par un clampage en amont et en aval.

23 1.1 L anévrisme de l aorte abdominale 9 Le sac anévrismal est mis à plat puis la prothèse est cousue à la structure vasculaire en amont et en aval de l AAA. Le sac anévrismal est ensuite refermé autour de la prothèse et la circulation sanguine est rétablie. Traitement endovasculaire Le traitement endovasculaire consiste à insérer par voie endovasculaire et à déployer une ou plusieurs endoprothèses dans la structure vasculaire dans le but d exclure l anévrisme en recanalisant le flux sanguin. Contrairement à la chirurgie ouverte, la zone d abord se limite à une incision minimale réalisée dans les artères fémorales afin de permettre l insertion des outils. Le déroulement du traitement endovasculaire est détaillé plus précisément dans la suite du document (cf. section 1.2). Indication Figure 1.4 : Etapes de la chirurgie ouverte (d après Amblard [26]). Le choix du traitement doit être fait conjointement par le patient et le médecin en prenant en compte différents éléments, parmi lesquels la taille et la morphologie de l anévrisme, l âge et l espérance de vie du patient, l éligibilité du patient à la chirurgie ouverte ainsi que les bénéfices et les risques à court et long terme liés à l acte chirurgical. Le traitement endovasculaire présente l avantage, par son caractère minimalement invasif, de diminuer de manière significative le traumatisme subi par le patient lors de l intervention. Il est donc recommandé pour les patients fragiles qui présentent un risque chirurgical élevé ou qui ne peuvent pas supporter une chirurgie ouverte. Toutefois, ce traitement est seulement envisageable pour les patients qui répondent à un certain nombre de critères anatomiques. Ces critères sont des recommandations à respecter pour favoriser la réussite du traitement. En particulier, l anatomie correspondant aux zones de contact entre les endoprothèses et la structure vasculaire doit être favorable pour garantir une bonne fixation des dispositifs. Les critères dépendent également du matériel endovasculaire utilisé, le diamètre des artères devant être suffisamment grand pour permettre le passage des outils. Ces critères sont en constante évolution et tendent à devenir moins restrictifs, principalement en raison de l expérience accumulée par les cliniciens et de l amélioration des dispositifs endovasculaires. Caractéristiques Le traitement endovasculaire présente des avantages en matière de taux de succès à court terme, de morbidité peropératoire et de durée d hospitalisation par rapport à la chirurgie ouverte [27]. D après une étude comparative [28], le taux de mortalité peropératoire ou à 30 jours est significativement plus faible pour le traitement endovasculaire (1.3% contre 4.7% pour la chirurgie ouverte). Toutefois, cette différence s amenuise avec le temps : le taux de mortalité devient similaire 2 ans après l intervention (14.3% contre 15.2%). Cette évolution peut s expliquer par un taux de complications et de réinterventions plus élevé pour le traitement endovasculaire. Les taux de mortalité reportés dans la littérature

24 10 1. Contexte médical et problématique varient en fonction des équipes médicales [29] [30] [31]. Une étude a montré que le taux de mortalité est plus faible pour les équipes médicales ayant un volume chirurgical important [32]. Cette observation peut s expliquer par l exigence technique du traitement de l AAA et par l évolution rapide des dispositifs endovasculaires. 1.2 Le traitement endovasculaire Principe La prise en charge du patient dans le cadre du traitement endovasculaire de l AAA est constituée de la planification de l intervention, de la réalisation du geste opératoire et du suivi post-opératoire (figure 1.5). La planification consiste à étudier le scanner préopératoire du patient afin de choisir une stratégie opératoire adaptée à son anatomie et à son état physiologique. Le choix des endoprothèses qui seront déployées pendant l intervention est effectué après avoir pris une série de mesures de la structure vasculaire du patient. L intervention consiste à déployer les endoprothèses sélectionnées à l endroit prévu pendant la planification. Les endoprothèses sont initialement comprimées dans un lanceur appelé porte-stent afin de pouvoir être acheminées jusqu au site de déploiement en passant par l artère fémorale et l artère iliaque commune. Lorsqu une endoprothèse est libérée de son porte-stent, elle tend à reprendre sa forme initiale et entre en contact avec la structure vasculaire ou une autre endoprothèse déjà déployée. Sous réserve d un bon dimensionnement, elle exerce une force radiale suffisante pour se maintenir en place au niveau des zones de fixation, c est-à-dire au niveau des zones de contact entre l endoprothèse et la structure vasculaire. Dans la plupart des cas, plusieurs endoprothèses sont déployées de manière à constituer un ensemble d endoprothèses qui permet de diriger le flux sanguin de l aorte sous-rénale aux artères iliaques communes. Plusieurs types d endoprothèses, avec des propriétés mécaniques et des niveaux d étanchéité différents, sont disponibles. Le suivi post-opératoire est réalisé en contrôlant l évolution du sac anévrismal et des endoprothèses déployées à l aide d examens d imagerie médicale effectués régulièrement après l intervention. Le scanner et l échographie sont les examens les plus utilisés. Ils permettent de détecter les éventuelles complications pouvant survenir à plus ou moins court terme.

25 1.2 Le traitement endovasculaire 11 Figure 1.5 : Modalités d imagerie préopératoire (à gauche), peropératoire (au centre) et postopératoire (à droite) utilisées lors de la prise en charge du patient Endoprothèses La plupart des modèles d endoprothèse sont déclinés en différentes tailles (diamètre, longueur) pour répondre aux exigences imposées par les différences morphologiques observées chez les patients. Il est possible de diviser ces endoprothèses en quatre catégories : les systèmes bifurqués, les systèmes complexes, les systèmes bi-aorto-uni-iliaques et les systèmes multicouches. Système bifurqué Un système bifurqué est composé d un corps principal bifurqué et d une ou plusieurs extensions iliaques. Ces endoprothèses sont généralement constituées d un support métallique, appelé stent, et d un revêtement semi-perméable en textile. Le stent peut être fabriqué en acier inoxydable ou en différents alliages (nickel-titane pour le Nitinol, cobalt-chrome-nickel pour l Elgiloy). Le revêtement est généralement fabriqué en polyéthylène téréphtalate ou en polytétrafluoroéthylène. Ces deux éléments sont assemblés par des sutures, le stent et le revêtement apportant respectivement la rigidité et l étanchéité à l endoprothèse. Le corps bifurqué possède une forme cylindrique qui se divise ensuite en deux cylindres de plus faible diamètre appelés jambages. Il est prévu pour être déployé en amont de l anévrisme, au niveau de la région située entre les artères rénales et le début de l anévrisme. Cette région est appelée collet et doit être suffisamment longue pour permettre une bonne fixation du corps bifurqué. Le diamètre principal du corps bifurqué doit être légèrement supérieur à celui du collet pour que la force radiale exercée par l endoprothèse soit suffisante pour garantir la fixation et l étanchéité en amont de l anévrisme [33]. Les extensions iliaques sont des endoprothèses tubulaires qui permettent de prolonger le corps bifurqué vers les artères iliaques communes. La partie proximale de ces endoprothèses est déployée à l intérieur des jambages du corps bifurqué. La partie distale est déployée au niveau des artères iliaques communes et assure l étanchéité en aval de l anévrisme. Le diamètre des extensions iliaques est choisi de manière à être supérieur à celui des jambages du corps bifurqué en amont et supérieur à celui des artères iliaques communes en aval. Une ou plusieurs extensions iliaques peuvent éventuellement être ajoutées à la suite des premières extensions iliaques. Les endoprothèses Anaconda (Vascutek), AneuRx (Medtronic), Endurant (Medtronic), Excluder (Gore), Powerlink (Endologix), Talent (Medtronic) et Zenith (Cook) sont des représentants de cette

26 12 1. Contexte médical et problématique catégorie (figure 1.6). Chaque modèle possède ses propres spécificités : matériau des stents et du revêtement, nombre de stents, motif des stents, présence de crochets de fixation Les systèmes bifurqués étant les systèmes les plus utilisés dans la pratique courante, leur protocole de pose est, d une manière générale, bien maîtrisé par la communauté médicale. Toutefois, les fabricants élaborent et proposent constamment de nouveaux modèles d endoprothèse en s attachant à améliorer les performances, notamment en matière de risque de migration et de conformabilité à l anatomie du patient. Les cliniciens ont alors peu de temps pour intégrer les spécificités des nouveaux modèles dans leur pratique. Figure 1.6 : Exemples de système bifurqué. A) AneuRx (Medtronic). B) Gore Excluder (Gore). C) Powerlink (Endologix). D) Zenith (Cook) (d après Baril et al. [34]). Système complexe Les systèmes complexes, dédiés aux anatomies difficiles, regroupent les endoprothèses fenêtrées et branchées (figure 1.7). Ce sont des modules similaires à ceux utilisés pour les systèmes bifurqués mais prévus pour être déployés au niveau des artères collatérales situées en amont de l anévrisme (tronc coeliaque, artère mésentérique supérieure et artères rénales). Des ouvertures (fenêtres pour les endoprothèses fenêtrées et branches pour les endoprothèses branchées) sont réalisées dans le revêtement de l endoprothèse afin de diffuser le sang vers les artères collatérales. Ces ouvertures sont réalisées surmesure afin de garantir un bon alignement lors de la pose de l endoprothèse entre chaque ouverture et le départ de l artère collatérale associée. Ces modules sont utilisés lorsque l anatomie du patient n est pas favorable, en particulier lorsque le collet est trop court (endoprothèse fenêtrée) ou anévrismal (endoprothèse branchée). Leur utilisation permet d étendre l indication du traitement endovasculaire à des patients qui ne pourraient pas en bénéficier avec un système bifurqué. La difficulté de la procédure, notamment en matière de cathétérisme et de localisation, restreint toutefois la pose de ces systèmes à un nombre réduit de cliniciens spécialisés. Système bi-aorto-uni-iliaque Le système bi-aorto-uni-iliaque est constitué de deux endoprothèses tubulaires permettant d assurer le transport du sang du collet de l anévrisme jusqu aux artères iliaques communes (figure 1.7). Actuellement, cette catégorie est exclusivement représentée par l endoprothèse Nellix (Endologix). Cette endoprothèse innovante présente la particularité de disposer d un sac attaché à la surface externe du revêtement. Après le déploiement des deux endoprothèses tubulaires, un polymère est injecté dans

27 1.2 Le traitement endovasculaire 13 le sac de chaque endoprothèse jusqu à ce que les sacs occupent la totalité de la lumière vasculaire au niveau de l anévrisme. Le polymère permet d assurer l étanchéité en amont et en aval de l anévrisme et de consolider la paroi vasculaire fragilisée. Les perspectives envisageables avec ce système sont principalement une réduction du risque d endofuite et de migration par rapport à un système bifurqué classique [35]. Toutefois, les premières études cliniques n ont été initiées que récemment. Ce système soulève par ailleurs plusieurs questions, notamment en matière de quantité de polymère à injecter et de durabilité du traitement à long terme. Figure 1.7 : Différents systèmes d endoprothèse. a) Système bi-aorto-uni-iliaque Nellix (Endologix, b) Système multicouche (Cardiatis, c) Module fenêtré constitué de fenêtres pour les deux artères rénales et l artère mésentérique supérieure (Cook, Système multicouche De par leur conception, les systèmes multicouches sont radicalement différents des endoprothèses présentées précédemment. Ce sont des modulateurs de flux qui ne disposent pas de revêtement et qui sont constitués par une structure métallique finement tressée et poreuse (figure 1.7). Ces endoprothèses modifient l écoulement sanguin de manière à limiter les sollicitations mécaniques de la paroi anévrismale. Comme ces endoprothèses ne sont pas couvertes de textile, elles présentent l avantage de conserver la perméabilité des artères collatérales. Par ailleurs, en modifiant l écoulement sanguin, elles ont pour objectif de favoriser la création de thrombus jusqu à ce que l espace restant entre l endoprothèse et la paroi anévrismale soit remplie. Les performances de ce système relativement nouveau demandent toutefois d être évaluées à l aide d études cliniques supplémentaires. La communauté médicale s interroge notamment sur le comportement du sac anévrismal au regard de la perméabilité de l endoprothèse [36] Scénario opératoire Description générale Le traitement endovasculaire de l AAA est réalisé au bloc opératoire par une équipe médicale spécialisée. L intervention est réalisé sous contrôle fluoroscopique à l aide d un système d imagerie peropératoire 2D à rayons X appelé C-arm. Comme les images fluoroscopiques peuvent être acquises à une cadence de plusieurs images par seconde, elles permettent de suivre les gestes opératoires en

28 14 1. Contexte médical et problématique temps réel. La structure osseuse, les outils endovasculaires et parfois une partie des tissus mous (système digestif) sont visibles sur ces images. Pour visualiser la structure vasculaire, une angiographie peropératoire doit être réalisée en injectant du produit de contraste. Les étapes du traitement endovasculaire similaires pour chaque système d endoprothèses sont décrites dans cette section alors que les spécificités propres à chaque modèle sont présentées dans la section suivante. Préparation du patient La procédure débute par la préparation (positionnement sur la table de chirurgie, asepsie ) et l anesthésie du patient. Le chirurgien prépare ensuite les voies d abord en ponctionnant les artères fémorales gauche et droite. Cathétérisme vasculaire La progression des outils dans la structure vasculaire est observée par l intermédiaire de l imagerie peropératoire. La zone anatomique visible sur les images fluoroscopiques étant limitée, la pose du C- arm (translation, angle) est régulièrement ajustée pour visualiser l insertion progressive des outils. Pour commencer, un guide souple est inséré dans chaque artère fémorale et est introduit jusqu à l aorte ascendante. Les artères fémorales et iliaques communes étant par nature tortueuses, il est nécessaire de rendre ces artères plus rectilignes avant d introduire le porte-stent (figure 1.8). Un guide rigide de type Lunderquist (Cook) est utilisé à cet effet. Pour introduire ce guide rigide, un cathéter est d abord inséré par coulissement autour du guide souple. Le guide souple est retiré du cathéter puis le guide rigide est inséré à l intérieur du cathéter jusqu à l aorte ascendante. Figure 1.8 : Insertion d un guide souple (à gauche) puis d un guide rigide (à droite). La zone délimitée par les traits pointillés verts a subi des déformations anatomiques importantes lors de l insertion du guide rigide. Positionnement du porte-stent Le porte-stent contient l endoprothèse comprimée et dispose d un mécanisme de déploiement pour libérer l endoprothèse dans la structure vasculaire. Il est inséré autour du guide rigide de l artère fémorale jusqu au site de déploiement (figure 1.9). Comme son diamètre est souvent similaire à celui des artères, l insertion doit être réalisée avec précaution afin d éviter d endommager la paroi vasculaire.

29 1.2 Le traitement endovasculaire 15 Le positionnement du porte-stent au regard de la structure vasculaire et des éventuelles endoprothèses déjà déployées est critique. Il est réalisé à l aide des marqueurs radio-opaques qui sont fixés sur le revêtement des endoprothèses et visibles sur les images fluoroscopiques. Ces marqueurs indiquent en particulier les limites du revêtement de l endoprothèse. La position du porte-stent doit être ajustée de manière à ce qu après déploiement, le revêtement ne recouvre pas l ostium des artères collatérales. Lorsqu une endoprothèse est déployée à la suite d une autre endoprothèse, une zone de recouvrement entre les deux endoprothèses doit également être assurée. A ce moment de l intervention, une angiographie est réalisée pour visualiser la structure vasculaire. Cette angiographie de référence peut ensuite être superposée aux images fluoroscopiques courantes (mode roadmap) afin de guider le positionnement du porte-stent. L utilisation de l angiographie de référence implique de ne plus modifier la pose du C-arm jusqu au déploiement de l endoprothèse.

30 16 1. Contexte médical et problématique Figure 1.9 : Etapes pour le positionnement d un corps bifurqué. a) Insertion du porte-stent jusqu au site de déploiement (extrémité proximale du revêtement en orange). b) Angiographie pour révéler la position des artères rénales (ostium des artères rénales en vert). c) Ajustement de la position du porte-stent pour que l extrémité proximale du revêtement soit située en dessous de l artère rénale la plus basse. d) Retrait progressif de la gaine du porte-stent pour libérer l endoprothèse (extrémité proximale de la gaine en bleu). e) Arrêt temporaire du déploiement de l endoprothèse. f) Angiographie pour vérifier que la circulation sanguine vers les artères rénales est toujours possible. Le déploiement est ensuite poursuivi jusqu à la complète libération de l endoprothèse.

31 1.2 Le traitement endovasculaire 17 Déploiement de l endoprothèse Lorsque la position du porte-stent est satisfaisante, l endoprothèse est progressivement libérée de la gaine du porte-stent (figure 1.10). Si l endoprothèse est auto-expansible, elle tend à reprendre sa forme initiale sous l effet de forces radiales. Dans le cas contraire, un ballon est utilisé afin de décomprimer l endoprothèse. Quand l ensemble des endoprothèses sont déployées, un ballon peut également être utilisé afin d améliorer l étanchéité en amont et en aval de l anévrisme et au niveau de chaque zone de recouvrement. Une angiographie est parfois réalisée avant la fin du déploiement de certaines endoprothèses (corps bifurqué) afin de vérifier que le sang se diffuse toujours vers les artères collatérales. Dans le cas contraire, le clinicien dispose d une marge de manœuvre limitée pour ajuster la position de l endoprothèse. Contrôle final Une angiographie est réalisée à la fin de l intervention afin de vérifier que le sang est toujours diffusé vers les artères collatérales. Cette angiographie permet également de détecter les éventuelles complications, en particulier les endofuites. En fonction des résultats observés, les cliniciens peuvent déclarer la fin de la procédure ou envisager un geste opératoire supplémentaire. Figure 1.10 : Etapes du déploiement d un système d endoprothèses bifurqué (Cook, a) Anévrisme de l Aorte Abdominale b) Insertion d un porte-stent et début du déploiement du corps bifurqué c) Fin du déploiement du corps bifurqué et insertion d un guide rigide du côté opposé d) Début du déploiement d une extension iliaque du côté opposé e) Insertion d un porte-stent du côté principal f) Fin du déploiement de l extension iliaque du côté principal

32 18 1. Contexte médical et problématique Spécificités Système bifurqué La pose d un système bifurqué consiste à déployer un corps bifurqué suivi d une ou plusieurs extensions iliaques. Lors de la planification de la procédure, les cliniciens définissent le côté principal de la structure vasculaire (gauche ou droit) en choisissant l artère fémorale depuis laquelle le corps bifurqué va être inséré. Le porte-stent contenant le corps bifurqué est introduit de manière à ce que les marqueurs radioopaques qui indiquent la limite supérieure du revêtement soient situés en-dessous de l ostium des artères rénales. Après le déploiement du corps bifurqué, un guide doit être introduit depuis l artère fémorale opposée et inséré dans le deuxième jambage du corps bifurqué. Cette opération délicate peut se révéler particulièrement longue et difficile lorsque la position du corps bifurqué et la forme de la structure vasculaire ne sont pas favorables. Les porte-stents contenant les extensions iliaques peuvent ensuite être introduits. Leur position est ajustée à l aide des marqueurs radio-opaques de manière à ce que la zone de recouvrement entre les extensions iliaques et le corps bifurqué soit suffisamment longue. La limite inférieure du revêtement des extensions iliaques doit également être située au-dessus de l ostium des artères iliaques internes. Système complexe La procédure, dite complexe, débute par la pose du système branché ou fenêtré et continue généralement par la pose d un système bifurqué afin de couvrir la totalité de la zone anévrismale. L insertion du porte-stent qui contient le module complexe est une opération délicate car les ouvertures du revêtement de l endoprothèse doivent être alignées avec l ostium des artères collatérales. Lorsque le positionnement est satisfaisant, l endoprothèse est partiellement libérée dans la lumière vasculaire. Un guide doit ensuite être introduit dans chaque artère collatérale en passant par l ouverture correspondante du revêtement. Cette opération est généralement longue et difficile, en particulier lorsque les ouvertures et les artères collatérales ne sont pas parfaitement alignées. Le module complexe est ensuite complètement libéré dans la structure vasculaire puis un stent est déployé dans chaque artère collatérale afin d assurer la jonction entre l artère et le module complexe. La procédure se poursuit par le protocole opératoire classiquement employé pour un système bifurqué. Système bi-aorto-uni-iliaque Les porte-stents contenant les deux endoprothèses uni-iliaque sont positionnés à l aide des marqueurs radio-opaques de manière à ce que le revêtement ne recouvre pas une artère collatérale. Lorsque le positionnement est satisfaisant, les deux endoprothèses sont libérées dans la lumière de la structure vasculaire. A l aide d un dispositif spécial, une quantité prédéterminée de polymère est injectée dans le sac des deux endoprothèses afin de remplir la lumière située entre les endoprothèses et la paroi vasculaire. Système multicouche La pose d un système multicouche consiste à déployer une ou plusieurs endoprothèses afin de couvrir entièrement la zone anévrismale. Dans le cas d un AAA, une première endoprothèse est déployée pour couvrir la partie aortique et la première artère iliaque commune. Une seconde endoprothèse

33 1.2 Le traitement endovasculaire 19 est ensuite déployée dans la seconde artère iliaque commune. Comme les endoprothèses sont perméables, le sang peut passer de la première endoprothèse à la seconde au niveau de la bifurcation aortique. Même si une artère collatérale est couverte par une endoprothèse, la diffusion du sang vers cette artère n est pas interrompue. La précision du positionnement des porte-stents est moins critique pour cette catégorie d endoprothèse Complications La diminution progressive du volume de l anévrisme après une procédure EVAR est souvent considérée comme un indicateur de succès. Des complications peuvent toutefois survenir pendant et après la procédure [37]. Elles peuvent compromettre la réussite et la durabilité du traitement et nécessiter une réintervention, c est-à-dire un geste opératoire supplémentaire. Au cours du suivi postopératoire de 1768 patients, Mehta et al. [38] ont reporté un taux de réinterventions de 19.2%. Les réinterventions étaient provoquées par les complications suivantes : endofuite (59.0%), migration du corps bifurqué (13.6%), formation d un anévrisme iliaque (11.5%), thrombose d une extension iliaque (7.4%) et rupture de l anévrisme (8.6%). Endofuite Les endofuites sont la complication la plus fréquemment rencontrée. Elles sont définies comme la persistance d un flux sanguin en dehors de l endoprothèse et au sein du sac anévrismal. Elles peuvent mener à une augmentation des contraintes au niveau de la paroi anévrismale et conduire, lorsque le flux sanguin est important, à la rupture de la paroi. Les endofuites sont classifiées en plusieurs types selon leur origine [39] (figure 1.11). Elles peuvent être provoquées par une mauvaise étanchéité entre les endoprothèse et la structure vasculaire au niveau des zones de fixation (type I), par un reflux des artères collatérales vers le sac anévrismal (type II), par une déchirure du revêtement ou une déconnection entre deux endoprothèses (type III) et par la porosité du revêtement (type IV). Les endofuites de type V sont définies par une augmentation du diamètre de l anévrisme alors qu aucune endofuite n est détectable. Les endofuites importantes de type I et de type III nécessitent généralement une intervention rapide en raison du risque de rupture important à court-terme [40]. Les autres endofuites demandent une surveillance régulière et parfois une réintervention. Figure 1.11 : Endofuites de type I, II, III et IV (d après Demanget [41]).

34 20 1. Contexte médical et problématique Migration d une endoprothèse La migration d une endoprothèse se manifeste par un déplacement relatif de l endoprothèse par rapport à la structure vasculaire menant généralement à une endofuite de type I. Les cas de migration sont plus fréquents pour les endoprothèses auto-expansibles que pour les endoprothèses déployées à l aide d un ballon [42]. Les risques de migration dépendent d un nombre important de facteurs parmi lesquels la longueur et le degré de conicité du collet aortique [43], l angulation de la bifurcation aortique et la longueur de la zone de fixation distale [44]. Certaines migrations pourraient également être provoquées par une dilatation progressive du collet aortique [45]. Thrombose d une endoprothèse La thrombose correspond à une occlusion partielle ou totale de la lumière de l endoprothèse qui entrave la circulation sanguine. Elle apparait principalement au niveau des extensions iliaques, lorsque la tortuosité des artères iliaques est importante. Des artères très tortueuses ont tendance à appliquer des contraintes mécaniques importantes sur les endoprothèses et à favoriser l apparition d une plicature [46][47]. Cette plicature réduit localement la lumière de l endoprothèse et entraîne une perturbation de l écoulement sanguin pouvant nécessiter une réintervention. Couverture d une artère collatérale Lors du déploiement, l ostium d une artère collatérale peut être recouverte par le revêtement de l endoprothèse. Cette complication peut être provoquée par une mauvaise anticipation du mouvement de l endoprothèse lors du déploiement ou par un mauvais positionnement du porte-stent au regard de la structure vasculaire. Les artères collatérales à risque sont les deux artères rénales et les deux artères iliaques internes. La couverture d une ou des deux artères rénales est une complication majeure pouvant entraîner une insuffisance rénale sévère [48]. Quand la malposition de l endoprothèse est détectée avant la fin du déploiement, l endoprothèse peut être descendue à l aide du porte-stent. Dans le cas contraire, un ballon gonflé dans l endoprothèse peut être utilisé pour tracter l endoprothèse vers le bas. Lorsque ces deux solutions ne suffisent pas pour restaurer la diffusion vers les artères rénales, la conversion chirurgicale s impose pour revasculariser au moins une artère rénale par pontage. La couverture d une ou des deux artères iliaques internes peut entraîner une ischémie des organes situés dans la zone du bassin et une claudication plus ou moins importante [49]. Elle peut être provoquée par le choix d une endoprothèse trop longue pour l anatomie du patient ou par un mauvais positionnement du porte-stent. Détérioration de la paroi vasculaire L insertion des outils endovasculaires rigides peut entraîner des complications en provoquant des lésions au niveau des artères iliaques et fémorales [50]. Le diamètre des porte-stents étant souvent du même ordre que celui des artères, leur insertion entraîne des contraintes mécaniques importantes pouvant mener à la détérioration de la paroi vasculaire et à l apparition d une dissection [51]. Un facteur de tortuosité important, la présence de calcifications, une occlusion partielle ou un diamètre faible sont des facteurs favorisant les difficultés de navigation peropératoire. Dans les cas extrêmes, l insertion des outils rigides peut être impossible ou considérée comme trop risquée. Une conversion vers une chirurgie ouverte peut alors être envisagée.

35 1.3 Assistance au geste endovasculaire Assistance au geste endovasculaire Malgré une forte expansion, les interventions endovasculaires restent délicates et nécessitent encore d être sécurisées et fiabilisées. Les difficultés proviennent, en particulier, de la précision exigée par les différentes étapes de la procédure et du manque de perception directe du geste opératoire. L information, perceptible directement à l aide des sens de la vue et du toucher en chirurgie ouverte, ne peut être restituée, dans le cas d une intervention endovasculaire, que partiellement et indirectement à l aide de modalités d imagerie. Le recours à ces modalités d imagerie au cours des différentes phases du traitement demande des compétences d analyse supplémentaires de la part des cliniciens ainsi qu une modification de la démarche clinique reliant perception, décision et action. Les travaux effectués dans le cadre des Gestes Médico-Chirurgicaux Assistés par Ordinateur (GMCAO) s attachent à proposer des solutions d assistance pour la planification et la réalisation d actions thérapeutiques, notamment en exploitant et en combinant des données médicales multimodales et des connaissances à priori. Avec la complexification des procédures et l évolution rapide des dispositifs, ces méthodes d assistance deviennent nécessaires pour sécuriser le traitement endovasculaire de l AAA. Elles peuvent intervenir pendant la totalité de la prise en charge du patient, du diagnostic jusqu au suivi postopératoire. Elles consistent notamment à aider les cliniciens à définir une stratégie opératoire appropriée à partir de l examen préopératoire et à réaliser l acte planifié à l aide de l imagerie interventionnelle. Bien que ces méthodes d assistance puissent également être utilisées lors du diagnostic et du suivi post-opératoire, les travaux effectués dans le cadre de cette thèse se sont concentrés sur les deux étapes les plus critiques pour la réussite du traitement, la planification de l intervention et l intervention elle-même Planification préopératoire Visualisation de l examen préopératoire La planification du traitement de l AAA s appuie en premier lieu sur la visualisation de l examen préopératoire. Le scanner permet d obtenir un volume représentant les différents tissus de l abdomen du patient avec une bonne résolution spatiale. La structure vasculaire est notamment mise en évidence à l aide du produit de contraste injecté au cours de l examen. Différents modes de visualisation sont disponibles pour observer l anatomie du patient et planifier la procédure EVAR (figure 1.12). Le volume peut être observé en détail par l intermédiaire de coupes bidimensionnelles réalisées dans les principales directions anatomiques (frontale, coronale et sagittale). L intensité des pixels des images bidimensionnelles représente la densité des tissus selon l échelle Houndsfield. Pour naviguer dans l ensemble du volume, il est possible d alterner entre les trois directions et de déplacer le plan de coupe le long de l axe correspondant. Le volume peut également être observé dans sa globalité à l aide d un rendu volumique qui permet de générer une image bidimensionnelle correspondant à une projection du volume. Une technique couramment employée est le rendu volumique par «lancer de rayons». Il permet de calculer l intensité des pixels de l image bidimensionnelle en combinant l intensité des voxels du volume selon une fonction de transfert. La fonction de transfert permet de mettre en évidence (structure vasculaire) ou de cacher (muscles) certains tissus en définissant une couleur et un facteur d opacité pour une densité de tissus donnée.

36 22 1. Contexte médical et problématique Figure 1.12 : Visualisation du scanner préopératoire à l aide de coupes axiale (a), coronale (b) et sagittale (c) et d un rendu volumique par lancer de rayons (d) Analyse de l examen préopératoire Au-delà de la visualisation de l examen préopératoire, la planification repose également sur la prise d une série de mesures de la structure vasculaire. Les mesures sont composées de longueurs, de diamètres et d angles à réaliser au niveau de certains repères anatomiques. L objectif est de vérifier la faisabilité du traitement endovasculaire et, le cas échéant, de sélectionner un ensemble d endoprothèses adapté à l anatomie du patient. Certaines mesures sont prises en compte pour définir les critères d éligibilité au traitement endovasculaire. Elles permettent de s assurer que l anatomie est favorable en vérifiant que les conditions suivantes sont respectées : La longueur des zones de fixation proximale (collet aortique) et distale (artère iliaque commune) est suffisante pour garantir une bonne fixation des endoprothèses. La forme du collet aortique favorise la fixation de l endoprothèse (conicité et angulation faible). Les artères fémorales et iliaques possèdent un diamètre suffisant pour permettre l insertion des outils endovasculaires. Le degré de calcification de la paroi vasculaire est également analysé de manière qualitative car la présence de calcifications en trop grande quantité sur les artères fémorales et iliaques pourrait empêcher l insertion des outils. Les autres mesures permettent de sélectionner un modèle dans le catalogue des fabricants pour chaque endoprothèse qui sera déployée lors de la procédure. Les mesures consistent à quantifier le

37 1.3 Assistance au geste endovasculaire 23 diamètre de la lumière vasculaire au niveau des zones de fixation proximale et distale ainsi que la longueur de la structure vasculaire à couvrir par les endoprothèses. Dans le cas des systèmes complexes, des mesures supplémentaires sont prises pour chaque artère collatérale afin de déterminer la position des ouvertures dans le revêtement et de commander une endoprothèse sur-mesure Solutions logicielles pour la planification Initialement, les solutions existantes s appuyaient essentiellement sur les stations d interprétation de radiologie proposées par les grandes sociétés d imagerie médicale et de traitement d images (General Electric Healthcare, Philips Healthcare, Siemens, Vital Image, TeraRecon ). Ces stations se présentent sous la forme d un environnement de travail multimodalité proposant des fonctions de visualisation ainsi que des outils de segmentation et de quantification avancés. Pour certaines stations, un module dédié à l analyse de l aorte est disponible. Il permet généralement, à l aide d outils plus ou moins automatiques, de segmenter la structure vasculaire, d extraire les lignes centrales et de mesurer les diamètres et les longueurs au niveau des repères anatomiques. La prise en compte du workflow clinique est toutefois inégale selon les solutions. Certains modules ne proposent que des outils de traitement d images et de mesures spécifiques alors que d autres fournissent en plus la liste des mesures à effectuer et présentent le catalogue des différents fabricants d endoprothèses. Bien qu il soit techniquement possible de prendre les mesures nécessaires avec ces solutions, les résultats sont parfois fortement opérateur-dépendant en raison de la complexité des opérations à effectuer. La courbe d apprentissage associée à ces solutions limite en particulier leur utilisation par les cliniciens non radiologues. Par ailleurs, l achat et la maintenance de ces solutions génériques représentent un coût très important pour une utilisation non intensive dans certains services de chirurgie. Plus récemment, des solutions dédiées à la planification d interventions endovasculaires (3Mensio, emedica, SOVAmed, Therenva) sont apparues pour compléter l offre existante [52][53][54]. L orientation prise par ces solutions est de placer l objectif clinique (sélectionner un ensemble d endoprothèses adaptées) au centre des actions effectuées par l utilisateur. Les outils de traitement d images et de mesures sont présentés sous la forme d un workflow bien établi et découpé en différentes étapes Description du logiciel de planification EndoSize Therenva est une des premières sociétés à avoir proposé une solution dédiée pour la planification d interventions endovasculaire. Elle développe et commercialise le logiciel de planification EndoSize qui dispose d un module conçu pour la planification d une procédure EVAR. EndoSize permet d importer le scanner préopératoire du patient et propose un workflow divisé en quatre étapes : segmentation de la structure vasculaire, prise de mesures, définition de la stratégie et génération du rapport de planification. Dans un objectif de recherche, il permet également d exporter certaines données anatomiques sous différentes formes. Segmentation de la structure vasculaire La structure vasculaire est segmentée automatiquement à partir de trois points placés par l utilisateur dans la lumière. La ligne passant au centre de la lumière vasculaire (ligne centrale) est extraite pour chaque vaisseau d intérêt (aorte, artères iliaques communes et externes, artères collatérales).

38 24 1. Contexte médical et problématique Prise de mesures La prise de mesures consiste à placer un certain nombre de repères anatomiques sur les lignes centrales (figure 1.13) : P2 : extrémité proximale du collet aortique, située en-dessous de l artère rénale la plus basse P3 : extrémité distale du collet aortique, située au-dessus de l anévrisme P4 : bifurcation aortique où l aorte se divise en deux artères iliaques communes P5/P6 : limite de la zone de fixation distale, située au-dessus l artère iliaque interne droite et gauche respectivement. Le diamètre de la lumière vasculaire est mesuré automatiquement au niveau de chaque point de repère, dans un plan orthogonal à la ligne centrale. La distance le long de la ligne centrale entre chaque point de repère est également calculée automatiquement. En particulier, la distance entre le point P2 et les point P5 et P6 permet de quantifier la longueur à couvrir par l ensemble d endoprothèses. Figure 1.13 : Repères anatomiques nécessaires pour le dimensionnement des endoprothèses dans EndoSize. Définition de la stratégie Cette étape consiste à sélectionner un ensemble d endoprothèses parmi les modèles disponibles à l aide des mesures prises à l étape précédente. Pour chaque endoprothèse, les mesures qui correspondent au choix de l endoprothèse sont rappelées à l utilisateur (figure 1.14) et les dimensions existantes pour le modèle d endoprothèse sélectionné sont présentées. En parallèle du choix des endoprothèses, certaines options thérapeutiques peuvent être sélectionnées par les cliniciens. Par exemple, dans le cas d un système bifurqué, le choix du côté par lequel le corps bifurqué sera introduit peut être effectué en privilégiant le côté le plus favorable anatomiquement (absence de calcifications, faible tortuosité ).

39 1.3 Assistance au geste endovasculaire 25 Figure 1.14 : Schéma indiquant les mesures anatomiques prises sur le scanner préopératoire du patient. Génération du rapport La dernière étape de la planification préopératoire consiste à générer un rapport qui rassemble les informations déterminées au cours des différentes étapes (mesures, stratégie opératoire, endoprothèses). Ce rapport peut être utilisé pour commander les endoprothèses sélectionnées et pour accéder pendant l intervention à une description synthétique de l anatomie du patient. Importation et exportation de données Bien que l objectif premier d EndoSize soit de faciliter l analyse de l examen préopératoire dans un contexte d utilisation en milieu clinique, ses fonctionnalités sont particulièrement adaptées à une utilisation dans un cadre de recherche. Suivant l application visée, l examen préopératoire est presque toujours inutilisable directement et nécessite un prétraitement permettant d extraire les données nécessaires aux méthodes utilisées. EndoSize permet d effectuer ce prétraitement en extrayant des données spécifiques au patient sous différentes formes. Il constitue le premier maillon des chaînes de traitement décrites dans les chapitres suivants. Plus spécifiquement, EndoSize permet d extraire les données suivantes (figure 1.15): Un volume binaire qui décrit la région correspondant à la lumière vasculaire Une représentation surfacique (maillage) représentant les limites de la lumière vasculaire Les contours de la lumière vasculaire, extraits dans des plans orthogonaux à la ligne centrale Une cartographie de la qualité de la paroi vasculaire (tissu sain, calcifications) Un volume binaire qui décrit la région correspondant à la structure osseuse Par ailleurs, EndoSize peut également être le vecteur de restitution et de visualisation des résultats obtenus à l aide des méthodes proposées. Les résultats peuvent être exprimés sous une forme exploitable par les cliniciens et intégrés directement dans le workflow adopté par EndoSize. Ils peuvent ainsi facilement compléter la procédure couramment utilisée pour la planification préopératoire.

40 26 1. Contexte médical et problématique Figure 1.15 : Données extraites à l aide d EndoSize. Maillage de la lumière vasculaire, cartographie de la qualité de la paroi vasculaire, contours de la lumière vasculaire, volume binaire de la structure osseuse Guidage peropératoire Systèmes d imagerie fluoroscopique Le guidage du geste opératoire pendant une procédure EVAR est effectué à l aide d un C-arm qui permet d acquérir les images fluoroscopiques ainsi que les angiographies lorsqu une quantité de produit de contraste est injectée. Les images fluoroscopiques sont acquises à une fréquence suffisante pour suivre la progression des outils endovasculaires. Les angiographies permettent, quant à elles, d observer la structure vasculaire, à différents moments-clés de l intervention. Le champ visible sur les images est limité et ne permet pas d observer la totalité de la zone anatomique au même instant. La pose du C- arm doit être ajustée pendant l intervention afin de pouvoir observer les différents gestes opératoires. L ajustement de la pose consiste à modifier les angles oblique et cranio-caudal du C-arm ainsi que la position de la table. L utilisation de l imagerie 2D fluoroscopique et angiographique pour le guidage peropératoire du geste chirurgical présente un certain nombre de limites intrinsèques. La nature projective de ces modalités d imagerie cause inévitablement des erreurs de localisation qui peuvent gêner la navigation des

41 1.3 Assistance au geste endovasculaire 27 outils endovasculaires voire entraîner des erreurs de positionnement lors du déploiement des endoprothèses. Bien que l anatomie du patient soit observable avec une bonne résolution spatiale et temporelle, la structure vasculaire ne peut être visualisée que momentanément à l aide de l injection d une quantité de produit de contraste suffisante. Par ailleurs, certaines informations telles que la qualité de la paroi vasculaire n apparaissent pas sur les images. Enfin, les doses de produit de contraste et de rayons X reçues par le patient doivent être minimisées afin de limiter les effets iatrogènes. Les équipes médicales reçoivent également une dose de rayons X à chaque intervention [55] et sont donc particulièrement exposées à une accumulation de dose importante. Différents modèles de C-arm sont disponibles et peuvent être répartis en deux catégories, les C- arm mobiles et les C-arm rotationnels (figure 1.16). Les C-arm mobiles sont les C-arm les plus répandus, principalement pour des raisons historiques, de coût et de facilité d intégration dans un bloc opératoire. Dépourvus de motorisation, ils doivent être manipulés manuellement à l aide de poignées situées sur l arceau pour modifier les angles oblique et cranio-caudal. Par ailleurs, la majorité des C-arm mobiles sont équipés d un détecteur qui provoque des distorsions sur les images acquises. Ces distorsions peuvent néanmoins être corrigées en appliquant un modèle de correction déterminé au cours d une phase de calibration qui peut être réalisée à l aide d une mire aux propriétés géométriques connues [56] (figure 1.17). Figure 1.16 : Exemples de C-arm mobile (à gauche) et motorisé (à droite) (d après www3.gehealthcare.fr et Figure 1.17 : Correction de la distorsion à l aide d une mire à géométrie connue. Sur l image brute (à gauche), la grille de points radio-opaques est déformée par les distorsions. Sur l image corrigée (à droite), les points radio-opaques sont réalignés.

42 28 1. Contexte médical et problématique Les C-arm rotationnels sont des systèmes d acquisition permettant des reconstructions tridimensionnelles (CBCT). Ils sont apparus plus récemment et sont généralement mis en œuvre au sein d une salle hybride, plateforme associant un bloc opératoire à un système d imagerie interventionnelle perfectionné. L arceau du C-arm est motorisé et manipulable à l aide d une console de commandes située à portée des cliniciens. Grâce à la motorisation de l arceau, il est possible de choisir précisément les deux angles du C-arm. Par ailleurs, en complément de la fluoroscopie et de l angiographie bidimensionnelles classiques, il est possible de réaliser une acquisition rotationnelle CBCT en reconstruisant un volume à partir d une série d images fluoroscopiques à l aide d une technique de reconstruction tomographique [57]. Cette acquisition permet d observer l anatomie peropératoire du patient, et plus particulièrement la structure osseuse ainsi que la structure vasculaire lorsqu une injection de produit de contraste est effectuée pendant la rotation de l arceau. Dans le cadre d une procédure EVAR, l utilisation du CBCT peut être envisagée pour contrôler à certains moments le geste opératoire en permettant la visualisation tridimensionnelle de la structure vasculaire peropératoire. La qualité du volume CBCT est toutefois nettement inférieure à celle du scanner préopératoire, notamment en matière de quantité d informations, de rapport signal sur bruit, de résolution effective et de présence d artefacts [58]. L étendue de la région anatomique observable est également réduite. Par ailleurs, la dose de rayons X reçue par le patient est importante et rédhibitoire pour l acquisition régulière de CBCT au cours d une intervention. D un point de vue pratique, l acquisition rotationnelle entraîne une interruption du protocole clinique pouvant s étendre à quelques minutes lorsque la rotation de l arceau est entravée par la table du patient et l appareillage d anesthésie. Pour ces raisons, l utilisation du CBCT est inappropriée pour contrôler la progression des outils et les localiser au regard de la structure vasculaire tout au long de la procédure. Cependant, il peut intervenir, par exemple, lors du contrôle final de la procédure dans le but de détecter les éventuelles endofuites. Dans le cas d un guidage de la procédure par réalité augmentée, une acquisition rotationnelle CBCT réalisée en début de procédure peut permettre la mise en correspondance des données préopératoires avec les images fluoroscopiques. Cette seconde utilisation est décrite plus précisément dans la section Enfin, le coût d un C-arm rotationnel est élevé, en particulier pour les services de chirurgie vasculaire de taille modeste et son encombrement le rend peu intégrable dans un bloc opératoire conventionnel. Sa mise en œuvre nécessite souvent une installation au sein d une salle hybride. Par conséquent, son accès est réservé à un nombre réduit de centres de chirurgie vasculaire Aide à la navigation Afin de remédier aux faiblesses de l imagerie fluoroscopique, une approche basée sur la réalité augmentée peut être envisagée pour enrichir le flux d images peropératoires par des données issues de l examen préopératoire [59]. Les images fluoroscopiques étant pauvres en matière de repères anatomiques, l idée est d ajouter des informations permettant d améliorer la localisation des outils endovasculaires au regard de l anatomie du patient. Dans le cas d une procédure EVAR, une représentation de la structure vasculaire préopératoire doit être superposée aux images fluoroscopiques montrant les outils endovasculaires. Cette représentation peut être obtenue à partir du scanner préopératoire à l aide d un rendu volumique réalisé selon la pose courante du C-arm et avec une fonction de transfert laissant seulement apparaître la structure vasculaire. L image préopératoire doit être combinée aux flux d images fluoroscopiques en temps réel

43 1.3 Assistance au geste endovasculaire 29 en ajustant l opacité des images de manière à visualiser simultanément la structure vasculaire préopératoire et les outils endovasculaires peropératoires (figure 1.18). Dans le milieu clinique, cette combinaison d images est appelée fusion d images. Ce terme sera régulièrement employé dans la suite du document même s il désigne, pour la communauté scientifique, la combinaison de données multimodales au sens le plus large. Figure 1.18 : Projection du scanner préopératoire sur les images peropératoires à l aide du système «syngo InSpace 3D/3D Fusion» (Siemens Healthcare). Les référentiels préopératoire et peropératoire ont été alignés en exploitant un volume CBCT. Des études cliniques récentes montrent que le guidage de procédures EVAR par réalité augmentée pourrait permettre de réduire la dose de rayons X reçue, la quantité de produit de contraste injectée et la durée des interventions. Les cas d utilisation décrits concernent principalement les procédures complexes (pose d un système complexe) et, dans une moindre mesure, les procédures classiques (pose d un système bifurqué). Plus spécifiquement, Dijkstra et al. [60] ont décrit des cas d utilisation de la fusion d images lors de procédures EVAR complexes. Bien que les différences ne soient pas significatives par rapport à un groupe de patients témoins, une réduction de la quantité de produit de contraste, de la durée de l intervention et de la dose de rayons X est observée. Alomran et al. [61] ont présenté un cas de réintervention réalisée à l aide d un système d aide à la navigation suite à la migration d une branche d un système d endoprothèses complexe. Tacher et al. [62] ont montré que l utilisation d un système d aide à la navigation est associée avec une diminution significative de la quantité de produit de contraste injectée au cours des procédures complexes. Sailer et al. [63] ont mis en évidence l utilité d un guidage peropératoire par fusion d images lors de procédures complexes en observant une diminution significative de l utilisation de produit de contraste et de la durée des procédures (figure 1.19). McNally et al. [64] ont conclu que l utilisation d un système d aide à la navigation pourrait réduire significativement la dose de rayons X, la durée de la procédure et la quantité de produit de contraste ainsi que l impact physiologique global du traitement endovasculaire.

44 30 1. Contexte médical et problématique Figure 1.19 : Pose d un système complexe (à gauche) et d un système bifurqué (à droite) guidée par une fusion d images réalisée à partir du scanner préopératoire (d après Tacher et al. [62] et Hertault et al. [65]). Des études se sont également intéressées à la pose de systèmes d endoprothèses bifurqués. Hertault et al. [65] ont montré que l exposition des patients et des cliniciens aux rayons X peut diminuer significativement lorsqu un système d aide à la navigation est utilisé en routine pour la pose de systèmes bifurqués et complexes (figure 1.19). Fukuda et al. [66] ont observé une diminution de la quantité de produit de contraste injectée lors de la pose de systèmes bifurqués pour un groupe de 20 patients. Enfin, quelques études se sont attachées à montrer la possibilité d utiliser la fusion d images pour guider d autres procédures endovasculaires. Sadek et al. [67] ont décrit un cas d utilisation d une station d aide à la navigation pour effectuer une embolisation d un anévrisme situé sur une artère iliaque interne. Klein et al. [68] et Sailer et al. [69] ont également illustré l utilité de la fusion d images pour des interventions sur les artères périphériques. Etant donné que la fusion d images permet de localiser les outils endovasculaires par rapport à la structure vasculaire préopératoire, deux études ont consisté à étudier la faisabilité d une procédure EVAR sans visualiser, à aucun moment, la structure vasculaire peropératoire, c est-à-dire sans injecter de produit de contraste. Kobeiter et al. [70] ont décrit, pour un cas d anévrisme situé sur l aorte thoracique, la pose d une endoprothèse tubulaire sans utiliser de produit de contraste pendant l intervention. Kaladji et al. [71] ont étudié la possibilité de réaliser des procédures EVAR sans injecter de produit de contraste pour des patients souffrant d insuffisance rénale. Malgré les avantages cliniques pouvant ressortir du guidage par réalité augmentée, les solutions existantes ne sont applicables qu au cours des interventions réalisées à l aide d un C-arm rotationnel. Bien que la majorité des procédures EVAR soit effectuée à l aide d un C-arm mobile, aucune solution commerciale n est disponible pour ce cas d utilisation et très peu de travaux ont été rapportés dans la littérature. Seules deux équipes de recherche ont montré la possibilité d utiliser une approche basée sur la réalité augmentée dans ces conditions [72][73].

45 1.3 Assistance au geste endovasculaire Mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires Une des difficultés liées à l élaboration d une solution d assistance par réalité augmentée est la mise en correspondance des données. Les référentiels préopératoire et peropératoire doivent être alignés à l aide d une procédure de recalage [74] afin de permettre le guidage de l intervention par fusion d images. Les études cliniques présentées précédemment ont exploité des C-arm rotationnels pour mettre en correspondances les données. Leur principal avantage est de pouvoir choisir et connaitre avec précision la pose du C-arm à tout instant. En raison de cette capacité, il est possible d exploiter plusieurs images fluoroscopiques acquises selon des poses différentes pour la mise en correspondance. Un recalage 3D/3D peut être réalisé entre le scanner préopératoire et une acquisition CBCT réalisée en début d intervention [60][75]. Parfois, l acquisition rotationnelle n est pas effectuée et la mise en correspondance n est réalisée qu au moyen d un recalage 3D/2D basée sur plusieurs images fluoroscopiques [65]. Par ailleurs, même si la pose du C-arm est souvent modifiée pendant l intervention, l image préopératoire utilisée pour la fusion d images peut facilement être mise à jour selon la pose courante afin de préserver la mise en correspondance. Même si l accès à un C-arm rotationnel est possible pour quelques centres de chirurgie vasculaire et dans le cadre d études cliniques, ses inconvénients en matière de coût, d augmentation de dose de rayons X, d intégration dans le bloc opératoire et de compatibilité avec le workflow clinique rendent son utilisation difficile à étendre à l ensemble des centres de chirurgie vasculaire. La solution pour généraliser le guidage des procédures par réalité augmentée semble provenir des C-arm mobiles dont la quasi-totalité des blocs opératoires sont équipés. Les travaux réalisés dans le cadre de cette thèse s inscrivent dans cette démarche. Des contraintes supplémentaires compliquent cependant la procédure de recalage. La pose du C-arm n est pas connue par le système d acquisition et n est connue qu avec une précision relativement faible par les cliniciens. L exploitation de plusieurs images fluoroscopiques lors du recalage et la mise à jour de l image préopératoire pour la fusion d images deviennent des problèmes complexes, la pose du C-arm n étant pas directement accessible et devant être estimée à partir des images fluoroscopiques.

46 32 1. Contexte médical et problématique 1.4 Bilan et approches envisagées Après avoir décrit le traitement endovasculaire de l AAA et détaillé l état actuel des solutions d assistance, cette section s attache à présenter les questions abordées et l approche envisagée pour l amélioration de la planification et de la réalisation du traitement Adéquation des endoprothèses avec l anatomie du patient La sélection d endoprothèses adaptées à l anatomie du patient est primordiale pour favoriser la réussite du traitement et éviter les complications. Cette sélection est guidée avant tout par le choix du modèle d endoprothèse, effectué souvent par expérience en comparant qualitativement les propriétés intrinsèques des modèles disponibles (souplesse, étanchéité, compatibilité, dimensions disponibles ). Elle est également guidée par le choix des dimensions des endoprothèses qui peut être décomposé en deux sous-problèmes, le choix des diamètres et le choix des longueurs. Le diamètre conditionne principalement la qualité de la fixation des endoprothèses. Au niveau des zones de fixation proximale et distales, il est défini par rapport au diamètre du vaisseau correspondant (aorte et artères iliaques communes) de manière à être légèrement supérieur. Le surdimensionnement permet de générer une force radiale suffisamment élevée pour maintenir les endoprothèses dans la structure vasculaire. Un surdimensionnement trop important (supérieur à 30%) entraîne toutefois un risque de migration supérieur par rapport à un surdimensionnement modéré (entre 10% et 30%) [76]. Au niveau des zones de recouvrement entre endoprothèses, le diamètre de l endoprothèse intérieure est généralement supérieur d une taille (environ 2 mm) par rapport au diamètre de l endoprothèse extérieure. Parallèlement au choix des diamètres, le choix des longueurs est tout aussi important. Il conditionne la longueur des zones de fixation qui est directement corrélée au risque de migration [77][78] [79]. Le choix doit également être fait de manière à conserver la diffusion sanguine vers les artères collatérales (artères rénales et iliaques internes). La couverture d une ou des deux artères iliaques internes peut entraîner des complications ischémiques dans la région pelvienne [49][80][81][82], avec notamment une claudication plus ou moins prononcée, une ischémie du colon ou des troubles de l érection. Plusieurs études cliniques ont reporté des taux de complications s étalant de 28% à 55% [83]. Le dimensionnement des endoprothèses n étant dicté que par des considérations géométriques dans la pratique actuelle, l approche envisagée consiste à proposer une solution pour prendre en compte leur positionnement dans la structure vasculaire lors du choix de leurs dimensions. Elle implique la modélisation des différents modèles d endoprothèses proposés par les fabricants et la simulation de leur positionnement à l intérieur de la structure vasculaire Prise en compte des déformations vasculaires Les déformations peropératoires de la structure vasculaire ne sont actuellement pas prises en compte objectivement pendant le traitement. Elles peuvent entraîner un déplacement des repères anatomiques (ostium des artères collatérales) ainsi qu une modification de la longueur de certains segments artériels, en particulier un raccourcissement des artères iliaques communes et externes. En raison de ces modifications anatomiques, le dimensionnement des endoprothèses, réalisé à partir de la structure

47 1.4 Bilan et approches envisagées 33 vasculaire préopératoire, peut devenir inapproprié lorsque la structure vasculaire est déformée. Dans le cas d une navigation endovasculaire augmentée, les données ne sont plus en correspondance lorsque la structure vasculaire est déformée et l affichage de la structure vasculaire préopératoire peut entraîner des erreurs de localisation (figure 1.20). Le guidage par réalité augmentée est surtout utile pour positionner correctement le porte-stent avant le déploiement d une endoprothèse. Etant donné que les déformations les plus importantes interviennent à cette étape de la procédure, elles peuvent entraîner une erreur de positionnement lorsqu elles ne sont pas prises en compte. Figure 1.20 : Guidage d une intervention en superposant le scanner préopératoire aux images fluoroscopiques. Le guide rigide (à gauche) et le porte-stent (à droite) apparaissent à l extérieur de la structure vasculaire préopératoire (en rouge). Parmi les sources de déformations vasculaires, l insertion des outils rigides provoque les déformations les plus importantes. Maurel et al. [84] ont mesuré le déplacement de l ostium des artères collatérales provoqué par l insertion du porte-stent lors de la pose de systèmes bifurqués et complexes. Le déplacement est en moyenne de 6.7 mm, 6.2 mm et 6.4 mm pour les artères mésentérique supérieure, rénale droite et rénale gauche. Le déplacement maximal observé pour chaque artère est supérieur ou égal à 13.5 mm. Le positionnement de la plupart des endoprothèses étant basé sur la position de l ostium des artères collatérales, négliger ces déplacements est susceptible d entraîner une erreur de positionnement. Kauffman et al. [85] ont mesuré les déformations subies par les artères iliaques à partir d un scanner préopératoire et d un volume CBCT peropératoire acquis pour 16 patients. L amplitude moyenne des déplacements des artères est estimée à 38.3 ± 15.6 mm. Quinn et al. [86] ont décrit un cas de déformation critique survenue lors du traitement d un anévrisme situé sur une artère iliaque commune. La déformation des artères iliaques, provoquée par l insertion d un guide rigide, a entraîné la pose non planifiée de trois endoprothèses supplémentaires pour rétablir une circulation sanguine satisfaisante. L estimation des déformations peropératoires de la structure vasculaire est une question fondamentale dont la résolution pourrait permettre d améliorer le dimensionnement des endoprothèses et le guidage de l intervention. La solution envisagée dans ce travail de thèse repose sur une simulation des interactions entre les outils rigides et la structure vasculaire et implique la création d un modèle biomécanique spécifique au patient à partir du scanner préopératoire et de connaissances à priori.

48 34 1. Contexte médical et problématique Mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires Les perspectives liées au guidage des procédures par réalité augmentée ont été présentées, notamment en matière de bénéfices cliniques, dans la section La généralisation de cette approche à l ensemble des procédures EVAR passe par l élaboration d une méthode de recalage compatible avec les contraintes du bloc opératoire. Les difficultés proviennent en particulier de la nature et de la diversité des images peropératoires disponibles (fluoroscopie, angiographie) ainsi que de la nécessité d effectuer un nouveau recalage après une modification de la pose du C-arm. Dans le but de limiter les perturbations du workflow clinique, une attention particulière doit également être portée au temps de calcul et à la quantité d interactions demandées aux cliniciens. Dans cette optique, une méthode polyvalente et utilisable tout au long d une procédure EVAR est proposée afin de pouvoir mettre en correspondance les données préopératoires et peropératoires. Elle sera intégrée dans un prototype de station d aide à la navigation permettant le guidage des interventions. Par ailleurs, les résultats de la simulation des déformations vasculaires pourront permettre de mettre à jour les données préopératoires superposées aux images peropératoires en fonction de l état de déformation de la structure vasculaire Organisation de la thèse Le contexte clinique de ces travaux de thèse a été présenté dans ce premier chapitre. Trois problématiques relatives au traitement endovasculaire de l AAA ont été identifiées : la sélection d endoprothèses appropriées, la prise en compte des déformations vasculaires et la mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires. Une partie de ces travaux a été réalisée dans le cadre du projet ANR TecSan Angiovision. La figure 1.21 présente les solutions envisagées pour répondre à ces questions et leur intégration dans les différentes étapes du traitement. La simulation de positionnement des endoprothèses est réalisée à partir de l examen préopératoire et permet d apporter des informations complémentaires à l analyse de l anatomie pour définir la stratégie opératoire. La simulation des déformations vasculaires est également réalisée à partir de l examen préopératoire et possède deux objectifs : vérifier l adéquation des endoprothèses avec la structure vasculaire déformée et améliorer la mise en correspondance lors de l intervention. La mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires intervient pendant l intervention et permet de guider la chirurgie à l aide de la fusion d images. La simulation de positionnement des endoprothèses, la simulation des déformations vasculaires et la méthode de recalage polyvalente sont présentées dans les chapitres suivants.

49 1.4 Bilan et approches envisagées 35 Figure 1.21 : Positionnement des travaux de thèse dans le contexte du traitement endovasculaire de l AAA.

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51 2 Modélisation des endoprothèses pour la planification préopératoire interactive 2.1 Introduction La sélection d endoprothèses adaptées à l anatomie du patient est primordiale pour la réussite du traitement. Dans la pratique courante, cette étape consiste à mesurer les dimensions caractéristiques de la structure vasculaire à partir du scanner préopératoire puis à choisir, dans le catalogue des fabricants, des modèles dont les dimensions correspondent aux mesures effectuées. Même si des solutions logicielles permettent de prendre les mesures nécessaires d une manière fiable, le dimensionnement des endoprothèses reste délicat. Les solutions d assistance actuelles ne proposent aux cliniciens qu un retour minimaliste sur le choix des dimensions, souvent sous la forme d un simple rappel des mesures anatomiques correspondantes. Des efforts d abstraction sont ainsi nécessaires pour visualiser dans le même espace les endoprothèses sélectionnées et la structure vasculaire. En particulier, la position relative de chaque endoprothèse et de la structure vasculaire doit être imaginée pour vérifier que l ensemble formé par ces endoprothèses est adapté à l anatomie du patient. Par ailleurs, le choix des dimensions est exclusivement basé sur les mesures de la structure vasculaire et ne prend pas en compte le comportement mécanique des endoprothèses. Son rôle est pourtant essentiel lors du déploiement car il définit en partie la position et la forme finalement prises par les dispositifs. Ce chapitre est dédié à la simulation du positionnement des endoprothèses dans la structure vasculaire. L objectif est d apporter aux cliniciens un retour visuel sur le choix des dispositifs en affichant une représentation des endoprothèses sélectionnées avec la structure vasculaire du patient. L idée est également de proposer une solution pour prendre en compte le comportement mécanique des endoprothèses ainsi que les déformations peropératoires de la structure vasculaire lors du dimensionnement des endoprothèses. Une attention particulière est portée sur la longueur des endoprothèses dont le choix est crucial pour préserver la perméabilité des artères collatérales. L approche proposée réunit une méthode de visualisation et une méthode de positionnement qui permettent de représenter les endoprothèses et la structure vasculaire dans le même espace et d estimer la position et la forme finales des endoprothèses. Même si la question du positionnement concerne l ensemble des endoprothèses disponibles, les travaux se sont principalement concentrés sur les systèmes bifurqués et. La simulation du positionnement de ces endoprothèses est un problème complexe dont la résolution peut être envisagée à différents niveaux de détail. L approche proposée est résolument orientée vers une solution approchée, interactive et compatible avec une utilisation en milieu clinique.

52 38 2. Modélisation des endoprothèses pour la planification préopératoire interactive Après une analyse de l état de l art dans le domaine de la simulation du comportement des endoprothèses, deux méthodes de positionnement, avec des niveaux d approximation différents, sont présentées. La première méthode est entièrement basée sur des considérations géométriques, c est-àdire sur les mesures de la structure vasculaire effectuées en routine clinique. La seconde méthode est basée sur une formulation mécanique approchée permettant de décrire le comportement des endoprothèses et leurs interactions avec la structure vasculaire. 2.2 Etat de l art Simulation des interactions endoprothèse / structure vasculaire D après la littérature, plusieurs études se sont intéressées à simuler le comportement mécanique des endoprothèses et leurs interactions avec la structure vasculaire [87]. Ces études font appel, pour la plupart, à une simulation par éléments finis détaillée impliquant un ou plusieurs domaines physiques tels que la mécanique des solides et la mécanique des fluides. Ces simulations permettent d estimer les déformations des structures d intérêt et d étudier différents phénomènes complexes à partir de données patient. Toutefois, dans la plupart des travaux, l objectif n est pas de proposer des solutions pour simuler ces phénomènes spécifiquement pour un patient donné dans le cadre de la planification d une procédure EVAR mais d améliorer la compréhension des phénomènes considérés pour en extraire des recommandations générales. L écoulement sanguin peut être simulé avant et après la pose d une endoprothèse. Les résultats de la simulation permettent de quantifier la réduction des contraintes pariétales obtenue au niveau de la zone anévrismale après la pose d une endoprothèse [88][89][90]. Les répercussions sur les conditions hémodynamiques sont également estimables au niveau des artères collatérales telles que les artères rénales [91]. Une simulation des interactions fluide-structure peut permettre de quantifier les forces subies par une endoprothèse déployée lors du passage du sang à l intérieur de celle-ci et ainsi d estimer le risque de migration [92][93][94] en fonction de certains paramètres [95][96] tels que les conditions hémodynamiques et la géométrie de la structure vasculaire (angulation du collet aortique et des artères iliaques communes). Le déploiement d un dispositif endovasculaire dans une structure vasculaire peut également être simulé en modélisant dynamiquement l interaction entre le dispositif et la structure vasculaire au moyen de propriétés de contact. Différents travaux se sont intéressés à la simulation du déploiement de stents dans des cas de sténose artérielle [97][98][99][100] et d anévrismes cérébraux [101] ainsi que du déploiement d endoprothèses dans des cas d anévrismes de l aorte abdominale [102][103][104] et de l aorte thoracique [105]. Les résultats de ces simulations permettent de comparer les propriétés de différents modèles commerciaux de stents [106] ou d endoprothèses [107][108]. En particulier, l effet de ces différents dispositifs endovasculaires sur le patient peut être quantifié au niveau des contraintes hémodynamiques [106][109] et mécaniques [110] provoquées après déploiement. Ces simulations peuvent être impliquées lors de la conception d un nouveau dispositif endovasculaire [111].

53 2.2 Etat de l art 39 La mise en œuvre de ce type de simulations à des fins de planification préopératoire reste un problème difficile. La nature déformable des structures d intérêt rend les calculs complexes, coûteux en temps de calcul et difficiles à intégrer dans le workflow clinique. Lors de la planification d une procédure, il serait intéressant pour les cliniciens de pouvoir simuler le résultat du traitement selon les endoprothèses sélectionnées et ajuster leur choix en fonction des résultats observés. De par leur durée et leur complexité, les simulations présentées précédemment sont incompatibles avec un tel processus itératif et interactif. Certains travaux ont consisté à réduire le temps de calcul en simplifiant la représentation des structures d intérêt [112] [113] [114]. Ces simulations simplifiées sont principalement utilisées dans le domaine de la chirurgie virtuelle. Différents simulateurs recréant des scénarii interventionnels complets sont disponibles commercialement : Procedicus VIST (Mentice), AngioMentor (Simbionix), Simsuite (Medical Simulation Corporation), Endovascular Accutouch (Immersion Medical) L utilisateur reproduit les gestes chirurgicaux usuels au moyen d une interface haptique constituée d outils similaires à ceux employés dans le cadre de procédures réelles. Différentes étapes d une intervention endovasculaire peuvent être simulées, parmi lesquelles le cathétérisme, la localisation dans la structure vasculaire au moyen d une injection de produit de contraste, le déploiement d endoprothèses et le contrôle final. Même si la géométrie de la structure vasculaire est issue de données patient, ces simulations se présentent sous la forme de cas d étude réalistes et ne sont pas applicables sur les données spécifiques à un patient donné. Peu de travaux ont décrit une solution de simulation interactive dans un objectif d assistance à la planification d interventions endovasculaires. Parmi les quelques exemples rapportés dans la littérature, la possibilité de simuler l embolisation d un anévrisme cérébral a pu être démontrée dans le but d observer le positionnement des spires métalliques dans l anévrisme [115][116]. Cette simulation pourrait constituer la base d une solution logicielle pour la planification du traitement des anévrismes cérébraux en permettant d étudier les résultats du traitement au niveau des contraintes pariétales et de l hémodynamique [117]. Par ailleurs, le cathétérisme d une structure vasculaire pourrait également être planifié en simulant interactivement la position d un guide à partir du scanner préopératoire, sans prise en compte des déformations vasculaires [118][119][120]. D après la littérature, seules deux études se sont concentrées sur une solution d aide à la décision pour le dimensionnement des endoprothèses impliquant une simulation de positionnement. Une première étude a montré la possibilité d automatiser la mesure des dimensions de la structure vasculaire préopératoire et le choix des endoprothèses selon ces mesures [121]. Les endoprothèses sélectionnées sont positionnées dans la structure vasculaire à l aide des lignes centrales et les zones de fixation sont mises en évidence. Contrairement à l objectif fixé, cette étude n a pas consisté à exploiter la simulation de positionnement pour affiner le choix des dimensions des endoprothèses. Le choix est toujours entièrement basé sur les mesures anatomiques et les perspectives offertes par la simulation du positionnement se limitent à la vérification de la qualité des zones de fixation. Une seconde étude a proposé très récemment un outil de planification permettant de choisir les endoprothèses pour lesquelles les forces de fixation sont optimales [122]. Les forces sont estimées en simulant le déploiement des extrémités proximale et distale des endoprothèses à l aide d une méthode par éléments finis. Même si les résultats de la simulation sont directement reliés au choix des endoprothèses dans cette étude, le positionnement n a été estimé que localement au niveau des zones de fixation et non dans sa globalité. La question du choix de la longueur des endoprothèses n a pas été traitée.

54 40 2. Modélisation des endoprothèses pour la planification préopératoire interactive Modélisation des corps déformables Les simulations décrites précédemment nécessitent de modéliser le comportement des différents corps déformables considérés. De nombreuses modélisations ont été décrites dans la littérature pour des applications variées et avec des contraintes différentes en matière de réalisme et de temps de calcul. Plusieurs revues des méthodes utilisées pour décrire le comportement d un corps déformable ont été effectuées [123][124]. Selon l application visée, des approches basées sur des considérations géométriques ou mécaniques peuvent être mises en œuvre. Quelques méthodes couramment utilisées et appartenant à l une ou l autre catégorie sont décrites dans cette section Approches géométriques Des approches géométriques sont souvent utilisées pour calculer un état de déformation ou pour animer un corps déformable d une manière plausible. Les lois de comportement de ces approches sont généralement basées sur la forme géométrique du corps simulé ou sur des primitives géométriques. Deux approches appartenant à cette catégorie sont décrites dans cette section. Shape matching Ces approches permettent d estimer, de manière dynamique, le comportement d un corps directement à partir de sa forme géométrique. La méthode proposée par Müller et al. [125] permet de représenter un corps déformable par un ensemble de masses ponctuelles. Pour un état de déformation donné, chaque point cherche à prendre une nouvelle position de manière à ce que le corps reprenne son état non déformé, d une manière globale ou locale [126]. L avantage de cette méthode est sa stabilité, la vitesse des masses ponctuelles étant calculée à partir de positions cibles et non à partir de forces. Cette approche a notamment été mise en œuvre pour simuler l insertion d une aiguille dans un tissu mou [127] et estimer l état final de plusieurs traitement dans le domaine de la chirurgie cranio-faciale [128]. Toutefois, elle semble davantage adaptée à la simulation des corps volumiques qu à celle des corps minces tels que les endoprothèses. La représentation d un corps mince à l aide de masses ponctuelles pose en effet la question de l agencement des masses pour décrire correctement le comportement du corps. Déformation guidée par une courbe spline Les lois de comportement peuvent également être établies à partir d une ou plusieurs primitives géométriques (points, courbes ). Les courbes splines permettent notamment de guider la déformation d un corps articulé [129] ou de forme globalement cylindrique [130]. Dans le cadre plus spécifique du positionnement d une endoprothèse ou d un stent, Flórez Valencia et al. [112] ont décrit une approche basée sur la ligne centrale de la structure vasculaire. Le stent est modélisé par une suite de cercles ou de polygones reliés entre eux et positionnés de manière orthogonale autour d une ligne rectiligne. Le modèle est déformé et positionné dans la structure vasculaire de manière à ce que la ligne rectiligne se superpose à la ligne centrale de la structure vasculaire. Cette approche a été mise en œuvre dans le cadre de simulations d écoulement sanguin afin de positionner un stent dans une artère carotide [131], dans une artère coronaire [132] et dans l aorte thoracique [133].

55 2.2 Etat de l art 41 Bien que cette approche ne permette pas d animer dynamiquement un corps déformable, le calcul d un état de déformation particulier est possible. Par ailleurs, comme la majorité des endoprothèses possèdent une forme tubulaire, cette méthode basée sur une ligne rectiligne et une ligne centrale peut être envisagée pour leur positionnement dans la structure vasculaire. Toutefois, la modélisation d une structure bifurquée n a pas été adressée dans la littérature. Les études ayant abordé cette question se sont intéressées à la modélisation d une portion bifurquée de la structure vasculaire et non à la modélisation d une endoprothèse bifurquée. Tarjuelo-Gutierrez et al. [134] ont décrit un exemple de modélisation en définissant trois plans au niveau de la bifurcation aortique d un patient et en créant un maillage de la structure vasculaire à partir de ces plans Approches mécaniques En parallèle des approches géométriques, des approches permettant de simuler le comportement mécanique d un corps ont été décrites. La modélisation du comportement peut être plus ou moins fine selon le compromis recherché en matière de précision et de temps de calcul. Des approches basées sur des considérations physiques (réseau masse-ressort) ou sur la théorie de l élasticité (méthodes avec ou sans maillage) sont brièvement présentées dans cette section. Réseau masse-ressort Parmi les approches mécaniques, le réseau masse-ressort est une méthode très largement utilisée. Elle consiste à représenter un corps déformable par un ensemble de masses ponctuelles reliées entre elles à l aide d une liaison de type ressort établissant une relation entre la force appliquée à la masse et l étirement du ressort. Elle a notamment été utilisée pour modéliser la déformation des feuillets d une valve aortique lorsque celle-ci est soumise à une pression sanguine statique [135] et pour estimer la déformations des tissus mous dans un simulateur de chirurgie de la cataracte [136]. Certains travaux ont montré la possibilité d utiliser cette méthode pour simuler le déploiement d un stent ou d une endoprothèse dans une structure vasculaire rigide. Spranger et al. [137] ont notamment étudié l influence de différents types de ressort sur la vitesse de convergence et sur le résultat de la simulation. Flórez Valencia et al. [112] ont proposé d organiser le réseau masse-ressort selon des formes simples appelées simplexes pour modéliser le déploiement d un stent. Larrabide et al. [113] ont proposé une méthode similaire en ajoutant différents types de forces et de contraintes pour prendre en compte les spécificités géométriques des stents. Les avantages de cette méthode sont sa simplicité, sa facilité de mise en œuvre et son faible temps de calcul. La prise en compte des propriétés mécaniques du corps simulé est toutefois difficile. La relation entre les paramètres du réseau (raideur et orientation des ressorts) et les propriétés mécaniques n est pas directe et nécessite un paramétrage [138][139]. De plus, le résultat de la simulation dépend de la définition du réseau (finesse, orientation des ressorts). En raison de cette limite en matière de réalisme, cette méthode ne semble pas la plus appropriée pour un objectif d aide à la planification. Méthodes par éléments finis Initialement réservées aux calculs hors ligne, l augmentation de la puissance des unités de calcul ainsi que le développement de nouvelles formulations permettent d envisager les simulations par éléments finis pour des calculs interactifs. Cette méthode basée sur la théorie de l élasticité permet de modéliser le comportement mécanique de corps volumiques en les discrétisant en éléments hexaèdres

56 42 2. Modélisation des endoprothèses pour la planification préopératoire interactive [140] ou tétraèdres [141]. Des formulations ont également été proposées afin de décrire des corps à forme spécifique tels que les corps minces [142] et les poutres [143]. Sous l hypothèse de grands déplacements et de petites déformations, l approche corotationnelle [144] permet de réduire la complexité algorithmique en éliminant la rotation de chaque élément avant d estimer les déformations. La rotation est ensuite réintégrée lors de l application des forces élastiques. Elle présente l avantage de prendre en compte la non-linéarité géométrique dans le calcul de la déformation et d être suffisamment rapide pour envisager une simulation interactive. Par ailleurs, comme la formulation est basée sur la théorie de l élasticité, elle permet de prendre directement en compte les propriétés mécaniques du matériau du corps simulé. Pour ces raisons, cette formulation semble particulièrement bien adaptée à un objectif d aide à la planification pour lequel les contraintes en matière de précision et de temps de calcul sont importantes. Méthodes sans maillage Certaines approches basées sur la théorie de l élasticité s appliquent à des masses ponctuelles et non à un maillage constitué d éléments. Très utilisée pour simuler l écoulement d un fluide [145], la méthode a été étendue afin de pouvoir simuler un corps déformable. Elle a notamment été utilisée dans le domaine de la simulation chirurgicale [146] [147]. Afin de pouvoir simuler la déformation de corps minces, Ming et al. [148] et Lin et al. [149] ont récemment proposé des modifications à la méthode originale dans le but de représenter un corps mince par une seule couche de particules. Malgré ces développements récents, des questions restent ouvertes pour représenter le comportement mécanique des corps à forme spécifique tels que les corps minces et les poutres.

57 2.3 Positionnement géométrique d un système d endoprothèses complet Positionnement géométrique d un système d endoprothèses complet Introduction Dans la pratique actuelle, la sélection des endoprothèses est effectuée à partir des mesures anatomiques prises sur la structure vasculaire préopératoire. La procédure pour vérifier l adéquation des endoprothèses à l anatomie du patient est limitée et repose exclusivement sur les mesures anatomiques. Sans chercher à modifier les critères pris en compte lors du choix des endoprothèses, un premier travail a été réalisé sur la nature des informations restituées aux cliniciens pendant cette étape. L objectif est de proposer un outil de visualisation capable de fournir aux cliniciens un retour visuel sur les modèles d endoprothèses sélectionnés, notamment au regard de la structure vasculaire. L approche envisagée consiste à estimer le positionnement des endoprothèses selon les mesures anatomiques effectuées (longueur des segments artériels) et à visualiser une représentation des endoprothèses par superposition sur le scanner préopératoire du patient. Cette solution simple permet aussi de positionner les endoprothèses sur une structure vasculaire déformée, estimée à l aide de la simulation des interactions outil-tissu décrite dans le troisième chapitre. L ambition n est pas ici de simuler précisément le déploiement des endoprothèses mais d estimer de manière approchée leur position finale dans la structure vasculaire afin de vérifier leur adéquation (longueur, zone de recouvrement) avec l anatomie du patient. L approche géométrique proposée consiste à positionner les endoprothèses le long des lignes centrales de la structure vasculaire, sans prendre en compte les interactions entre les endoprothèses et la paroi vasculaire. La méthode de visualisation développée dans ce travail préliminaire peut aussi être utilisée pour restituer les résultats d une simulation de positionnement plus élaborée (cf. section Erreur! Source du renvoi introuvable.) Approche géométrique basée sur les lignes centrales La méthode décrite dans cette section repose sur un principe similaire à celui de la méthode de positionnement proposée Flórez Valencia et al. [112]. Elle s étend toutefois au positionnement d un ensemble d endoprothèses complet pouvant être constitué d endoprothèses tubulaires et bifurquées [150] Modélisation des endoprothèses et de la structure vasculaire Les endoprothèses sont modélisées par un maillage surfacique composé d éléments triangulaires et d éléments quadrilatères (figure 2.1). Elles sont réparties en deux groupes : les endoprothèses tubulaires et les endoprothèses bifurquées. Les endoprothèses tubulaires sont modélisées par un cylindre dont le diamètre peut varier axialement. Les endoprothèses bifurquées sont représentées par une partie cylindrique, éventuellement évasée, qui se divise en deux parties cylindriques de diamètre inférieur. Afin de pouvoir représenter spécifiquement une endoprothèse issue du catalogue d un fabricant, le maillage est paramétré par des variables correspondant aux principales dimensions de l endoprothèse. Un modèle d endoprothèse est caractérisé par sa forme (tubulaire ou bifurquée), par la longueur de ses

58 44 2. Modélisation des endoprothèses pour la planification préopératoire interactive différentes parties et par des diamètres tels que son diamètre proximal, son ou ses diamètres distaux et ses éventuels diamètres intermédiaires. Des contours de construction sont générés à partir de ces variables à l aide de formes simples telles que des cercles et des ellipses. Ces contours sont positionnés orthogonalement à l axe de l endoprothèse et sont reliés entre eux par des éléments quadrilatères. Une triangulation de Delaunay [151] est effectuée pour mailler la bifurcation des endoprothèses bifurquées avec des éléments triangulaires. Figure 2.1 : Représentation de différents modèles d endoprothèse par des maillages surfaciques. Le positionnement des endoprothèses est basé sur les lignes centrales de la structure vasculaire (figure 2.2). Les lignes centrales considérées sont la ligne centrale gauche LG (aorte - artère iliaque commune gauche - artère iliaque externe gauche) et la ligne centrale droite LD (aorte - artère iliaque commune droite - artère iliaque externe droite). Une ligne centrale supplémentaire LA, appelée ligne centrale aortique, est définie à partir des deux lignes centrales LG et LD. Elle correspond à la partie commune des deux lignes centrales (partie aortique), prolongée jusqu au point correspondant à l extrémité inférieure de la bifurcation aortique.

59 2.3 Positionnement géométrique d un système d endoprothèses complet 45 Figure 2.2 : Lignes centrales utilisées pour le positionnement des endoprothèses Formulation du positionnement La méthode de positionnement consiste à déformer le modèle de l endoprothèse de manière à le positionner autour d une ligne centrale de la structure vasculaire LV. Afin de calculer la position et la forme du modèle, une ligne de contrôle LE est préalablement définie le long de l axe principal de l endoprothèse. L échantillonnage de cette ligne et celui de la ligne centrale de la structure vasculaire sont effectués d une manière similaire. Sous cette condition, les déplacements nécessaires pour positionner la ligne de contrôle sur la ligne centrale peuvent être calculés point à point. Chaque nœud du maillage de l endoprothèse est associé au point de la ligne de contrôle le plus proche. Il est positionné dans la structure vasculaire selon une transformation géométrique définie à partir des deux lignes. Pour un nœud donné n, la position finale p 1 est donnée par l expression suivante (figure 2.3) : p 1 = T 1. R. T 0 1. p 0 où p 0 est la position initiale de n ; T 0 est la translation définie par la position de l 0, le point de LE le plus proche ; T 1 est la translation définie par la position de l 1, le point de LV correspondant ; R est une rotation définie par la différence d orientation locale entre LE et LV correspondant à l angle α.

60 46 2. Modélisation des endoprothèses pour la planification préopératoire interactive Figure 2.3 : Positionnement des nœuds de l endoprothèse autour de la ligne centrale de la structure vasculaire. L application de ces transformations géométriques aux nœuds du maillage permet de déformer le modèle de l endoprothèse et de le positionner autour de la ligne centrale de la structure vasculaire. L endoprothèse peut être placée à différentes positions le long de la ligne centrale en décalant les indices des points de la ligne de contrôle et de la ligne centrale lors de l estimation des transformations géométriques. Figure 2.4 : Positionnement d un corps bifurqué dans la structure vasculaire. Les lignes centrales gauche et droite (en bleu) sont modifiées pour passer par les jambages du corps bifurqué (en vert).

61 2.3 Positionnement géométrique d un système d endoprothèses complet 47 Le positionnement d un ensemble complet d endoprothèses débute par la mise en place d une endoprothèse bifurquée sur la ligne centrale aortique (figure 2.4). Une fois positionnée, les lignes centrales gauche et droite sont modifiées de manière à passer par le centre des jambages de l endoprothèse bifurquée. Les extensions iliaques sont alors positionnables sur ces nouvelles lignes centrales. Une ou plusieurs extensions aortiques peuvent par ailleurs être ajoutées sur la ligne centrale aortique (figure 2.5). Figure 2.5 : Positionnement d un ensemble complet d endoprothèses constitué d un corps bifurqué et de deux extensions iliaques Visualisation et interaction Dans le but de pouvoir positionner avec précision les endoprothèses relativement à la structure vasculaire et en raison de la tortuosité des différents segments artériels, la visualisation simultanée des deux structures dans un espace tridimensionnel est nécessaire. Dans l approche proposée, les maillages des endoprothèses sont affichés par superposition avec une reconstruction tridimensionnelle du scanner du patient. L opacité des maillages est définie de manière à ce que le rendu volumique du scanner reste visible par transparence. Par ailleurs, la zone de recouvrement entre deux endoprothèses est mise en évidence par une opacité plus élevée et une annotation indiquant la longueur du recouvrement. Le scanner utilisé pour le positionnement et la visualisation peut être le scanner préopératoire initial ou un scanner déformé obtenu en simulant les déformations subies par la structure vasculaire avant le déploiement des endoprothèses. La méthodologie pour générer un scanner déformé est décrite dans le troisième chapitre. Afin d accéder aux différentes fonctionnalités de la méthode, une interface utilisateur est ajoutée à la fenêtre de visualisation. Elle permet d ajouter une nouvelle endoprothèse en choisissant sa forme,

62 48 2. Modélisation des endoprothèses pour la planification préopératoire interactive ses dimensions et son côté d insertion. Les endoprothèses ajoutées peuvent ensuite être déplacées le long de la ligne centrale en translation et en rotation, supprimées ou remplacées par un autre modèle Résultats qualitatifs Cas d un système bifurqué Le positionnement d un système bifurqué débute par la sélection d un corps bifurqué parmi les modèles disponibles dans le catalogue des fabricants (figure 2.6, figure 2.7, figure 2.8). Le corps bifurqué, initialement placé à une position par défaut, peut être positionné sur la ligne centrale aortique en translation et en rotation. Lorsque son positionnement est satisfaisant, une ou plusieurs extensions iliaques peuvent être ajoutées du côté gauche et du côté droit. La position de chaque extension iliaque est ensuite modifiable afin d ajuster la zone de recouvrement entre les différentes endoprothèses. Si la position du corps bifurqué est modifiée, la position des extensions iliaques est modifiée en conséquence afin de préserver la même longueur de recouvrement. Le processus d ajustement s arrête lorsque la position et les zones de recouvrement des endoprothèses sont satisfaisantes. La même configuration d endoprothèses peut être positionnée sur le scanner préopératoire et sur un scanner simulé où la déformation vasculaire causée par un outil rigide a été estimée. Il est ainsi possible de comparer la position de l extrémité distale des extensions iliaques au regard de la position de l ostium des artères iliaques internes. La figure 2.9 illustre un cas où la position relative de l extrémité distale varie de manière significative en fonction du scanner utilisé. L extension iliaque ne couvre pas l artère iliaque interne sur le scanner préopératoire, elle se rapproche de l ostium sur le scanner déformé par le guide rigide et elle couvre l artère iliaque interne sur le scanner déformé par le porte-stent. En fonction des résultats observés, il est possible de modifier la configuration d endoprothèses de manière à obtenir une configuration valide sur les différents scanners.

63 2.3 Positionnement géométrique d un système d endoprothèses complet 49 Figure 2.6 : Exemple de positionnement d un système bifurqué complet (partie 1).

64 50 2. Modélisation des endoprothèses pour la planification préopératoire interactive Figure 2.7 : Exemple de positionnement d un système bifurqué complet (partie 2).

65 2.3 Positionnement géométrique d un système d endoprothèses complet 51 Figure 2.8 : Exemple de positionnement d un système bifurqué complet (partie 3).

66 52 2. Modélisation des endoprothèses pour la planification préopératoire interactive Figure 2.9 : Position de l extrémité distale d une extension iliaque par rapport à l ostium de l artère iliaque interne sur le scanner initial (à gauche), le scanner déformé par le guide rigide (au centre) et le scanner déformé par le porte-stent (à droite).

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68 54 2. Modélisation des endoprothèses pour la planification préopératoire interactive

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70 56 2. Modélisation des endoprothèses pour la planification préopératoire interactive

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84 70 2. Modélisation des endoprothèses pour la planification préopératoire interactive

85 2.5 Discussion et conclusion Discussion et conclusion Dans ce chapitre, deux méthodes pour positionner des modèles d endoprothèses interactivement dans la structure vasculaire d un patient ont été présentées. La première méthode, basée sur des considérations géométriques, utilise la ligne centrale de la structure vasculaire pour déformer et positionner les différents modèles d endoprothèse. Les premiers retours des cliniciens tendent à montrer que la méthode de visualisation proposée permet de compléter la prise de mesures anatomiques pour le choix des endoprothèses. L intérêt semble résider dans le retour visuel fourni par le positionnement et l affichage des modèles dans l anatomie du patient. La seconde méthode, basée sur une formulation mécanique, permet de simuler le positionnement d un système d endoprothèse. Les méthodes proposées présentent cependant un certain nombre de limitations. Afin de satisfaire les contraintes d interactivité, une simplification du problème du positionnement a été effectuée. Dans la première méthode, l axe des endoprothèses est confondu avec les lignes centrales de la structure vasculaire. Cette contrainte peut sembler relativement éloignée de la réalité car lors du déploiement, un déplacement axial ou un mouvement de pivotement de l endoprothèse peut être observé relativement à la structure vasculaire. La méthode de visualisation proposée présente toutefois l avantage d être fidèle à la prise de mesures effectuée dans la pratique courante par les cliniciens. Dans la seconde méthode, le problème a également été simplifié et sur-contraint par rapport à la réalité. L extrémité distale de la poutre est fixé au niveau du repère P5 ou P6 et l extrémité proximale est fixée en un point situé dans le plan contenant le repère P2. Ces contraintes supplémentaires permettent d obtenir des formes d endoprothèse différentes selon la longueur initiale imposée à la poutre. Cependant, dans la réalité, le portestent est complètement libre dans la structure vasculaire, excepté au niveau de la zone d insertion où il est fermement maintenu. Une amélioration possible pourrait être de modifier ces contraintes afin de se rapprocher des conditions réelles. Pour les deux approches considérées (géométrique/mécanique), les déformations vasculaires causées par l insertion des outils et le déploiement des endoprothèses ont été négligées. Cette limitation est en partie adressée dans le chapitre suivant où une méthode pour simuler les déformations causées par le guide rigide et le porte-stent est présentée. Les résultats de cette simulation permettent de générer des scanners déformés qui peuvent être utilisés à la place du scanner initial pour calculer le positionnement des endoprothèses (cf. section ).

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87 3 Simulation biomécanique des déformations vasculaires 3.1 Introduction Dans la pratique actuelle, les déformations subies par la structure vasculaire pendant une procédure EVAR ne sont pas anticipées objectivement lors de la planification de l intervention. Le choix des endoprothèses repose exclusivement sur les mesures anatomiques prises sur la structure vasculaire préopératoire alors que ces mesures sont altérées par les déformations vasculaires provoquées par l insertion des outils rigides avant le déploiement des endoprothèses. Même si des injections de produit de contraste peuvent être réalisées localement pendant l intervention, les images ne permettent pas d apprécier avec précision les déformations subies par la structure vasculaire. Par ailleurs, quand l intervention est guidée par réalité augmentée, la correspondance entre les données superposées et les images peropératoires n est plus assurée lorsque les déformations ne sont pas prises en compte. L estimation des déformations vasculaires lors de la planification de l intervention permettrait de compléter la procédure actuelle pour le dimensionnement des endoprothèses. Lors d une procédure guidée par fusion d images, elle permettrait également de mettre à jour les données superposées aux images peropératoires en fonction de l état de déformation de la structure vasculaire. Plusieurs approches peuvent être envisagées pour estimer les déformations, mais seule une simulation réalisable pendant l étape de planification permettrait de répondre aux deux objectifs fixés. Une approche conforme à ce cas de figure est décrite dans ce chapitre. Elle repose sur une simulation par éléments finis des interactions entre les outils rigides et la structure vasculaire. Le modèle biomécanique impliqué est entièrement créé à partir du scanner préopératoire du patient afin de rendre la simulation réalisable avant l intervention. Le modèle doit toutefois être suffisamment prédictif pour correctement estimer les déformations vasculaires. Dans cette optique, une méthode de paramétrage basée sur un groupe d apprentissage est proposée. Elle consiste à ajuster les paramètres du modèle en comparant les résultats de la simulation avec les images peropératoires de ce groupe de patient. Ce chapitre commence par une description des travaux reportés dans la littérature au sujet de l estimation des déformations vasculaires. Il se concentre ensuite sur une présentation de la simulation proposée et plus spécifiquement sur la construction et le paramétrage du modèle biomécanique. Après la description de l approche, les résultats en matière de précision, de prédictibilité et de compatibilité avec le workflow clinique sont présentés. Enfin, le chapitre se termine par une discussion, une présentation des perspectives et une conclusion. 3.2 Etat de l art La question de l estimation des déformations vasculaires peut être abordée au travers de différentes approches.

88 74 3. Simulation biomécanique des déformations vasculaires Lorsque des données suffisantes sur l état non déformé et sur l état déformé d une structure sont disponibles, un recalage déformable peut être utilisé pour mettre en correspondance ces états de déformation. Cette approche permet de quantifier les déformations subies par la structure entre l état non déformé et l état déformé en estimant un champ de déplacement ou de déformation entre ces états. L estimation est généralement effectuée à l aide d un modèle de déformation basée sur des considérations géométriques ou, plus récemment, sur des considérations mécaniques. Une seconde approche envisageable consiste à aborder le problème sous l angle d une simulation prédictive permettant d estimer l état déformé à partir de l état non déformé. Dans le cas où la simulation est entièrement basée sur l état non déformé, cette approche peut être réalisée au cours de la planification d une intervention. Toutefois, cette solution pose la question de la prédictibilité du modèle de déformation. Elle suppose d établir un modèle numérique du patient dans toute sa complexité et de prendre en compte la diversité des patients, notamment en matière d anatomie et de comportement mécanique. Le paramétrage du modèle numérique est d autant plus difficile qu il est généralement envisagé indépendamment de la dimension peropératoire du problème, pour laquelle des observations de l état déformé sont disponibles mais paradoxalement non exploitées. Après cette brève description des approches envisageables pour traiter le problème de l estimation des déformations vasculaires, un état de l art sur le recalage déformable et sur la simulation des interactions outil/tissu est présenté Recalage déformable Lorsqu une observation de l état déformé est disponible, les déformations subies par les tissus peuvent être estimées à l aide d un recalage déformable. Les travaux reportés dans la littérature se sont principalement intéressés au cas où une description tridimensionnelle des tissus déformés est disponible par l intermédiaire d une acquisition CBCT peropératoire. Les méthodes décrites ont été envisagées pour plusieurs domaines d application et notamment dans le cadre de la radiothérapie [155]. Malgré les différentes approches proposées pour mettre en correspondance des images médicales [156], la question de la définition du modèle de déformation reste ouverte. Les modèles proposés sont souvent basés sur des considérations physiques éloignées du comportement réel des tissus, telles que le comportement d un fluide visqueux ou la conduction thermique, ou sur des lois basées sur la théorie de l interpolation. Au vu de l écart entre les modèles de déformation utilisés et le comportement mécanique complexe des tissus, la précision de l estimation des déformations peut être mise en question. Dans le contexte de la radiothérapie de la prostate, Cazoulat et al. [157] a récemment proposé une approche de recalage déformable entre le scanner préopératoire et des CBCT peropératoires acquis lors de la délivrance des fractions de dose. La méthode a été évaluée sur des scanners et CBCT virtuels, créés à partir d une simulation biomécanique de la déformation des organes d intérêt. Les résultats observés ont montré une différence significative entre les déplacements estimés par le recalage déformable et les déplacements simulés à l aide d un modèle biomécanique générique de la région pelvienne. Cette observation semble encourager la prise en compte de données biomécaniques dans le modèle de déformation lors du recalage. Même si quelques travaux se sont orientés vers cette solution [158][159], le problème reste particulièrement difficile lorsqu il s agit de prendre en compte les spécificités mécaniques du patient.

89 3.2 Etat de l art 75 Dans le contexte du traitement endovasculaire de l AAA, le recalage 3D/3D déformable n a été envisagé que pour quantifier les déformations vasculaires a posteriori [160]. Il pourrait permettre d établir une correspondance entre les structures vasculaires préopératoire et peropératoire pendant l intervention, à condition toutefois de disposer d un volume CBCT peropératoire avec injection de produit de contraste. Dans le cas plus général où seules des images peropératoires 2D sont disponibles, le problème se complexifie en raison de la nature projective des images fluoroscopiques et angiographiques. Peu de travaux ont été effectués sur le recalage déformable 3D/2D, le recalage rigide étant déjà difficile dans ces conditions. Ce point est plus précisément abordé dans le quatrième chapitre. Une solution naturelle pour estimer les déformations vasculaires pourrait être d exploiter une angiographie montrant la structure vasculaire déformée. Raheem et al. [161] ont étudié la possibilité d estimer localement les déformations de la structure vasculaire après avoir aligné les référentiels préopératoire et peropératoire à l aide d un recalage rigide 3D/2D. Des points fixes et des points mobiles sont sélectionnés manuellement sur les structures vasculaires préopératoire et peropératoire. La structure vasculaire préopératoire est déformée au niveau des artères rénales de manière à aligner les points mobiles sans déplacer les points fixes (figure 3.1). Les résultats obtenus montrent une meilleure superposition des structures au niveau de l ostium des artères rénales par rapport au recalage rigide seul. Groher et al. [162], Zikic et al. [163] et Liao et al. [164] ont proposé des méthodes de recalage déformable basées sur la ligne centrale des structures vasculaires préopératoire et peropératoire. La ligne centrale préopératoire est déformée, à l aide d une minimisation d énergie, selon la position de la ligne centrale peropératoire et selon des termes de régularisation basés sur la préservation de la longueur des segments artériels et sur le lissage de la transformation. Bien que ces méthodes semblent permettre d améliorer la superposition des structures vasculaires préopératoire et peropératoire dans un contexte de guidage par réalité augmentée, la précision de l estimation des déformations vasculaires peut être limitée en raison de l empirisme des modèles de déformation proposés. Par ailleurs, ces approches supposent qu une injection de produit de contraste soit réalisée pour visualiser la structure vasculaire peropératoire déformée alors qu en pratique, ces données ne sont pas toujours disponibles. Une solution originale pourrait être d exploiter les outils déformants, continuellement observables au cours de l intervention, pour guider l estimation des déformations vasculaires. Göksu et al. [72] ont proposé une approche de recalage 3D/2D déformable pour prendre en compte les déformations vasculaires dans le contexte d un guidage par réalité augmentée. Après avoir aligné les référentiels préopératoire et peropératoire à l aide d un recalage 3D/2D rigide, un outil virtuel est simulé par relaxation à l intérieur de la structure vasculaire préopératoire sans provoquer de déformation. Après l insertion d un outil déformant au cours de l intervention, l outil réel est reconstruit en 3D à l aide d une surface de rétroprojection et d une minimisation d énergie (figure 3.1). La structure vasculaire préopératoire est déformée en appliquant des déplacements calculés à partir de la différence de position entre le guide virtuel et le guide reconstruit. Castro et al. [165] ont proposé une méthode d ajustement différente en modélisant le comportement de la structure vasculaire à l aide d une formulation élastique. La structure vasculaire est approximée par une série de sphères à laquelle des forces sont appliquées afin de la contraindre autour du guide reconstruit, le recalage rigide étant réalisé préalablement. Même si ces approches présentent l avantage de ne pas nécessiter d angiographie, les modèles de déformation proposés sont également très simplifiés et éloignés d une modélisation du comportement mécanique de la structure vasculaire.

90 76 3. Simulation biomécanique des déformations vasculaires Par ailleurs, le problème du recalage déformable 3D/2D est particulièrement mal posé lorsqu une seule image peropératoire est disponible. L estimation des déformations des structures dans la direction de la projection est difficile et peut nécessiter des hypothèses fortes sur la nature des déformations. De plus, les approches décrites précédemment nécessitent une observation de la structure vasculaire peropératoire déformée, de manière directe par l intermédiaire d une angiographie ou indirecte à l aide d une image fluoroscopique. Même si elles pourraient permettre d estimer les déformations vasculaires au cours de l intervention, à condition toutefois de prendre en compte les propriétés mécaniques des tissus dans les modèles de déformation, ces approches sont exclues pour un objectif de planification. Figure 3.1 : a) Recalage déformable proposé par Göksu et al. [72] basé sur la surface de rétroprojection de l outil réel observé (en bleu). b) Recalage déformable proposé par Raheem et al. [161] basé sur des points mobiles (en rouge) et des points fixes (en bleu) Simulation des déformations vasculaires L estimation des déformations vasculaires peut être envisagée en construisant un modèle numérique de l anatomie du patient et en simulant le phénomène qui provoque les déformations. Les travaux décrits dans la littérature se sont généralement appuyés sur une simulation par éléments finis. Ils ont tout d abord consisté à étudier les déformations vasculaires provoquées par les conditions physiologiques et hémodynamiques. Plus récemment, des travaux ont également été initiés sur la modélisation de gestes interventionnels en étudiant les interactions entre la structure vasculaire et certains dispositifs médicaux. Dans un contexte d aide à la planification, la prédictibilité des résultats est essentielle car au moment de réaliser la simulation, aucune information sur l état déformé n est disponible. En raison de la diversité des patients, la prise en compte de leurs spécificités géométriques et mécaniques est nécessaire pour envisager d obtenir des résultats prédictifs. Cette section débute par une présentation de travaux ayant porté sur la modélisation biomécanique de l AAA et notamment sur la quantification du risque de rupture. Le cas de la simulation du cathétérisme, plus spécifique au problème considéré dans ce chapitre, est ensuite présenté. Enfin, la question de la prise en compte des caractéristiques géométriques et mécaniques du patient est abordée.

91 3.2 Etat de l art Modélisations biomécaniques Les études ayant consisté à estimer les déformations vasculaires provoquées par le flux sanguin se sont principalement intéressées à prédire le risque de rupture de la paroi anévrismale. Les études reportées dans la littérature ont consisté à calculer les contraintes pariétales obtenues lorsqu une pression statique est injectée dans la structure vasculaire [166] ou lorsque la dynamique du flux sanguin est simulée à l aide d un couplage fluide-structure [167][168][169]. Les travaux menés par Doyle et al. [170] ont abouti à la proposition d un index basé sur les contraintes maximales pour quantifier le risque de rupture sous la forme d un pourcentage. Fillinger et al. [171] ont montré que les contraintes pariétales sont un indicateur de risque de rupture plus sensible que le diamètre maximal de l anévrisme. Une revue récente des travaux réalisés sur ce sujet a notamment été effectuée [172]. En parallèle de l analyse du risque de rupture de l anévrisme, des études ont montré la possibilité de modéliser les interactions entre un dispositif endovasculaire et la structure vasculaire. Les contraintes provoquées par le déploiement d un stent dans une artère sténosée ont pu être quantifiées à l aide d une simulation par éléments finis [99][173][174] (figure 3.2). Des travaux se sont également intéressés à l implantation de valve cardiaque par voie percutanée [175]. Le déploiement de la prothèse valvulaire réalisé au moyen d un ballon a pu être simulé à partir de différentes positions de largage afin de comparer le positionnement final de la prothèse valvulaire [176]. L écrasement des feuillets de la valve native lors du déploiement de la prothèse valvulaire a également été simulé afin de quantifier les contraintes infligées aux feuillets [177]. Les feuillets étant souvent calcifiés, certaines études ont montré la possibilité d extraire les calcifications des feuillets à partir du scanner du patient et à les prendre en compte lors de la simulation [178][179][180][181]. Dans le contexte des procédures EVAR, la simulation des déformations vasculaires provoquées par le déploiement d une endoprothèse peut également être envisagée. Ce sujet a été abordé dans le deuxième chapitre. Le problème considéré dans ce chapitre concerne plus particulièrement les déformations provoquées par l insertion des outils rigides dans la structure vasculaire. Les approches décrites dans la littérature pour simuler le cathétérisme, c est-à-dire l insertion d un guide dans la structure vasculaire, sont présentées dans la section suivante.

92 78 3. Simulation biomécanique des déformations vasculaires Figure 3.2 : Simulation du déploiement d un stent dans une artère carotide. A l intérieur du modèle de la structure vasculaire créé à partir d un scanner (a), le modèle du stent est comprimé dans une gaine (b) puis relâché afin d estimer les contraintes pariétales (c) (d après Auricchio et al. [174]) Simulations de cathétérisme Le cathétérisme est une étape intervenant dans la plupart des interventions endovasculaires. Il a fait l objet de plusieurs travaux, principalement dans le cadre des simulateurs de chirurgie. En raison des contraintes fortes en matière de temps de calcul, ces travaux se sont orientés vers des formulations mécaniques simplifiées et ont négligé les déformations vasculaires en considérant la structure vasculaire comme un corps rigide. Plusieurs formulations ont été proposées pour décrire le comportement mécanique des guides. Luboz et al. [182] ont modélisé différents guides à l aide d un réseau masse-ressort. Afin d obtenir un comportement réaliste, un coefficient de flexion a été déterminé pour chaque point du guide en comparant le guide simulé avec un guide introduit dans un fantôme physique. Sept modèles de guide ont été modélisés suivant cette méthodologie et ont été intégrés au sein d un simulateur à base de capteurs haptiques [183]. Le simulateur a été évalué par des radiologues interventionnels expérimentés et a été considéré comme réaliste sur la base d une comparaison entre le guide simulé et le guide réel. Tang et al. [120] ont modélisé plusieurs guides et cathéters à l aide d une barre élastique. Les interactions entre les outils et la structure vasculaire ont été gérées à l aide de contacts résolus par une méthode de pénalisation. Afin d accélérer le temps de calcul de la simulation, la barre élastique est rééchantillonnée de manière dynamique selon le degré de courbure local de la barre. Wang et al. [184] ont proposé une méthode similaire pour simuler un cathéter et un guide et ont confronté les résultats obtenus aux outils réels introduits dans différents fantômes physiques. Les résultats ont montré que la forme globale des outils et les principaux points de collision sont similaires pour la simulation et l expérimentation (figure 3.3).

93 3.2 Etat de l art 79 Figure 3.3 : Simulation de la navigation d un guide dans des structures vasculaires complexes rigides (d après Wang et al. [184]). Li et al. [185] ont proposé de simuler la position de cathéters et de guides à l aide d une minimisation d énergie définie à partir de l énergie de flexion, de l énergie potentielle et du travail provoqué par les forces extérieures. L erreur de simulation est de l ordre du millimètre mais le temps de calcul est trop élevé pour envisager une utilisation en temps réel. Lenoir et al. [186] ont modélisé le couple cathéter/guide rigide par une unique poutre composée d éléments finis. Les propriétés des matériaux du cathéter et du guide sont combinées et appliquées à la poutre lorsque le guide est inséré à l intérieur du cathéter. Cette approche originale permet de s affranchir de la gestion des interactions entre le cathéter et le guide et d obtenir un temps de calcul suffisamment faible pour une simulation interactive. Schafer et al. [119] ont déterminé la position finale d un guide dans une structure vasculaire en cherchant le chemin qui minimise l énergie de flexion du guide. La détermination du chemin optimal est effectuée en construisant un graphe dont les poids sont fixés selon l énergie de flexion locale. Les guides simulés, comparés à des guides réels introduits dans un fantôme physique, ont donné une erreur moyenne comprise entre 0.9 mm et 1.3 mm. Le temps de calcul, inférieur à 2 s, est compatible avec une simulation interactive mais non temps réel. Même si ces méthodes permettent de simuler rapidement et relativement précisément l insertion d un guide dans une structure vasculaire rigide, elles ne répondent pas à l objectif fixé qui est d estimer les déformations vasculaires provoquées par des outils déformants. Dans la littérature, ce sujet n a pratiquement pas été abordé. Gupta el al. [187] ont effectué un travail préliminaire visant à montrer la possibilité de simuler les déformations provoquées par l insertion progressive d un guide rigide. Une partie de la structure vasculaire d un patient a été prise en compte à l aide d un modèle surfacique représentant les artères iliaques et fémorales. Les déformations ont été estimées à l aide de propriétés de contact établies entre le guide et le modèle surfacique. Une formulation implicite et une formulation explicite ont été testées et ont permis d obtenir des résultats comparables. Très récemment et en parallèle des travaux décrits dans ce chapitre, Roy et al. [188] ont présenté une approche similaire consistant à simuler l insertion d un guide rigide dans une structure aorto-iliaque depuis chaque artère fémorale. L estimation de la structure vasculaire déformée a pu être comparée visuellement à une angiographie montrant la structure vasculaire peropératoire.

94 80 3. Simulation biomécanique des déformations vasculaires Même si ces deux études ont montré qu une simulation par éléments finis pouvait permettre de modéliser les interactions entre les outils et la structure vasculaire, elles n ont pas abordé la question de la prédictibilité du modèle. Les paramètres mécaniques ont été définis à partir de valeurs génériques reportées dans la littérature et ne reflètent pas les spécificités du patient simulé. Par ailleurs, comme les résultats de la simulation n ont pas été comparés objectivement à des images peropératoires, les paramètres du modèle n ont pas pu être ajustés dans le but d obtenir une estimation des déformations vasculaires réaliste. Dans l état actuel, la démarche proposée dans ces deux travaux est donc insuffisante pour estimer les déformations vasculaires d un patient donné et pour envisager d utiliser les résultats de la simulation pour sélectionner les endoprothèses et améliorer la mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires Données spécifiques au patient Dans un objectif de planification et d assistance, l enjeu est d élaborer une solution spécifique patient permettant de prédire les déformations vasculaires. En raison de la variabilité des patients, les propriétés géométriques et mécaniques de la structure vasculaire des patients doivent être prises en compte dans les simulations pour espérer obtenir des résultats prédictifs. Un état de l art est présenté dans cette section sur les méthodes permettant d intégrer les spécificités du patient dans le modèle biomécanique Géométrie Historiquement, la plupart des simulations étaient effectuées à partir d une géométrie idéalisée ou issue d un atlas. Ces géométries représentaient la structure vasculaire d un patient typique et les principales caractéristiques de la géométrie (diamètre, longueur, angulation, épaisseur) étaient déterminées par des valeurs moyennes mesurées sur un groupe de patients. La sensibilité des résultats de simulation au regard de ces paramètres a été étudiée au travers de différents travaux. Rodriguez et al. [189] ont étudié l influence du diamètre et du degré d asymétrie d un AAA sur la répartition des contraintes pariétales provoquées par la pression sanguine. Li et al. [190] ont mis en évidence l influence du degré d asymétrie de l anévrisme, de l angulation du collet et de l angle de la bifurcation aortique sur les caractéristiques du flux sanguin et l amplitude des contraintes pariétales à l aide d une simulation fluidestructure. Compte tenu de la sensibilité des résultats par rapport à la géométrie utilisée, la majorité des simulations sont maintenant réalisées à partir d une géométrie reconstruite depuis l examen d un patient [191]. La géométrie est classiquement reconstruite à partir d un scanner [192] mais l IRM est également exploitable [193]. Au vu des variations anatomiques observables sur un groupe de patients [194], l utilisation d une géométrie spécifique peut maintenant être considérée comme primordiale pour obtenir des résultats prédictifs. L épaisseur de la paroi vasculaire est également une donnée spécifique au patient qui influence les résultats de la simulation. Elle est cependant difficile à quantifier à partir du scanner préopératoire. La segmentation de la surface interne de la paroi est facilitée par l injection de produit de contraste réalisée pendant l acquisition. Cependant, en raison du faible contraste entre la paroi et les tissus mous environnants, la segmentation de la paroi externe est difficile. Même si des méthodes semi-automatiques

95 3.2 Etat de l art 81 ont été proposées pour faciliter la segmentation de la paroi vasculaire, cette étape reste fortement dépendante de l opérateur. Shum et al. [195] ont observé une différence moyenne de 0.5 mm entre les résultats obtenus par des cliniciens différents. D autres techniques permettent d estimer l épaisseur de la paroi mais leur utilisation est difficilement envisageable dans la pratique clinique. L épaisseur de la paroi peut être quantifiée à partir d échantillons extraits lors d une chirurgie ouverte [196]. Toutefois, cette solution ne peut pas être utilisée pour obtenir ces données spécifiquement à un patient lors de la planification de son intervention. L introduction d une sonde à ultrasons dans l aorte du patient pourrait être une solution envisageable [197]. Cette mesure ne peut cependant être réalisée qu au début de l intervention endovasculaire et n est donc pas accessible en phase de planification Comportement mécanique Des travaux pour caractériser les propriétés mécaniques de la paroi vasculaire ont été reportés dans la littérature. Ils ont principalement consisté à effectuer des essais mécaniques sur des échantillons provenant de l aorte d un groupe de sujets et à identifier à partir de ces essais les paramètres d une loi de comportement mécanique. Cette section s intéresse plus spécifiquement à la manière d intégrer les propriétés mécaniques dans les simulations ainsi qu aux techniques utilisées pour caractériser les propriétés mécaniques d un patient donné. Les propriétés mécaniques de la paroi vasculaire ont pu être intégrées avec différents niveaux de finesse dans les simulations biomécaniques décrites dans la littérature. Les propriétés ont souvent été attribuées de manière uniforme sur l ensemble de la structure vasculaire bien qu en réalité, ces propriétés varient fortement selon le vaisseau sanguin considéré [198]. Xiong et al. [199] ont pris en compte cette variation en attribuant des propriétés connues en un nombre limité de points du modèle (aorte, anévrisme, artère iliaque commune) et en interpolant les propriétés selon la ligne centrale pour les autres points du modèle. La paroi vasculaire étant composée de tissu sain, de calcifications et de thrombus, des travaux ont été effectués afin de quantifier l influence de ces composants sur les contraintes pariétales lorsque des propriétés mécaniques spécifiques sont appliquées pour chaque classe de tissu. Speelman et al. [200] ont comparé les contraintes pariétales lorsque les calcifications étaient négligées ou considérées dans le modèle biomécanique. Les résultats ont montré que la prise en compte des calcifications augmente de manière significative les contraintes maximales subies par la paroi vasculaire. Maier et al. [201] ont modélisé l anévrisme de trois patients avec ou sans prise en compte des calcifications et ont estimé les déformations provoquées par la pression sanguine. Plus l indice de calcification du patient était élevé (4.66, 19.2 et 33.9), plus le déplacement maximal observé au cours de la simulation diminuait (2.2%, 13.8% et 37.4%). De la même manière, Bluestein et al. [168] ont étudié l influence de la prise en compte du thrombus sur la simulation de l écoulement sanguin. Les résultats ont montré que la modélisation du thrombus entraîne une modification du flux sanguin et une diminution des contraintes pariétales. Li et al. [202] ont étudié simultanément l influence des deux catégories de tissu sur les contraintes pariétales provoquées par la pression sanguine. Le niveau maximal des contraintes diminue lorsque les calcifications sont négligées et augmente lorsque le thrombus est négligé. Bien que des propriétés mécaniques issues d expérimentations soient disponibles dans la littérature, il est difficile d établir un lien entre ces propriétés, qui ont été obtenues à partir d un groupe de patients, et les propriétés d un patient donné. Le problème se pose notamment lorsque l objectif est

96 82 3. Simulation biomécanique des déformations vasculaires d effectuer une simulation pendant la phase de planification de l intervention du patient. Doyle et al. [203] ont comparé les contraintes pariétales de l anévrisme d un patient selon les propriétés des matériaux utilisées. Deux ensembles de propriétés ont été considérés : un ensemble provenant de valeurs classiques reportées dans la littérature et un ensemble obtenu à partir d essais mécaniques effectués sur des échantillons de l anévrisme du patient simulé. Les résultats de simulation obtenus ont montré une différence au niveau des contraintes pariétales maximales (66.8%), de la déformation maximale (319.9%) et du déplacement maximal (177.4%). L idéal serait donc de caractériser le comportement mécanique pour chaque patient avant d effectuer la simulation. Cependant, les techniques utilisables sont encore difficilement envisageables dans la pratique clinique. Les essais mécaniques sur échantillon sont par nature incompatibles. Des travaux sur des techniques moins invasives ont toutefois été reportés. Une estimation de la rigidité locale des tissus peut être obtenue en analysant la propagation d une onde pulsée [204]. Il est possible d effectuer une élastographie par résonnance magnétique en imposant des sollicitations mécaniques à l abdomen du patient et en acquérant une séquence d images IRM [205] [206]. A l aide de cet examen, les variations de rigidité peuvent être observées sur l ensemble de la structure vasculaire. Enfin, des sondes à ultrasons pourraient également être utilisées pour quantifier les propriétés mécaniques de l aorte [207][208]. La mise en œuvre de ces solutions entraînerait toutefois un examen supplémentaire pour le patient. Par ailleurs, le scanner préopératoire permet d'obtenir une description précise de la répartition des tissus sains et des tissus pathologiques pour un patient donné. Ces informations, souvent inexploitées, pourraient être intégrées lors de la construction du modèle biomécanique en traduisant les variations de densité des tissus par des propriétés mécaniques différentes. Cette solution est envisagée dans l approche décrite dans ce chapitre.

97 3.3 Modélisation prédictive des déformations vasculaires Modélisation prédictive des déformations vasculaires Vue d ensemble de l approche proposée L objectif de ces travaux est de proposer une solution pour estimer les déformations subies par la structure vasculaire lors de l insertion des outils déformants au cours d une procédure EVAR. Afin de pouvoir prendre en compte ces déformations lors de la planification de l intervention, la solution envisagée s appuie sur une modélisation biomécanique des interactions outil/tissu basée sur le scanner préopératoire. L enjeu de cette étude est d établir un modèle prédictif et spécifique au patient afin d estimer des résultats de déformation réalistes et exploitables lors de la planification et la réalisation d une procédure EVAR. Dans la littérature, les travaux ayant abordé la question de la modélisation spécifique au patient ont souvent défini les paramètres du modèle biomécanique selon des valeurs génériques, déduites d essais mécaniques réalisés sur un groupe de patients. Par ailleurs, les travaux se sont concentrés sur la prise en compte de certaines caractéristiques intrinsèques à la structure vasculaire (géométrie, propriétés des matériaux) et ont souvent négligé la relation entre la structure vasculaire et son environnement. En raison du manque de données quantitatives reportées dans la littérature, la prise en compte de cette relation dans le calcul des déformations vasculaires reste un problème ouvert. L approche envisagée pour estimer les déformations vasculaires consiste à créer un modèle spécifique patient à partir du scanner préopératoire et à exploiter les observations peropératoires disponibles sur les interactions outil/tissu pour paramétrer le modèle [209] (figure 3.4). Les images peropératoires, disponibles mais paradoxalement inexploitées dans la littérature, peuvent permettre de comparer la forme des outils simulés à la forme des outils réels et ajuster en conséquence les paramètres du modèle biomécanique et en particulier les conditions aux limites qui modélisent la relation entre la structure vasculaire et son environnement. L objectif final de ce paramétrage est de mener à un modèle prédictif qui s adapte aux caractéristiques géométriques et mécaniques du patient simulé. Afin d envisager l intégration de la simulation dans la planification des procédures EVAR, l approche proposée est délibérément orientée vers la mise au point d une simulation biomécanique simplifiée permettant d estimer les déformations vasculaires à un niveau macroscopique. Figure 3.4 : Vue d ensemble de l approche proposée pour la simulation biomécanique des déformations vasculaires.

98 84 3. Simulation biomécanique des déformations vasculaires Cette section se concentre sur la construction du modèle biomécanique et la simulation des interactions outil-tissu. La modélisation des outils et de la structure vasculaire ainsi que la définition des conditions aux limites, de la précontrainte et des propriétés de contact sont détaillées. Les différentes étapes de la simulation ainsi qu une méthode pour créer, à partir des résultats, les scanners déformés mentionnés dans le deuxième chapitre sont ensuite décrites. Enfin, la méthode de recalage pour aligner les résultats avec les images peropératoires ainsi que le paramétrage du modèle sont présentés Description des outils Géométrie et maillage Les outils qui déforment le plus la structure vasculaire pendant une procédure EVAR sont les guides rigides et les porte-stents. Le protocole clinique consiste à insérer un guide rigide, généralement un guide Lunderquist (Cook), pour permettre ensuite l insertion du porte-stent qui contient l endoprothèse. Pour simuler les déformations vasculaires, les deux outils considérés sont donc un guide Lunderquist et un porte-stent (figure 3.5). En raison de sa forme allongée, le guide rigide peut être modélisé par une poutre de Timoshenko de section circulaire de diamètre mm. La poutre est discrétisée de manière régulière en éléments d environ 2 mm de longueur. Le porte-stent, en raison de son diamètre important, est représenté par un corps volumique. Il est modélisé par un cylindre de diamètre 7.3 mm ou 8 mm suivant le diamètre de l endoprothèse. Le cylindre est maillé avec des éléments quadratiques composés de 20 nœuds (typiquement 3360 éléments). Figure 3.5 : Modélisation d un guide rigide (a) et d un porte-stent (b) Comportement mécanique Des données mécaniques sur les guides utilisés couramment en chirurgie endovasculaire sont disponibles dans la littérature. Harrison et al. [210] ont caractérisé la partie rigide de onze guides à l aide de tests de flexion 3 points et ont quantifié la rigidité en flexion de chaque guide. D après la littérature, aucune caractérisation mécanique n a été effectuée sur le porte-stent des différentes endoprothèses commercialisées. Toutefois, dans le cadre du projet ANR TecSan AngioVision, un partenaire a effectué des essais mécaniques afin de caractériser le comportement des guides et porte-stents régulièrement utilisés par les cliniciens.

99 3.3 Modélisation prédictive des déformations vasculaires 85 Pour estimer les déformations vasculaires, le comportement mécanique des outils a été défini à l aide de ces données. Il est modélisé par une loi élastique linéaire avec un module d Young de 200 GPa et un coefficient de Poisson de 0.3 pour le guide rigide et avec un module d Young de 668 MPa et un coefficient de Poisson de 0.44 pour le porte-stent Description de la structure vasculaire Géométrie et maillage La forme de la structure vasculaire peut être observée sur le scanner préopératoire. L objectif étant d établir une simulation spécifique patient, il est intéressant d exploiter le scanner préopératoire pour créer le modèle numérique de la structure vasculaire. L idée est d extraire du scanner préopératoire une description géométrique de la structure vasculaire pouvant être discrétisée en un maillage constitué d éléments. L avantage de cette approche est de pouvoir choisir la finesse de la discrétisation ainsi que le type d éléments utilisés pour le calcul mécanique. Les données nécessaires à la construction du modèle numérique ont été extraites du scanner préopératoire à l aide d EndoSize (Therenva) (cf. section ). Plus spécifiquement, les données utilisées sont le volume binaire décrivant la lumière vasculaire, les lignes centrales, la densité des tissus et l index de tortuosité des artères iliaques (rapport entre la longueur curviligne et la distance en ligne droite). Les contours de la lumière vasculaire sont décrits par des courbes de type B-spline définies dans des plans régulièrement espacés et orthogonaux à la ligne centrale des vaisseaux (figure 3.6). Un contour supplémentaire est également extrait dans les plans qui contiennent un repère anatomique. Pour utiliser la géométrie de la structure vasculaire dans la simulation, le lien entre cette représentation à base de contours et le format de données utilisable par le logiciel de simulation doit être établi. Les coordonnées des plans ainsi que les points de chaque contour sont importées dans le logiciel de modélisation géométrique Ansys DesignModeler. La paroi vasculaire de chaque vaisseau est reconstruite en reliant les contours entre eux à l aide d un outil d interpolation surfacique. Les jonctions entre les vaisseaux sont ensuite réalisées en connectant les différents vaisseaux par des opérations booléennes. Ces traitements permettent d obtenir une représentation surfacique de la paroi vasculaire. Pour finir, la géométrie de la structure vasculaire doit être discrétisée en éléments pour pouvoir effectuer le calcul mécanique. Plusieurs types d élément peuvent être envisagés. Toutefois, comme la paroi vasculaire peut être considérée comme un corps mince, des éléments coque sont bien adaptés pour modéliser son comportement mécanique. La géométrie de la structure vasculaire est maillée à l aide d éléments triangulaires à 3 nœuds de type coque. L épaisseur de la paroi vasculaire est connue pour être variable selon le patient et le segment de la structure vasculaire considéré [211]. Il est cependant difficile de visualiser et d extraire cette donnée du scanner préopératoire. Une approximation possible consiste à choisir une valeur moyenne pour chaque segment de la structure vasculaire. L épaisseur des éléments coque est fixée à 1.5 mm pour l aorte [195] [201] et 1 mm pour les artères iliaques.

100 86 3. Simulation biomécanique des déformations vasculaires Figure 3.6 : Création du modèle biomécanique. A partir du scanner préopératoire (a), des contours sont extraits le long de la ligne centrale (b). Les contours sont reliés par interpolation pour recréer la géométrie de la paroi vasculaire (c) qui est discrétisé en éléments coque («tissu sain» en rouge et «tissu calcifié» en blanc) (d) Comportement mécanique Le comportement mécanique de la structure vasculaire peut être modélisé par des lois plus ou moins fines. Dans la littérature, une loi non-linéaire est souvent utilisée, en particulier lorsque l objectif est d étudier les contraintes pariétales au niveau de l anévrisme. Toutefois, en première approche, une loi linéaire peut être considérée comme suffisante pour décrire le comportement de la structure vasculaire à un niveau macroscopique. Par ailleurs, plusieurs études ont montré que le comportement tend à devenir linéaire lorsque le tissu artériel est soumis à une pression sanguine de 80 mmhg [166][212] [213]. Le comportement mécanique de la structure vasculaire dépend de l état du tissu artériel. Les artères calcifiées, en raison de leur rigidité supérieure, sont moins déformables que les artères saines. Dans le cadre d une simulation spécifique patient, cette différence doit être prise en compte pour envisager d obtenir des résultats prédictifs. La répartition des calcifications peut être obtenue en observant localement la densité de la paroi vasculaire sur le scanner préopératoire. Grâce à cette cartographie, il est possible d attribuer des propriétés différentes à l échelle des éléments du maillage pour représenter la différence de comportement mécanique entre le tissu sain et le tissu calcifié. Différentes valeurs de module d Young ont été utilisées pour modéliser les artères saines et calcifiées dans la littérature. Li et al. [214] ont modélisé l interaction fluide-structure dans un anévrisme contenant une endoprothèse déployée en utilisant un module d Young de 1.2 MPa pour la paroi artérielle saine et un module d Young de 4.66 MPa pour la paroi anévrismale. Loree et al. [212] ont effectué des essais mécaniques en traction sur 26 échantillons de plaque athéromateuse provenant de l intima d aorte de patients et ont mesuré un module tangentiel de ± MPa. Holzapfel et al [215] ont effectué des essais mécaniques avec un chargement cyclique uniaxial en traction sur 107 échantillons provenant d artères iliaques calcifiées. L étude a montré que les calcifications ont un comportement mécanique linéaire avec un module d Young moyen de 12.6 ± 4.7 MPa. Maier et al. [201] ont également effectué des essais mécaniques en traction uniaxiale pour déterminer les propriétés mécaniques de calcifications. Ils ont montré que le comportement du tissu anévrismal très calcifié est linéaire élastique avec un module d Young variant de 40 MPa à 450 MPa.

101 3.3 Modélisation prédictive des déformations vasculaires 87 Pour prendre en compte la différence de propriétés mécaniques entre le tissu sain et le tissu calcifié, des lois linéaires élastiques sont attribuées à chaque catégorie de tissu (sain et calcifié) selon les valeurs reportées dans la littérature. Le coefficient de Poisson est fixé à 0.49, les deux tissus étant considérés comme quasiment incompressibles. Le module d Young est fixé à 2 MPa pour les éléments correspondant au tissu sain et à 10 MPa pour les éléments correspondant au tissu calcifié Conditions aux limites Le comportement de la structure vasculaire dépend en premier lieu des propriétés mécaniques des différents tissus qui la composent (tissu sain, calcifications). Il dépend également du lien entre la structure vasculaire et les organes et tissus environnants. Peu de travaux ont été rapportés dans la littérature au sujet de la prise en compte des tissus environnants. Hodis et al. [216] ont proposé une échelle pour quantifier le degré du lien entre la structure vasculaire et les tissus environnants. Les résultats ont montré qu un lien fort entraîne une augmentation des contraintes pariétales et une diminution des déplacements de la structure vasculaire. Kim et al. [217] ont effectué une étude histologique afin de modéliser l enveloppe fibreuse qui entoure l aorte thoracique. Une simulation consistant à injecter une pression interne dans l aorte thoracique a été effectuée avec ou sans prise en compte de l enveloppe fibreuse. Les contraintes pariétales sont mieux réparties sur l ensemble de la paroi vasculaire lorsque l enveloppe fibreuse est prise en compte. Moireau et al. [218] ont modélisé les tissus environnants par des supports viscoélastiques placés sur la face postérieure de l aorte thoracique. Une simulation fluidestructure a été réalisée pour étudier l interaction dynamique entre le sang et la paroi vasculaire. Les résultats de la simulation ont été comparés à différentes phases cardiaques observables sur le scanner du patient. La précision obtenue est supérieure lorsque les tissus environnants sont considérés. Pour prendre en compte l environnement de la structure vasculaire dans le calcul des déformations, une possibilité serait de modéliser les tissus environnants de la même manière que la structure vasculaire et les outils mais la complexité du modèle serait grandement augmentée (nombre de corps déformables, contacts multiples). La solution proposée est de définir les conditions aux limites du modèle biomécanique de manière à simuler les interactions entre le modèle et son environnement. Cette solution présente notamment l avantage de ne pas augmenter la complexité du modèle. Ces conditions aux limites ont été définies selon des considérations anatomo-mécaniques s appuyant sur l expérience des chirurgiens et les données reportées dans la littérature. Plus précisément, la mobilité de certains segments de la structure vasculaire est fortement limitée par les tissus environnants. L aorte suprarénale est en contact avec la colonne vertébrale et est enveloppée par une enveloppe fibreuse qui la maintient fermement contre la colonne vertébrale. Par expérience, les cliniciens considèrent que la bifurcation aortique et l ostium des artères iliaques internes sont des points pratiquement fixes car contraints par les tissus environnants. La zone d abord est également considérée comme fixe car l artère fémorale est solidement maintenue par les muscles de la jambe. Ces éléments sont par ailleurs confirmés par les images fluoroscopiques et angiographiques acquises au cours des interventions. Sur la base de ces considérations, les conditions aux limites du modèle sont définies de la façon suivante (figure 3.7) : L extrémité proximale de la structure vasculaire (A) et la zone d abord (D) où les outils sont insérés sont considérées comme fixes.

102 88 3. Simulation biomécanique des déformations vasculaires Des supports élastiques sont définis pour modéliser l interaction entre la structure vasculaire et les tissus environnants. Ces supports sont un type de conditions aux limites inclus dans le logiciel de simulation. Ils permettent de spécifier une raideur par unité de surface dans la direction normale aux éléments. Les supports élastiques sont utilisés pour modéliser le lien entre la face postérieure de l aorte suprarénale et la face antérieure de la colonne vertébrale (B). Un support élastique supplémentaire est ajouté sur les artères iliaques communes (C). La raideur de ce support sera ajustée lors du paramétrage du modèle. La littérature manque de données quantitatives pour pouvoir définir les conditions aux limites directement de manière appropriée. Pour cette raison, les paramètres de ces conditions aux limites ont été initialement fixés à des valeurs permettant d obtenir un comportement visuellement réaliste puis ajustés lors du paramétrage du modèle. Figure 3.7 : Conditions aux limites du modèle de la structure vasculaire. Les extrémités proximale (A) et distales (D) sont fixées (en rouge). Des supports élastiques (en bleu) sont ajoutés au niveau de l aorte surrénale (B) et des artères iliaques communes (C) Précontrainte La structure vasculaire est en constante interaction avec le flux sanguin et les structures anatomiques voisines (structure osseuse, muscles, graisse ). En raison de ces interactions, la configuration de la structure vasculaire visible sur le scanner préopératoire ne correspond pas à un état de repos (libre de toute contrainte) mais à un état précontraint. Des observations cliniques suggèrent que des artères libres de toute contrainte sont plus courtes et plus rectilignes que les mêmes artères in vivo. Pour prendre en compte cet état physiologique, l état de repos des artères iliaques est modifié par rapport à la configuration visible sur le scanner préopératoire. A partir des expérimentations de Holzapfel et al. [215], Scherer et al. [102] ont appliqué une précontrainte axiale correspondant à 10% de la longueur initiale des artères. Dans l approche proposée,

103 3.3 Modélisation prédictive des déformations vasculaires 89 une précontrainte P de valeur similaire est appliquée aux artères iliaques. Elle est cependant ajustée en fonction du degré de tortuosité des artères T. Cet ajustement fait partie du paramétrage du modèle et est détaillé dans la section La forme de l artère iliaque au repos est déterminée selon une ligne intermédiaire qui est créée à partir de la ligne centrale et à partir de la ligne droite définie par la bifurcation aortique et le point d insertion. La ligne centrale et la ligne droite sont échantillonnées d une manière similaire afin d établir une correspondance point à point. Les coordonnées des points de la ligne intermédiaire C p sont calculées selon l expression suivante : C p = r C d + (1 r) C i où C d correspond aux coordonnées des points de la ligne droite, C i correspond aux coordonnées des points de la ligne centrale et r est le coefficient utilisé pour obtenir la longueur de la ligne intermédiaire souhaitée. Le maillage initial de l artère iliaque est déplacé de manière à être positionné autour de la ligne intermédiaire afin d obtenir la forme estimée de l artère au repos (figure 3.8). Au début de la simulation, les déplacements calculés sont appliqués aux nœuds du maillage de l artère iliaque. Les contraintes pariétales provoquées par les déplacements imposés sont supprimées et l artère est ensuite replacée dans sa position initiale, ces déplacements entraînant un état de précontrainte. Figure 3.8 : Calcul de la forme précontrainte de l artère iliaque. Une ligne intermédiaire (en noir) est calculée à partir de la ligne centrale (en gris, trait plein) et de la ligne droite (en gris, trait pointillé). Le maillage initial de l artère iliaque (en orange clair) est déplacé autour de la ligne intermédiaire pour obtenir le maillage précontraint de l artère iliaque (en orange foncé).

104 90 3. Simulation biomécanique des déformations vasculaires Modélisation des interactions outil-tissu Définition des contacts Des propriétés de contact sont définies entre les outils et la structure vasculaire afin de modéliser les interactions entre ces corps déformables. La méthode utilisée pour gérer l interpénétration des corps est la méthode de pénalisation. Elle consiste à appliquer une force de répulsion aux corps en contact afin de réduire et éliminer l interpénétration. L amplitude de la force est classiquement déterminée à partir de la distance d interpénétration selon un coefficient de pénalisation. Ces propriétés sont activables et désactivables au cours de la simulation Simulation des déformations vasculaires L objectif étant d estimer l état de déformation dans lequel la structure vasculaire se trouve juste avant le déploiement des endoprothèses, l approche proposée consiste à calculer l état d équilibre du modèle après l insertion complète des outils rigides. Les états intermédiaires qui correspondent à une insertion partielle ne sont pas étudiés. La simulation peut être décomposée en plusieurs étapes. Précontrainte de l artère iliaque : la précontrainte est appliquée à l artère iliaque dans laquelle le guide rigide va être introduit. Initialisation du guide rigide : Le guide rigide est initialisé à l intérieur de la structure vasculaire sur une ligne pré-calculée en imposant des déplacements à ses nœuds. Cette ligne correspond au chemin qui minimise l énergie de flexion, calculé à l aide d une méthode basée sur l algorithme de Dijkstra et sur les propriétés mécaniques du guide [119]. L extrémité proximale du guide est fixée au niveau de la zone d insertion. Activation du contact et relaxation du guide rigide : Le contact entre le guide rigide et la structure vasculaire est activé. Les contraintes imposées au guide rigide sont progressivement supprimées jusqu à ce que l état d équilibre du modèle soit obtenu. Initialisation du porte-stent : Le porte-stent est initialisé à l intérieur de la structure vasculaire de manière à ce que sa ligne centrale se superpose à la ligne centrale du guide rigide. L extrémité proximale du porte-stent est fixée au niveau de la zone d insertion. Activation du contact et relaxation du porte-stent : Le contact entre le porte-stent et la structure vasculaire est activé. Les contraintes imposées au porte-stent sont progressivement supprimées jusqu à ce qu un nouvel état d équilibre soit obtenu. La figure 3.9 illustre les principales étapes de cette simulation avec, pour le guide et le porte-stent, l état de repos du modèle, l initialisation de l outil à l intérieur de la structure vasculaire et l état d équilibre final observé après l activation des contacts.

105 3.3 Modélisation prédictive des déformations vasculaires 91 Figure 3.9 : Simulation des interactions entre les outils rigides et la structure vasculaire Génération d un scanner déformé Le maillage déformé de la structure vasculaire obtenu à la fin de la simulation peut être utilisé pour modifier le scanner préopératoire dans le but de créer un scanner déformé. L idée ne consiste pas à générer des scanners déformés semblables au scanner initial, c est-à-dire avec l ensemble des tissus et organes représentés. Seules les structures d intérêt comme la structure vasculaire et éventuellement la structure osseuse doivent être nécessairement représentées. Deux scanners déformés peuvent être créés à partir des résultats de la simulation : le premier déformé par le guide rigide et le second déformé par le porte-stent. Ces scanners peuvent être utilisés pour positionner les modèles d endoprothèse avec la méthode géométrique présentée dans le deuxième chapitre ou être superposés aux images peropératoires pour restituer les résultats de la simulation aux cliniciens pendant la procédure EVAR.

106 92 3. Simulation biomécanique des déformations vasculaires Les scanners déformés sont générés à l aide des déplacements subis par les nœuds du maillage de la structure vasculaire lors de la simulation. Afin de pouvoir définir les intensités du scanner déformé, une correspondance doit être établie entre les voxels du scanner déformé et ceux du scanner initial. La correspondance est établie en considérant les déplacements des nœuds les plus proches des voxels. Une interpolation du champ de déplacement basée sur la distance euclidienne entre le centre des voxels et les nœuds est effectuée pour déterminer la correspondance pour chaque voxel de la structure vasculaire : m i = 0 p ini = p def 1 u d i i 1 m i = 0 d i où p def est la position du voxel dans le scanner déformé, p ini est la position du voxel dans le scanner initial, d i est la distance euclidienne entre le centre du voxel et le ième nœud considéré, u i est le déplacement du nœud estimé par la simulation et m est le nombre de nœuds inclus dans le voisinage du voxel, le voisinage étant constitué par les 10 nœuds les plus proches pour cette application. Des scanners représentant seulement la structure vasculaire déformée peuvent ainsi être obtenus. Comme la structure osseuse peut être considérée comme fixe, elle peut être ajoutée sur les scanners déformés, par simple report des intensités correspondantes (figure 3.10). Figure 3.10 : Représentation par rendu volumique du scanner initial (à gauche) et du scanner déformé par un outil (à droite).

107 3.3 Modélisation prédictive des déformations vasculaires Recalage rigide géométrique Afin de mettre en correspondance les données simulées avec les images peropératoires, un recalage rigide peut être effectué pour estimer la transformation entre le repère 3D préopératoire et le repère 2D peropératoire. Plusieurs méthodes de recalage 3D/2D ont été reportées dans la littérature. Cette problématique est spécifiquement étudiée dans le quatrième chapitre. La méthode utilisée dans cette étude est un recalage rigide géométrique basé sur la ligne centrale des structures vasculaires non déformées préopératoire et peropératoire. Elle correspond à la méthode présentée par Göksu et al. [72] dont le principe est rappelé dans la suite. La méthode consiste à mettre en correspondance les structures vasculaires préopératoire et peropératoire en alignant leur ligne centrale respective. La ligne centrale de la structure vasculaire 3D est obtenue à partir du scanner préopératoire du patient (cf. section ). La ligne centrale de la structure vasculaire 2D est extraite à partir d une angiographie peropératoire réalisée avant que les outils déformants soient insérés. Les images peropératoires sont tout d abord corrigées à l aide d une grille de calibration afin d éliminer la distorsion produite par la source à rayons X [56]. Elles sont ensuite combinées par sommation afin de visualiser simultanément l ensemble de la structure vasculaire. Un seuillage est effectué pour segmenter la structure vasculaire et une squelettisation morphologique est appliquée à l image binaire pour extraire la ligne centrale peropératoire. La transformation rigide entre les repères préopératoire et peropératoire est estimée en minimisant la distance euclidienne entre la ligne centrale préopératoire transformée projetée et la ligne centrale peropératoire. La transformation optimale est estimée à l aide d un algorithme d optimisation basé sur la méthode de Powell. Figure 3.11 : Recalage rigide géométrique pour le recalage 3D/2D. La transformation est estimée à partir des lignes centrales préopératoire (en rouge) et peropératoire (en bleu) et est utilisée pour projeter l outil simulé (en rouge) sur une image fluoroscopique montrant l outil réel (en bleu).

108 94 3. Simulation biomécanique des déformations vasculaires La transformation issue du recalage peut être utilisée pour projeter les résultats des simulations (ligne centrale des outils simulés) sur des images fluoroscopiques montrant les outils réels (figure 3.11). L idée est de quantifier l erreur de simulation en mesurant l écart entre l outil simulé et l outil réel. Cette erreur est définie comme la distance moyenne entre la ligne centrale de l outil simulé (guide rigide, porte-stent) et la ligne centrale de l outil observé. L erreur de simulation intègre toutefois l erreur de recalage qui peut être définie comme la distance moyenne entre la ligne centrale préopératoire transformée projetée et la ligne centrale peropératoire Paramétrage du modèle Le paramétrage du modèle consiste à déterminer la valeur des paramètres biomécaniques pour obtenir des résultats de déformation prédictifs. La méthode proposée consiste à exploiter les images peropératoires qui montrent les outils réels insérés dans la structure vasculaire. Le paramétrage du modèle est effectué sur un groupe de patients dit d apprentissage et peut être divisé en deux étapes. La première étape consiste à ajuster les valeurs des paramètres du modèle pour chaque patient de manière à minimiser l erreur de simulation. Les paramètres ajustés sont les conditions aux limites (raideur des supports élastiques) et le degré de précontrainte des artères iliaques. Cet ajustement est réalisé de manière empirique en modifiant manuellement les valeurs des paramètres selon la localisation de l erreur de simulation (figure 3.12). Par exemple, si l erreur est située au niveau de la bifurcation aortique, le paramètre prioritairement modifié est la raideur du support élastique de l artère iliaque commune. A partir des valeurs optimales trouvées pour chaque patient, l objectif dans une seconde phase est de déduire des lois reliant les valeurs des paramètres aux données disponibles sur le scanner préopératoire. Ces lois sont nécessaires pour définir un modèle adaptatif utilisable pendant la planification d une procédure EVAR. Figure 3.12 : Projection du guide simulé (en jaune) sur une image montrant le guide réel (en rouge), avant (à gauche) et après (à droite) l ajustement des paramètres du modèle biomécanique.

109 3.4 Résultats Résultats Données expérimentales Les données utilisées pour cette étude sont issues de 18 patients consécutifs dont l AAA a été traité par voie endovasculaire dans le Département de Chirurgie Vasculaire du Centre Hospitalier Universitaire de Rennes. L âge moyen des patients est de 70.9 ± 10.1 ans. Les interventions ont été effectuées lorsque le diamètre de l anévrisme était supérieur à 50 mm et l étude a été approuvée par le comité d éthique du Centre Hospitalier. Pour chaque patient, un scanner préopératoire a été effectué à l aide d un scanner 64 barrettes en injectant 120 ml de produit de contraste pour visualiser la structure vasculaire. Les caractéristiques géométriques principales de la structure vasculaire ont été mesurées à l aide du logiciel EndoSize (Therenva). Elles sont reportées dans le tableau 3.1. Au cours de l intervention, plusieurs images fluoroscopiques ont été acquises selon la même pose du C-arm (tableau 3.2). Une séquence angiographique a été acquise avant l insertion des outils déformants afin de visualiser la structure vasculaire peropératoire non déformée. Une image fluoroscopique montrant le guide rigide complètement inséré a ensuite été acquise sans modifier la pose du C-arm. Pour certains patients, une image fluoroscopique montrant le porte-stent complètement inséré a également été acquise. Toutes les images peropératoires ont été prétraitées pour corriger la distorsion provoquée par la source à rayons X (cf. section ). Caractéristique Moyenne Min - Max Age (années) 70.9 ± Diamètre du collet (mm) 23.8 ± Angle du collet (degrés) 33.6 ± Diamètre de l anévrisme (mm) 53.8 ± Angle de l anévrisme (degrés) ± Index de tortuosité de l anévrisme ± Diamètre de l artère iliaque commune (mm) 16.3 ± Angle de l artère iliaque commune (degrés) ± Index de tortuosité de l artère iliaque commune ± Tableau 3.1 : Caractéristiques anatomiques des patients inclus pour le paramétrage et l évaluation du modèle biomécanique. Un premier groupe de 10 patients a été constitué afin de former un groupe d apprentissage. Les données correspondant à ce groupe sont constituées de 10 images angiographiques et de 10 images fluoroscopiques montrant le guide rigide. Un deuxième groupe de 8 patients a été constitué avec les données restantes pour former un groupe de test. Les données de ce groupe sont constituées de 8 images angiographiques, 8 images fluoroscopiques montrant le guide rigide et 5 images fluoroscopiques montrant le porte-stent. Nombre d images peropératoires Structure vasculaire Guide rigide Porte-stent Tableau 3.2 : Nombre d images peropératoires acquises pour le paramétrage et l évaluation du modèle biomécanique.

110 96 3. Simulation biomécanique des déformations vasculaires Recalage rigide géométrique L erreur de recalage permet d estimer la précision de la mise en correspondance des repères préopératoire et peropératoire. Les résultats sont présentés pour chaque patient dans la figure L erreur de recalage moyenne pour l ensemble des patients est de 1.55 ± 0.45 mm, sans différence significative entre le groupe d apprentissage et le groupe de test (p = 0.756). La précision de la mise en correspondance semble suffisante pour permettre d effectuer le paramétrage du modèle biomécanique. Figure 3.13 : Erreur de recalage pour les 18 patients (minimum, 1er quartile, médiane, 3ème quartile, maximum) Paramétrage du modèle biomécanique Le paramétrage du modèle a été effectué sur le groupe d apprentissage selon l approche présentée dans la section Dans une première phase, les paramètres du modèle ont été ajustés de manière indépendante pour chaque patient, en cherchant à minimiser l écart entre le guide simulé et le guide réel visible sur les images fluoroscopiques. Les simulations ont été effectuées à l aide du solveur par éléments finis Ansys Mechanical sur une station de travail Hewlett Packard Z800 équipée de deux processeurs Intel Xeon à six cœurs (3.46 GHz). Les erreurs de simulation obtenues après l ajustement interactif des paramètres sont reportées dans le tableau 3.3. L erreur de simulation, en moyenne de 2.1 ± 0.8 mm, montre que l ajustement des paramètres a permis d obtenir des résultats relativement fidèles à la réalité. Par ailleurs, il est à noter que l erreur de simulation intègre l erreur de recalage.

111 3.4 Résultats 97 Patient Moyenne (en mm) Min - Max (en mm) ± ± ± ± ± ± ± ± ± ± Tableau 3.3 : Erreur de simulation du guide pour le groupe d apprentissage après paramétrage manuel (en mm). A partir des valeurs optimales trouvées pour la raideur du support élastique et le degré de précontrainte, des relations ont été établies entre les valeurs de ces paramètres et les données issues du scanner préopératoire. Le degré de précontrainte de l artère iliaque P a pu être corrélé (R 2 = 0.86) avec le degré de tortuosité de l artère iliaque T. La relation obtenue et retenue pour le paramétrage adaptatif du degré de précontrainte est la suivante : P = 0.6 T T De la même manière, la raideur du support élastique de l artère iliaque commune S a pu être corrélée (R 2 = 0.79) avec la densité moyenne de la paroi de l artère iliaque commune D. La relation obtenue est la suivante : S = D N/mm 3 Ces deux relations permettent de définir un modèle adaptatif entièrement défini par des données extraites du scanner préopératoire. Afin d évaluer la précision du paramétrage, les paramètres du modèle ont été modifiés pour chaque patient selon ces relations. Les erreurs de simulation obtenues sont reportées dans le tableau 3.4. L erreur de simulation obtenue à l aide du modèle unique est en moyenne de 2.3 ± 0.6 mm. Cette valeur, similaire à la valeur obtenue lors de l ajustement interactif des paramètres, montre que les lois de comportement transcrivent correctement le paramétrage du modèle. Patient Moyenne Min - Max ± ± ± ± ± ± ± ± ± ± Tableau 3.4 : Erreur de simulation du guide pour le groupe d apprentissage avec le modèle adaptatif (en mm).

112 98 3. Simulation biomécanique des déformations vasculaires Evaluation de la prédictibilité du modèle biomécanique La prédictibilité du modèle a été évaluée dans cette section en définissant les valeurs des paramètres à l aide des lois de comportement pour le groupe de test. Les erreurs de simulation pour le guide rigide sont reportées dans le tableau 3.5. L erreur de simulation moyenne est de 2.8 ± 0.5 mm. Du même ordre de grandeur que l erreur obtenue pour le groupe d apprentissage, l erreur de simulation semble montrer que le modèle adaptatif est capable de représenter les spécificités des patients du groupe de test. Par ailleurs, le temps de calcul moyen est de 301 ± 168 s. Typiquement, 10 min était requis pour analyser et extraire les données du scanner préopératoire, 5 min pour effectuer la simulation du guide et 2 min pour réaliser le recalage rigide. Même si le calcul interactif des déformations n est pas possible, le temps de calcul permet d envisager de réaliser la simulation pendant la planification d une procédure EVAR, dès que le scanner préopératoire est disponible. Les erreurs de simulation pour le porte-stent sont reportées dans le tableau 3.6. L erreur de simulation moyenne est de 3.0 ± 2.0 mm et le temps de calcul moyen est de 5702 ± 450 s. Même si le paramétrage a exclusivement été effectué à partir du guide simulé, le modèle obtenu permet d estimer les déformations vasculaires provoquées par le porte-stent avec une précision similaire. Le temps de calcul pour le porte-stent, nettement supérieur, reste toutefois compatible pour une simulation réalisée au cours de la planification, le scanner préopératoire étant généralement disponible plusieurs jours avant l intervention. Patient Moyenne Min - Max ± ± ± ± ± ± ± ± Tableau 3.5 : Erreur de simulation du guide pour le groupe de test avec le modèle adaptatif (en mm). Patient Moyenne Min - Max ± ± ± ± ± Tableau 3.6 : Erreur de simulation du porte-stent pour le groupe de test avec le modèle adaptatif (en mm). La structure vasculaire déformée estimée par la simulation peut être projetée sur les images peropératoires et être restituée aux cliniciens pendant l intervention (figure 3.14 et figure 3.15). La projection peut être effectuée à partir du maillage utilisé pour la simulation ou à partir d un scanner déformé (cf. section ). Quand l image fluoroscopique montre un outil rigide inséré dans la structure vasculaire, la mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires est largement améliorée lorsque le modèle déformé est utilisé.

113 3.4 Résultats 99 Figure 3.14 : Projection de la structure vasculaire sur une image fluoroscopique montrant le guide rigide à l aide du maillage initial (à gauche) et déformé (à droite). Figure 3.15 : Projection de la structure vasculaire sur une image fluoroscopique montrant le guide rigide à l aide du scanner préopératoire (à gauche) et du scanner déformé (à droite). La fonction de transfert utilisée pour le rendu volumique est définie afin de laisser apparaître le tissu sain en rouge et le tissu calcifié en blanc. L erreur de simulation reportée précédemment est à comparer à l amplitude des déplacements provoqués par l insertion des outils. Les déplacements peuvent être rapidement estimés à partir de deux images fluoroscopiques qui montrent, pour la première, un outil non déformant (cathéter souple) inséré dans la structure vasculaire et, pour la seconde, un outil déformant. L amplitude des déplacements de la structure vasculaire a pu être quantifiée approximativement en mesurant l écart entre les deux outils sur les images peropératoires. Pour les 5 patients qui disposent de données peropératoires sur le portestent, le déplacement moyen est de 5.2 ± 3.3 mm après l insertion du guide rigide et de 7.6 ± 4.4 mm après celle du porte-stent. Le déplacement maximal, situé généralement au niveau des artères iliaques communes et externes, est respectivement de 12.3 mm et de 16.6 mm.

114 Simulation biomécanique des déformations vasculaires 3.5 Discussion Une méthode pour estimer, en phase préopératoire, les déformations de la structure vasculaire causées par l insertion des outils endovasculaires a été présentée. L approche proposée consiste à créer un modèle biomécanique spécifique patient à partir du scanner préopératoire et à simuler avec une méthode par éléments finis les interactions entre la structure vasculaire et les outils. Le modèle biomécanique a été paramétré en comparant la forme du guide simulé à celle du guide réel visible sur les images peropératoires. Ce paramétrage a permis d obtenir un modèle adaptatif pouvant être utilisé pour prédire les déformations vasculaires provoquées par le guide rigide et par le porte-stent. Les résultats de la simulation peuvent être pris en compte pendant la planification pour sélectionner un ensemble d endoprothèses approprié et pendant l intervention pour améliorer la mise en correspondance des données préopératoires avec les images peropératoires. Compte tenu de l application clinique visée, l approche proposée a délibérément été orientée vers la simulation du comportement mécanique de la structure vasculaire à un niveau macroscopique. Ce niveau de détail est suffisant pour obtenir une bonne approximation de la déformation globale. Le modèle biomécanique n intègre pas de détails fins tels que l attribution de propriétés mécaniques différentes pour chaque couche artérielle [219] ou la prise en compte de l orientation des fibres de collagène [220]. L effort a cependant été concentré sur le paramétrage du modèle biomécanique qui a été réalisé en comparant les résultats de simulation avec la réalité observable au cours de procédures EVAR. Afin d ajuster les paramètres du modèle biomécanique, les repères préopératoire et peropératoire ont été mis en correspondance à l aide d un recalage rigide géométrique. L erreur de recalage obtenue, en moyenne de 1.5 mm, montre que la forme des outils simulés a pu être correctement comparée à celle des outils visibles sur les images fluoroscopiques. L ajustement interactif des paramètres du modèle a donné des résultats acceptables pour les patients du groupe d apprentissage, avec une erreur de simulation moyenne proche de 2 mm. Ce paramétrage a permis de déterminer deux relations avec un bon niveau de corrélation entre les paramètres du modèle et les données extraites du scanner. Les simulations pour le groupe d apprentissage ont été effectuées une nouvelle fois avec les valeurs données par ces relations. Elles ont donné une erreur moyenne du même ordre de grandeur que celle obtenue avec les paramètres déterminés par l ajustement interactif, ce qui suggère que le modèle a été correctement paramétré. Même si les relations définies sont simples, les résultats pour le groupe de test sont quasiment aussi bons que ceux obtenus pour le groupe d apprentissage. L erreur de simulation est en moyenne inférieure à 3 mm, ce qui est considéré par Penney et al. [73] comme une précision clinique acceptable. Bien que le paramétrage du modèle ait été effectué exclusivement à partir de la simulation du guide, les résultats obtenus pour le porte-stent ont également donné une erreur moyenne satisfaisante. Le temps de calcul moyen est de 10 min pour la simulation du guide et de 1h30 pour la simulation du porte-stent. Comme la simulation est effectuée en phase préopératoire, il peut être considéré comme suffisamment faible pour que la méthode proposée puisse être intégrée dans la procédure de planification. La simulation doit toutefois être suffisamment prédictive pour donner des résultats réalistes en phase préopératoire, ce qui semble être le cas pour les 18 patients. Dans l état actuel, des interactions sont demandées à l utilisateur au cours de différentes étapes, en particulier pendant la préparation de la simulation. Des travaux en cours sont effectués afin d automatiser une grande partie de ces interactions (définition des zones de contact et des conditions aux limites, choix des options du maillage et des paramètres numériques).

115 3.5 Discussion 101 Le choix d une approche simplifiée a permis de mettre en place une chaine complète de traitements allant de l extraction des données nécessaires à la simulation jusqu à l exploitation des résultats. Des limitations peuvent être observées à différents niveaux, en particulier lorsque les différents maillons de la chaine de traitement sont considérés individuellement. Lors de la reconstruction de la géométrie, la méthode à base de contours entraîne un lissage qui peut influencer les résultats de la simulation. Une amélioration possible pourrait être de travailler directement sur le maillage extrait à partir de la segmentation de la structure vasculaire. De plus, l épaisseur de la paroi artérielle est considérée comme uniforme par segment artériel alors qu en réalité, l épaisseur varie en tout point de la structure vasculaire et est une donnée propre à chaque patient. Cependant, comme la paroi artérielle est difficile à identifier précisément sur le scanner préopératoire, des études ont considéré que l épaisseur est constante, même lorsque l objectif était d étudier les contraintes pariétales. Des lois élastiques linéaires ont été utilisées pour décrire le comportement mécanique de la structure vasculaire alors que des lois non-linéaires sont utilisées dans les études rapportées sur l analyse des contraintes pariétales, en particulier lorsque l objectif est de quantifier le risque de rupture de l anévrisme. Toutefois, des lois linéaires peuvent être suffisantes pour décrire, en première approche, le comportement global de la structure vasculaire. Une amélioration possible pourrait être d utiliser une loi non-linéaire similaire à celle décrite par Raghavan et al. [221] afin d étudier l impact de cette hypothèse sur la précision de la simulation. Un autre point qui pourrait nécessiter une amélioration est l estimation de l état de repos de la structure vasculaire. Le calcul est effectué à l aide d une méthode géométrique simple basée sur la longueur et le degré de tortuosité des vaisseaux. Même si cette méthode a donné de bons résultats, le calcul pourrait être effectué à l aide d une simulation mécanique inverse basée sur la pression sanguine [222][223]. L état de repos serait modifié itérativement jusqu à ce que l état obtenu en simulant l injection d une pression dans l état de repos, soit similaire à la structure vasculaire pressurisée visible sur le scanner préopératoire. L effet de la colonne vertébrale sur la structure vasculaire a été pris en compte au niveau des conditions aux limites en définissant des supports élastiques sur l aorte. Les autres tissus voisins (muscles, graisses, thrombus) ont cependant été négligés. Cette simplification a pu contribuer à l erreur de simulation. Toutefois, la considération de l ensemble des tissus environnants aurait impliqué de segmenter chaque tissu avant de pouvoir effectuer la simulation. Cette étape supplémentaire aurait allongé le temps de préparation et aurait probablement nécessité des interactions de la part de l utilisateur, ce qui pourrait être un facteur limitant pour une exploitation opérationnelle de la simulation. Un équilibre a dû être trouvé entre le niveau de détails de la simulation et la simplicité de la mise en œuvre. D autre part, des déformations vasculaires sont également induites par d autres phénomènes tels que les mouvements respiratoires et l écoulement sanguin. Suh et al. [224] ont mesuré les caractéristiques géométriques des artères rénales et de l artère mésentérique supérieure sur le scanner de six patients en inspiration et en expiration. Bien que le déplacement du premier point de bifurcation des artères soit relativement important (en moyenne 13.2 mm verticalement), l ostium des artères reste peu mobile (en moyenne 2.9 mm verticalement). En raison de la nature cyclique de ces déplacements, leur prise en compte lors du guidage de l intervention par réalité augmentée concernerait plus spécifiquement les techniques de compensation de mouvements.

116 Simulation biomécanique des déformations vasculaires Enfin, la simulation proposée présente l avantage de pouvoir être effectuée pendant la phase de planification, exclusivement à partir de données extraites du scanner préopératoire du patient. Toutefois, lorsque l objectif est d utiliser l état déformé pour assister les cliniciens pendant l intervention, la simulation pourrait intégrer les informations disponibles sur les images peropératoires, en particulier la forme des outils visibles. Un exemple illustrant la mise en œuvre d une étape de correction à la fin de la simulation est décrit dans la section suivante. 3.6 Perspectives Dans l approche actuelle, la fusion des données préopératoires et peropératoires peut être vue comme un système en boucle ouverte : il n y a pas de retour sur l estimation des déformations au regard des observations peropératoires. La précision de la simulation pourrait être améliorée au moyen d une étape de correction basée sur les images fluoroscopiques. Une solution possible pourrait être de mettre en correspondance les données simulées avec les données peropératoires à l aide de la méthode de recalage décrite dans la section L outil simulé pourrait être projeté sur l image peropératoire qui montre l outil réel à l aide de la transformation obtenue. La distance entre les points les plus proches des deux outils pourrait être évaluée et utilisée afin de corriger la position de l outil simulé. Plusieurs options existent pour appliquer la correction. L outil simulé peut être guidé par des forces ou des déplacements de manière à ce qu il se superpose à l outil réel. Dans une première étape de faisabilité, une implémentation de l étape de correction a été effectuée à l aide de déplacements. Des repères sont associés à un certain nombre de nœuds de l outil simulé, typiquement à une dizaine de nœuds (figure 3.16). Ces repères sont définis selon les propriétés de projection du système d imagerie peropératoire : l axe x est tangent à l outil simulé et l axe y est défini dans la direction de la source à rayons X. Les déplacements nécessaires à l amélioration de la superposition de l outil simulé avec l outil réel sont définis sur l axe z, en quantifiant la distance séparant les deux outils. La simulation des déformations est ensuite relancée à la fin de la dernière étape : les déplacements calculés sont appliqués aux nœuds de l outil. Ainsi, un seul degré de liberté est fixé par la correction, les autres étant déterminés mécaniquement par la simulation par éléments finis. Cette phase de mise à jour peropératoire des déformations étant appliquée à une configuration de la structure anatomique proche de la solution finale, les temps de calcul, de l ordre de 2 min, sont inférieurs à ceux de la simulation des déformations réalisée en phase préopératoire. Les premiers essais réalisés ont montré une amélioration de la mise en correspondance entre les données simulées et les images peropératoires (figure 3.17).

117 3.6 Perspectives 103 Figure 3.16 : Calcul des déplacements appliqués aux nœuds de l outil lors de la correction de la simulation. Un repère est associé à chaque nœud de l outil simulé (en bleu) de manière à obtenir un premier axe tangent à l outil et un second axe orienté vers la source à rayons X. Le déplacement est appliqué suivant le dernier axe et est défini par la distance entre la projection du nœud et le point du guide réel (en noir) le plus proche. Figure 3.17 : Projection de l outil simulé (en noir) sur une image fluoroscopique montrant l outil réel (en vert), avant (à gauche) et après (à droite) correction de la simulation.

118 Simulation biomécanique des déformations vasculaires 3.7 Conclusion Dans ce chapitre, une méthode pour estimer les déformations vasculaires provoquées par l insertion des outils rigides a été présentée. Elle implique la construction d un modèle biomécanique simplifié mais spécifique patient à partir du scanner préopératoire ainsi que son paramétrage réalisé à l aide d images peropératoires. Le paramétrage du modèle, effectué sur un groupe d apprentissage, a permis d obtenir des résultats de simulation en accord avec la précision clinique visée. La prédictibilité du modèle adaptatif obtenu a ensuite été éprouvée à l aide d un deuxième groupe de patients. Les résultats de la simulation peuvent être utilisés lors de la planification préopératoire, notamment afin de positionner et visualiser les endoprothèses dans la structure vasculaire déformée (cf. chapitre 1) et de quantifier les déplacements de chaque segment artériel [225]. Lors du guidage de l intervention par fusion d images, les données préopératoires déformées peuvent être superposées aux images peropératoires en fonction de l état de déformation de la structure vasculaire peropératoire. Lors de cette étude, l estimation de la structure vasculaire déformée a ainsi pu être restituée au cours de plusieurs procédures EVAR à l aide d un prototype de station d aide à la navigation. En raison des performances observées en matière de précision et de temps de calcul, une intégration opérationnelle semble envisageable. La simulation pourrait être intégrée dans le logiciel de planification EndoSize et être exploitée après la prise de mesures anatomiques. Des travaux supplémentaires sont actuellement engagés dans le but de réduire les interactions utilisateur nécessaires pour créer le modèle biomécanique à partir du scanner préopératoire et de restituer les résultats de la simulation lors de la définition de la stratégie opératoire.

119 4 Mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires 4.1 Introduction Le guidage d une procédure EVAR par réalité augmentée nécessite préalablement de mettre en correspondance les données préopératoires avec les images peropératoires. Malgré les travaux reportés dans la littérature, l élaboration d une méthode de recalage compatible avec les contraintes imposées par une utilisation au bloc opératoire reste un problème non résolu. Une des difficultés découle des déplacements de table et des changements d incidence du C-arm au cours de l intervention. La plupart des C-arm ne sont pas équipés d un dispositif permettant de connaitre à tout moment la pose du système d imagerie et, dans le cas d un guidage par réalité augmentée, de mettre à jour automatiquement les données superposées aux images fluoroscopiques en fonction de la pose. En l absence d un tel dispositif, la procédure de recalage doit être suffisamment facile et rapide pour pouvoir être répétée au besoin lorsque la pose du C-arm est modifiée au cours de l intervention. La mise en œuvre clinique de ce type d approche est rendue difficile par la diversité de contenu des images peropératoires disponibles au cours d une procédure EVAR (figure 4.1). Ces images peuvent montrer la structure osseuse, continuellement visible pendant l intervention, ou la structure vasculaire, partiellement ou totalement révélée par une injection de produit de contraste. Par ailleurs, différents outils endovasculaires tels que les guides souples, les guides rigides, les sondes graduées et les portestents sont visibles selon différentes configurations sur les images peropératoires. Les endoprothèses sont également observables, d abord comprimées dans leur porte-stent puis déployées. Paradoxalement, les travaux ayant abordé la problématique du recalage 3D/2D se sont concentrés sur un seul type de données, la structure vasculaire ou la structure osseuse. Face à cette diversité de contenu, il parait intéressant de chercher à proposer une méthode de recalage suffisamment polyvalente pour pouvoir être utilisée avec l ensemble des scènes observées sous les contraintes évoquées précédemment. Une méthode de recalage basée sur la ligne centrale des structures vasculaires préopératoire et peropératoire a été présentée dans le troisième chapitre. Même si le temps de calcul et la précision obtenus avec cette méthode sont satisfaisants, elle ne répond pas aux critères fixés précédemment en exigeant obligatoirement une angiographie pour pouvoir être réalisée. L objectif dans ce chapitre est de proposer une méthode de recalage 3D/2D polyvalente permettant de mettre en correspondance le scanner préopératoire avec les images fluoroscopiques et angiographiques acquises au cours des procédures EVAR. L enjeu est de permettre d aligner les référentiels préopératoire et peropératoire rapidement et avec un nombre d interactions limitées pour que les cliniciens puissent réaliser la mise en correspondance pendant l intervention. L approche envisagée est une méthode iconique pouvant exploiter indifféremment une image fluoroscopique ou une image angiographique.

120 Mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires Figure 4.1 : Images fluoroscopiques et angiographies acquises au cours du traitement de différents patients. a) Image fluoroscopique montrant la structure osseuse, un cathéter et un guide rigide. b) Image angiographique soustraite montrant la structure vasculaire totalement révélée. c) Image fluoroscopique montrant la structure osseuse et un porte-stent. d) Image angiographique soustraite montrant la structure vasculaire partiellement révélée. e) Image fluoroscopique montrant la structure osseuse, le porte-stent et une endoprothèse en cours de déploiement. f) Image fluoroscopique montrant la structure osseuse partiellement occluse par les tissus mous (système digestif).

121 4.2 Etat de l art du recalage 3D/2D 107 Ce chapitre débute par une revue bibliographique des méthodes de recalage 3D/2D reportées dans la littérature et continue par une présentation de l approche proposée. Les performances de la méthode sont ensuite évaluées en matière de précision, temps de calcul et applicabilité, à l aide notamment d essais au bloc opératoire. Enfin, le chapitre se termine par une discussion et par une conclusion. 4.2 Etat de l art du recalage 3D/2D Définitions Le recalage consiste à aligner dans un référentiel commun des images provenant de référentiels différents, de manière à mettre en correspondance les structures visibles sur ces images. Dans le cadre plus spécifique des interventions médicales guidées par l image, cette technique permet d amener des données préopératoires dans le référentiel associé à l imagerie peropératoire. De nombreuses méthodes de recalage ont été rapportées dans la littérature, mises en œuvre pour différents types d interventions tels que la radiothérapie, la chirurgie orthopédique et la radiologie interventionnelle. Un nombre important de travaux ont été effectués afin de proposer des méthodes de recalage adaptées aux différents problèmes posés. Dans le domaine de l image médicale, Hill et al. [226] ont décrit un nombre important de méthodes de recalage en détaillant les différents composants algorithmiques impliqués. Liao et al. [227] ont effectué une revue récente des méthodes de recalage utilisées dans le cadre des traitements minimalement invasifs. Fluck et al. [228] se sont intéressés plus particulièrement aux méthodes de recalage mises en œuvre à l aide d un calcul sur GPU. Dans le cas plus spécifique de la mise en correspondance d une image 3D avec une image 2D, une revue des méthodes de recalage 3D/2D utilisées dans le contexte d interventions médicales guidées par l image a récemment été effectuée [74]. Cette revue exhaustive illustre l étendue de la diversité des méthodes proposées et donne une vision globale des composants algorithmes impliqués. Suivant la nature de l image 2D, deux cas de recalage 3D/2D peuvent être distingués. Lorsque l image 2D peut être assimilée à une coupe de l image 3D, les données entre les deux images correspondent et le recalage peut être assimilé à un recalage 3D/3D où l image 2D est une image 3D constituée d une seule coupe. En revanche, lorsque l image 2D est générée par projection de l image 3D, la correspondance n est pas directe et une méthode de recalage spécifique doit être utilisée. La méthode présentée dans ce chapitre a pour objectif d aligner un scanner préopératoire avec des images fluoroscopiques. L imagerie fluoroscopique étant une modalité d imagerie projective, elle s inscrit dans ce deuxième cas. Dans la suite du document, le terme recalage 3D/2D référera plus spécifiquement à ce cas. De manière très succincte, plusieurs stratégies peuvent être utilisées pour mettre en correspondance le volume 3D, noté A, avec une ou plusieurs images 2D, notées B i (i = 1 à n) (figure 4.2). Le recalage par projection [229][230] consiste à générer des images virtuelles en projetant le volume A selon les propriétés de projection du système d imagerie ayant acquis chaque image B i. Les images transformées projetées P i T A sont comparées avec les images B i au moyen d un critère de correspondance μ :

122 Mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires n T = arg max μ( P i T A, B i ) T i=1 où P i correspond la transformation projective associée à l acquisition de l image B i, T est la transformation rigide appliquée au volume A et T est la transformation T optimale estimée par recalage. Le recalage par rétroprojection [231][232] consiste à rétro-projeter dans l espace 3D des informations contenues dans les images B i à l aide de matrice de rétroprojection R i. La détermination de la transformation optimale T est effectuée en comparant les informations peropératoires retro-projetées R i B i avec le volume préopératoire transformé T A : n T = arg max μ( T A, R i B i ) T i=1 Le recalage par reconstruction [233] consiste à reconstruire un volume peropératoire C à partir des images B i. Cette stratégie nécessite obligatoirement plusieurs images B i afin de posséder suffisamment d informations pour la reconstruction du volume. Le recalage devient alors un cas de recalage 3D/3D entre les volumes préopératoire et peropératoire : T = arg max T μ( T A, C ) Figure 4.2 : Configuration géométrique pour les stratégies de recalage 3D/2D par projection, rétroprojection et reconstruction (d après Markelj et al. [74]) Composants algorithmiques Pour définir une méthode de recalage, un certain nombre de notions doivent être introduites. Maintz et Viergever [234] ont présenté une classification pour caractériser les méthodes de recalage selon un ensemble de critères. Dans la suite, les principaux éléments nécessaires à la compréhension de ce chapitre sont présentés de manière synthétique. Type d approche et critère de correspondance Le type d approche définit les données utilisées pour aligner les images. Ces données peuvent être d origine extrinsèque, c est-à-dire fournies par des structures artificielles telles que des marqueurs placés sur la peau du patient ou insérés de manière intrusive près de la zone d intérêt. Elles peuvent également être d origine intrinsèque, c est-à-dire issues des structures anatomiques visibles sur les images. Dans ce

123 4.2 Etat de l art du recalage 3D/2D 109 deuxième cas, il est possible de distinguer deux principaux types d approches : les approches géométriques et les approches iconiques. Les approches géométriques consistent à extraire des primitives (points, courbes ) communes aux deux images à recaler puis à estimer la transformation qui minimise la distance entre les primitives. Les données sont obtenues au moyen d une étape préliminaire de segmentation. Cette étape permet d extraire les structures d intérêt afin de ne considérer que ces éléments lors du calcul de la transformation optimale. La distance à minimiser est généralement la distance euclidienne définie entre les primitives de l image A et celles de l image B. Contrairement aux approches géométriques, les approches iconiques s appuient directement sur les intensités des images et ne nécessitent donc pas de segmentation. Dans le cas d un recalage entre un scanner et une image fluoroscopique, cette approche s appuie généralement sur des images fluoroscopiques virtuelles (DRR) générées à partir du scanner. L approche consiste alors à estimer la transformation qui maximise la similarité entre les DRR et l image fluoroscopique réelle. Plusieurs mesures de similarité ont été proposées dans la littérature. Certaines s appuient sur les intensités comme la somme des différences absolues ou la corrélation croisée. Certaines sont basées sur les gradients comme la somme de la différence absolue des gradients ou la mesure «pattern intensity». Enfin, d autres mesures de similarité, issues de la théorie de l information, sont basées sur les histogrammes des images comme l entropie conjointe ou l information mutuelle. Il existe également des méthodes hybrides qui combinent les deux approches. Les approches iconiques dont la mesure de similarité est basée sur le gradient des images peuvent également être considérées comme hybrides. En effet, bien que ces approches, comme toute approche iconique, se basent sur l intensité des pixels, le calcul du gradient des images permet de mettre en évidence les contours des structures qui peuvent s apparenter à des primitives géométriques. Nature de la transformation La transformation T peut être de nature différente selon les degrés de liberté considérés. Lorsque la transformation n autorise que des rotations et des translations, le recalage est dit rigide car l image A est simplement déplacée sans être déformée. A contrario, la transformation peut également intégrer des degrés de liberté correspondant à des déformations globales ou locales de l image. Le recalage est alors dit déformable. Domaine de la transformation Lorsqu elle s applique à l ensemble de l image A, la transformation est globale. Plusieurs transformations locales peuvent également être définies, chacune d elles s appliquant à un sous-ensemble de l image A. Interactivité Plusieurs degrés d interactivité sont recensés pour qualifier une méthode de recalage. La méthode est dite automatique lorsque la seule interaction demandée à l utilisateur est de spécifier les images à recaler et éventuellement des conditions d acquisition. Elle est semi-automatique lorsque l utilisateur doit initialiser l étape d optimisation en spécifiant par exemple une transformation initiale ou en effectuant manuellement l extraction des primitives dans le cas d une méthode géométrique. Enfin, la méthode est interactive lorsque l utilisateur doit effectuer lui-même le recalage à l aide d une interface utilisateur.

124 Mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires Stratégie d optimisation La stratégie d optimisation définit la manière de chercher la transformation optimale T. Lorsque le recalage se résume à calculer la transformation permettant d aligner un faible nombre de points appariés, il est possible de déterminer la transformation de manière analytique. Cependant, dans la majorité des cas, le problème est plus complexe. Une des stratégies possibles est d effectuer une recherche exhaustive de la solution en échantillonnant l espace des paramètres de la transformation et en gardant la transformation ayant fourni le résultat optimal. Bien que, sous réserve d un échantillonnage satisfaisant, cette méthode permette d obtenir toujours une solution proche de la solution optimale, elle est peu utilisée en pratique à cause d un temps de calcul important et d une précision limitée. Dans le cas d un recalage géométrique, la méthode ICP («Iterative Closest Point») ainsi que les variantes de cette méthode sont souvent utilisées. Elle consiste à minimiser la distance entre deux nuages de points en estimant itérativement une correspondance entre les points et en modifiant la transformation courante en fonction des vecteurs définis par les couples de points. L optimisation peut être effectuée itérativement par une méthode numérique, en considérant que la fonction à optimiser est la distance entre les primitives pour les méthodes géométriques ou la mesure de similarité pour les méthodes iconiques. De nombreuses méthodes numériques ont été proposées dans la littérature. Parmi celles-ci, deux catégories peuvent être citées : les méthodes basées sur les dérivées de la fonction à optimiser comme la descente de gradient ou la méthode de Newton-Raphson, et celles qui ne nécessitent pas de dérivées comme la méthode de Powell ou la méthode de Nelder- Mead. Ces méthodes numériques peuvent converger vers un optimum local au lieu d un optimum global. Des méthodes stochastiques telles que le recuit simulé et la méthode de Monte-Carlo ont été proposées afin de limiter ce risque. Par ailleurs, une approche multi-résolution, qui consiste à commencer l optimisation à un niveau de détail moindre (sous-échantillonnage) et à raffiner progressivement le résultat en augmentant le niveau de détail des images, est également une solution possible pour résoudre ce problème. Modalités d imagerie Le recalage peut être appliqué à des images issues de toutes les modalités d imagerie existantes. Le recalage est intra-modal lorsque les images à recaler sont de la même modalité. En revanche, il est multimodal lorsque les images sont issues de modalités différentes, par exemple IRM - fluoroscopie. Dans le cas d un recalage scanner - fluoroscopie, une distinction peut être faite car bien que les images ne soient pas issues de la même modalité, leur génération reposent sur le même principe physique. Dans ce cas, le recalage est parfois qualifié de quasi-intramodal. Sujet Lorsque les images proviennent du même patient, le recalage est intra-patient. Dans le cas contraire, le recalage est inter-patient. Il est également possible de recaler les images d un patient sur un atlas ou un modèle.

125 4.2 Etat de l art du recalage 3D/2D 111 Structures d intérêt Les structures d intérêt qui doivent être alignées dépendent de l application visée. Elles peuvent être le cerveau, le foie, la structure osseuse, la structure vasculaire Recalage rigide 3D/2D des structures vasculaires Dans le contexte de la chirurgie vasculaire abdominale, quelques méthodes de recalage ont été décrites dans la littérature. Différentes catégories de méthodes ont été reportées : rigide ou déformable, géométrique ou iconique, basée sur la structure vasculaire ou la structure osseuse. La prise en compte des déformations vasculaires à l aide d un recalage déformable ayant déjà été abordée dans le troisième chapitre, le cas du recalage rigide est plus spécifiquement étudié dans ce chapitre. Approches géométriques Göksu et al. [72] ont proposé une méthode de recalage géométrique basée sur la ligne centrale des structures vasculaires préopératoires et peropératoires. Cette méthode a été utilisée pour mettre en correspondance les résultats de la simulation biomécanique avec des images peropératoires dans le troisième chapitre. Elle consiste à estimer la transformation qui minimise la distance entre la ligne centrale préopératoire projetée et la ligne centrale peropératoire, extraite à partir d une angiographie réalisée en début d intervention. Bien que cette méthode présente l avantage de recaler directement les structures d intérêt, elle nécessite une injection de produit de contraste pour visualiser la structure vasculaire non déformée. Dès que la structure vasculaire est déformée par l insertion d un outil rigide, cette méthode ne peut plus être utilisée pour rétablir la correspondance après une modification de la pose du C-arm. Approches iconiques D autres travaux ont abordé le problème à l aide de méthodes iconiques basées sur la structure osseuse. Penney et al. [235] ont proposé une méthode qui consiste à produire des images fluoroscopiques virtuelles (DRR) à partir de la région du scanner préopératoire correspondant à une vertèbre. Ces images virtuelles sont ensuite comparées à l image peropératoire à l aide de la différence des gradients (GD). Une recherche exhaustive autour de la transformation initiale est préalablement effectuée et la meilleure solution obtenue est utilisée pour initialiser un algorithme d optimisation. La précision de la méthode, évaluée au niveau de l ostium des artères rénales, est inférieure à 3 mm pour 78% des cas. La région d intérêt utilisée pour le recalage est toutefois extrêmement réduite et centrée seulement sur le collet de l anévrisme. La question de la validité du recalage sur la zone correspondant au bassin peut donc se poser. Otake et al. [236] ont également proposé une méthode de recalage iconique basée sur la structure osseuse afin de pouvoir enrichir les images fluoroscopiques en projetant sur elles le nom de chaque vertèbre. L originalité de l approche repose sur la stratégie d optimisation utilisée qui est basée sur un partitionnement de l espace de recherche. Chaque partition est explorée au moyen d un algorithme de type évolutionnaire avec adaptation de la matrice de covariance (CMA-ES). La transformation finale est la transformation qui a permis d obtenir la meilleure mesure de similarité pour l ensemble des partitions considérées. Les résultats obtenus montrent un taux de succès et une précision suffisante pour envisager une utilisation en milieu clinique. Les images utilisées pour l évaluation ont cependant été acquises à partir d un cadavre et non au cours d une procédure EVAR. De plus, les transformations

126 Mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires obtenues par recalage ont été comparées à une transformation de référence déterminée à l aide de la méthode de recalage évaluée. La précision annoncée dans ces travaux est donc à relativiser. Des méthodes iconiques basées sur la structure vasculaire ont également été proposées. Liao et al. [237] ont décrit une méthode de recalage iconique pour aligner les structures vasculaires préopératoire et peropératoire dans le cadre d une implantation de valve cardiaque par voie percutanée (TAVI). Des DRR de la crosse aortique sont générées afin d être comparées aux images fluoroscopiques. Les résultats en matière de précision, de taux de réussite, de temps de calcul et d interactivité semblent satisfaisants pour une utilisation en milieu clinique. La méthode suppose toutefois qu un volume CBCT peropératoire acquis à l aide d une injection de produit de contraste soit disponible. D autres travaux ont consisté à considérer les deux structures (vasculaire et osseuse) lors du recalage. Imamura et al. [238] ont comparé les résultats obtenus pour une méthode de recalage iconique basée sur les deux structures en fonction du type de DRR et du type d images peropératoires utilisées. Les couples d images comparées sont : fluoroscopie injectée / DRR injectée, fluoroscopie injectée / DRR non injectée, fluoroscopie non injectée / DRR injectée et fluoroscopie non injectée / DRR non injectée. L étude a montré que les couples d images donnant les meilleurs résultats de recalage sont fluoroscopie injectée / DRR injectée et fluoroscopie non injectée / DRR non injectée. Miao et al. [239] ont proposé une méthode de recalage qui consiste à considérer les deux structures simultanément (figure 4.3). Le recalage est basé sur deux images fluoroscopiques acquises selon différentes poses du C-arm : la première est une image injectée qui montre la structure vasculaire alors que la deuxième, acquise avec un angle oblique compris entre 40 et 60, est non injectée et montre la structure osseuse. Une réduction de l erreur de positionnement du volume préopératoire en 3D est observée en comparaison d une approche classique. Toutefois, cette approche nécessite de réaliser des acquisitions spécifiques selon plusieurs incidences. De plus, une angiographie est absolument nécessaire pour pouvoir réaliser le recalage. Approches hybrides Enfin, quelques approches hybrides ont été reportées dans la littérature. En parallèle des méthodes de recalage basées exclusivement sur des marqueurs implantés, Russakoff et al. [240] ont proposé d utiliser un seul marqueur au sein d une méthode hybride qui combine recalage géométrique et iconique. Le taux de réussite, notamment lorsque l erreur initiale augmente, est plus élevé lorsque le marqueur implanté est considéré dans le critère de similarité. La méthode nécessite cependant l implantation d un marqueur radio-opaque près de la zone d intérêt. Aksoy et al. [241] ont proposé de transposer le problème du recalage dans le domaine de Fourier afin de s affranchir dans un premier temps de l estimation des translations. La précision obtenue est cependant insuffisante pour aligner correctement les structures d intérêt. Truong et al. [242] ont développé une méthode de recalage basée sur la forme des cathéters insérés dans l aorte et les artères coronaires lors d une chirurgie cardiaque. La forme des cathéters est reconstruite en 3D à l aide d acquisitions peropératoires effectuées par un C-arm biplan. Le recalage 3D/2D est ainsi transformé en un recalage 3D/3D qui consiste à contraindre les cathéters dans la structure cardiaque préopératoire.

127 4.2 Etat de l art du recalage 3D/2D 113 Figure 4.3 : Méthode de recalage proposée par Miao et al. [239] basée sur une image fluoroscopique et une image angiographique (a). La projection de la structure vasculaire préopératoire (en rouge) et la DRR générée sont obtenues selon la transformation initiale (b) et finale (c) Analyse de l état de l art Parmi les travaux reportés dans la littérature, seules quelques études se sont réellement intéressées à l utilisabilité des méthodes de recalage au bloc opératoire [72][235]. Ces études n ont toutefois pas permis de proposer des méthodes suffisamment polyvalentes pour pouvoir être utilisées avec l ensemble des images fluoroscopiques et angiographiques disponibles au cours d une procédure EVAR. Par ailleurs, elles n ont pas envisagé la nécessité de devoir réaliser plusieurs fois le recalage au cours d une intervention pour rétablir la correspondance entre les données préopératoires et peropératoires après une modification de la pose du C-arm. L analyse suivante présente la réflexion menée au niveau des principaux composants algorithmiques dans le but de proposer une méthode de recalage compatible avec les contraintes du bloc opératoire. Plus précisément, l analyse est détaillée pour le type d approche, la stratégie d optimisation, la mesure de similarité et la méthode d initialisation. Type d approche Contrairement aux approches géométriques [243][244], les approches iconiques [238][245][246] ne requièrent pas de segmenter les structures d intérêt avant de pouvoir estimer la transformation entre les données préopératoires et peropératoires. Comme l objectif est de proposer une méthode polyvalente utilisable avec la structure osseuse ou la structure vasculaire, cette caractéristique est un avantage. En effet, vu la diversité des scènes observées sur les images peropératoires, la mise en place d une

128 Mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires méthode de segmentation automatique ou semi-automatique compatible avec le workflow clinique aurait été difficile. Stratégie d optimisation Afin d estimer la transformation optimale, de nombreuses stratégies d optimisation ont été proposées [246][247][248]. Elles peuvent présenter des résultats très disparates en matière de vitesse de convergence, en nécessitant de générer des DRR en quantité plus ou moins importante. Elles présentent également différents degrés de robustesse en étant plus ou moins sensibles à la présence d extrema locaux lors du calcul de la mesure de similarité. Pour la majorité des stratégies d optimisation, le taux de réussite peut diminuer de manière significative dès qu une erreur de recalage à l initialisation atteint quelques millimètres [248]. Une solution possible pour limiter cette dépendance aux conditions initiales serait de rechercher la transformation optimale par une méthode exhaustive [249]. Cependant, cette solution est rarement envisagée car elle nécessite de générer une DRR pour chaque combinaison de paramètres testée, rendant le temps de calcul incompatible avec une utilisation au bloc opératoire. Des travaux se sont concentrés sur l accélération de la génération des DRR en optant pour des stratégies de calculs rapides sur CPU, avec [240] ou sans pré-calcul [250], puis pour des stratégies de calcul sur GPU [251][252]. Toutefois, ces solutions imposent souvent de faire un compromis entre la précision des DRR et le temps de calcul. Une autre approche pour réduire le temps de calcul consiste à choisir un référentiel approprié et à décomposer la transformation de façon à optimiser le nombre de DRR nécessaire pour évaluer les mesures de similarité. Cette approche a été utilisée dans un contexte de recalage multi-incidences [253][254][255] et de recalage mono-incidence [256][257]. Penney et al. [235] ont utilisé cette approche pour estimer de manière grossière une transformation intermédiaire afin d initialiser une stratégie d optimisation classique. Chaque DRR générée lors de la recherche exhaustive permet de calculer la mesure de similarité correspondant à 4851 transformations différentes. Toutefois, l estimation de la transformation optimale par une recherche exhaustive a été considérée comme insuffisante en tant que telle puisqu une stratégie d optimisation classique a été mise en oeuvre pour affiner le résultat du recalage. Par ailleurs, peu de détails ont été donnés sur la décomposition de la transformation et sur l erreur qu elle engendre. D après la littérature, une méthode de recalage reposant exclusivement sur un couplage recherche exhaustive / décomposition de la transformation n a pas encore été envisagée. Cette solution permettrait de s affranchir du risque de convergence vers un extremum local associé aux stratégies d optimisation classiques. Toutefois, Penney et al. [235] ont mis en évidence, en ajoutant une stratégie d optimisation classique à la suite d une recherche exhaustive, la précision limitée atteignable par cette approche. Cette limitation pourrait être surmontée en mettant en œuvre le couplage recherche exhaustive / décomposition de la transformation au sein d un schéma multi-résolution [258]. Cette solution permettrait d affiner le résultat du recalage jusqu à obtenir la précision souhaitée en réduisant progressivement l espace de recherche autour de la solution optimale. Mesure de similarité Les performances de la méthode de recalage sont également influencées par la mesure de similarité utilisée. Markelj et al. [74] précisent que malgré le nombre important de travaux ayant cherché à déterminer la meilleure mesure de similarité pour le recalage 3D/2D, il semble que les performances d une

129 4.2 Etat de l art du recalage 3D/2D 115 mesure de similarité dépendent fortement de la nature des images à recaler. Dans l optique d utiliser une mesure de similarité réellement adaptée aux images disponibles, la méthodologie d évaluation proposée par Skerl et al. [259] pourrait être utilisée afin d estimer les performances de quelques mesures de similarité usuelles. Interactivité La stratégie d optimisation impliquée dans les méthodes de recalage nécessite souvent des conditions initiales, c est-à-dire une transformation initiale idéalement proche de la transformation optimale. Une transformation initiale est notamment utile dans le cas d une recherche exhaustive. Dans un souci de temps de calcul, elle pourrait permettre de réduire l espace de recherche et donc de limiter le nombre de transformations testées. La transformation initiale est souvent estimée en sélectionnant des repères anatomiques dans le scanner préopératoire et dans les images peropératoires [244] ou en explorant directement l espace des paramètres de la transformation via une interface utilisateur [260]. Ces procédés compliquent la mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires en demandant aux cliniciens des interactions complexes. Quelques méthodes automatiques ou semi-automatiques ont été proposées pour déterminer la transformation initiale du recalage. Van der Bom et al. [261] ont décrit une méthode exploitant la corrélation de phase et la relation entre les représentations, dans le domaine de Fourier, d un volume 3D et de sa projection. Couplée à un recalage iconique, la méthode proposée a permis d augmenter le taux de réussite du recalage de 28.6% à 68.8%. Elle est cependant limitée au cas pour lequel l erreur de recalage initiale est inférieure à 19.5 mm. Etant donné la diversité des images peropératoires acquises au cours d une procédure EVAR, cette condition semble trop restrictive pour permettre une initialisation satisfaisante quelle que soit l image peropératoire utilisée. Miao et al. [262] ont proposé une méthode d initialisation automatique basée sur l axe de la colonne vertébrale et le point de bifurcation aortique. Elle nécessite cependant une injection de produit de contraste afin de visualiser la structure vasculaire peropératoire, ce qui la rend incompatible avec l objectif fixé. Lubniewski et al. [263] ont proposé une méthode d initialisation automatique qui consiste à estimer de manière directe la transformation initiale à partir de plusieurs descripteurs géométriques de la structure vasculaire. Cette approche nécessite également une injection de produit de contraste ainsi qu une segmentation de l image peropératoire. Varnavas et al. [264] ont proposé une méthode semi-automatique pouvant être utilisée pour faciliter l initialisation du recalage. Elle consiste, à partir d un premier recalage de référence, à reconstruire un marqueur virtuel en 3D à partir de deux images fluoroscopiques obtenues avec des poses de C-arm différentes. Pour les recalages suivants, il est possible de renseigner la position du marqueur sur l image fluoroscopique courante et de calculer automatiquement la position du volume de manière à ce que le marqueur reconstruit se superpose au marqueur 2D. Même si cette méthode peut permettre de faciliter l initialisation des recalages, elle nécessite toujours d effectuer une initialisation manuelle pour réaliser le premier recalage. De plus, elle nécessite de connaitre parfaitement la pose du C-arm pour pouvoir reconstruire le marqueur virtuel en 3D. Bien que quelques méthodes d initialisation automatiques et semi-automatiques aient été proposées, elles n ont pas été établies en prenant en compte la diversité des scènes peropératoires. Outre la différence de nature entre les structures observables sur une image fluoroscopique et celles observables sur une image angiographique, les images peropératoires peuvent montrer un champ plus ou moins

130 Mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires réduit de l anatomie du patient, centré sur différentes zones (collet de l anévrisme, bassin ). Une initialisation interactive pourrait être suffisamment flexible pour prendre en compte la diversité des images peropératoires. L enjeu est alors de limiter la difficulté des interactions demandées pour que les cliniciens puissent réaliser eux-mêmes l initialisation. Les méthodes interactives sont souvent mises en défaut par la différence de dimensionnalité entre le scanner préopératoire et les images peropératoires. Le problème de l initialisation 3D/2D pourrait toutefois être réduit à un cas 2D/2D en exploitant les propriétés de projection du C-arm. L initialisation serait alors simplifiée en demandant aux cliniciens d identifier les repères anatomiques sur des images similaires, c est-à-dire sur l image peropératoire et sur une projection du scanner préopératoire effectuée selon la pose courante du C-arm.

131 4.3 Recalage 3D/2D iconique polyvalent Recalage 3D/2D iconique polyvalent Vue d ensemble de l approche proposée L objectif de ces travaux est de proposer une méthode de recalage compatible avec les contraintes du bloc opératoire. L enjeu est d établir une solution polyvalente pouvant être utilisée avec l ensemble des images peropératoires acquises au cours d une procédure EVAR, c est-à-dire aussi bien avec des images fluoroscopiques qu avec des images angiographiques. Par ailleurs, la méthode de recalage doit pouvoir être effectuée directement par les cliniciens et facilement répétée après une modification de la pose du C-arm. L approche envisagée est une méthode de recalage 3D/2D iconique permettant d estimer la transformation entre les référentiels préopératoire et peropératoire en considérant la structure vasculaire ou la structure osseuse. Elle s appuie sur des images peropératoires virtuelles (DRR) générées à partir du scanner préopératoire et comparées à l image peropératoire réelle par l intermédiaire d une mesure de similarité. Dans le cas d une angiographie, les DRR générées représentent la structure vasculaire préopératoire alors que dans le cas d une fluoroscopie, elles représentent la structure osseuse préopératoire. Afin d envisager une utilisation au bloc opératoire, les interactions demandées aux cliniciens sont volontairement limitées, en particulier lors de l initialisation du recalage. Une méthode d initialisation interactive est notamment proposée pour déterminer une solution approximative à partir d interactions simples réalisées sur une projection du scanner préopératoire et sur l image peropératoire. Une attention particulière est également portée sur la précision, le temps de calcul et la robustesse de la méthode de recalage. La figure 4.4 donne une représentation synthétique de la méthode proposée. Afin de réduire le risque de non-convergence propre aux stratégies d optimisation classiques, l estimation de la transformation optimale est réalisée par l intermédiaire d une recherche exhaustive. Elle est mise œuvre au sein d un schéma multi-résolution permettant d affiner progressivement la transformation estimée jusqu à la précision souhaitée. Enfin, l originalité de la méthode repose sur une décomposition de la transformation entre les référentiels préopératoire et peropératoire. Cette décomposition est effectuée afin de réduire substantiellement le nombre de DRR requis par la recherche exhaustive, le but étant de réduire le temps de calcul pour rendre cette solution utilisable au bloc opératoire. Les différents composants de la méthode de recalage 3D/2D proposée sont décrits dans la suite, à savoir le prétraitement des données préopératoires, la transformation géométrique considérée, la méthode d initialisation, la stratégie d optimisation, la mesure de similarité ainsi que la mise en œuvre multirésolution.

132 Mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires Figure 4.4 : Vue d ensemble de l approche proposée pour la mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires Prétraitement des données préopératoires La méthode proposée doit permettre d aligner les repères préopératoire et peropératoire en se basant soit sur la structure osseuse, soit sur la structure vasculaire. Afin de déterminer la transformation optimale entre ces deux repères, les structures préopératoires et peropératoires considérées doivent être de même nature [238]. Les DRR générées à partir du scanner préopératoire doivent donc pouvoir représenter indépendamment l une des deux structures, la structure osseuse ou la structure vasculaire. La prise en compte des tissus mous, visibles sur le scanner préopératoire et sur les images peropératoires, pourrait être envisagée. Cependant, en raison de leur liberté de mouvement et des déplacements provoquées par la respiration, ils sont rarement observables dans la même configuration sur le scanner préopératoire et sur les images peropératoires. Leur prise en compte dans le calcul de la transformation pourrait provoquer un décalage au niveau des structures d intérêt. Le choix a donc été fait de ne pas les laisser apparaître sur les DRR. Afin de pouvoir générer des DRR représentant seulement la structure vasculaire ou la structure osseuse, une étape préliminaire est effectuée à l aide du logiciel EndoSize (Therenva) pour segmenter ces régions d intérêt sur le scanner préopératoire (cf. section ). Ces régions d intérêt permettent de former un masque osseux et un masque vasculaire (figure 4.5) pouvant être appliqués au scanner préopératoire lors de la génération des DRR. Pour évaluer une partie des performances de la méthode proposée, un volume CBCT peropératoire peut être utilisé à la place du scanner préopératoire. Il a l avantage de permettre de comparer la transformation estimée par recalage à une transformation de référence fournie par le C-arm rotationnel. De la même manière que pour le scanner préopératoire, la structure osseuse du CBCT est préalablement segmentée, cette fois au moyen d un outil de contourage manuel.

133 4.3 Recalage 3D/2D iconique polyvalent 119 Enfin, un centre de rotation est défini afin de pouvoir appliquer des rotations au scanner préopératoire ou au volume CBCT. Sa position est déterminée près de la zone d intérêt, typiquement au centre de la vertèbre la plus proche de l anévrisme. Figure 4.5 : Masque osseux (a) et masque vasculaire (b) issus d un scanner préopératoire. Masque osseux issu d un volume CBCT peropératoire (c et d) Configuration géométrique peropératoire La mise en place d un recalage 3D/2D nécessite d exprimer la transformation permettant d amener les données préopératoires dans le référentiel peropératoire. Cette transformation peut être décomposée en trois transformations : une première transformation pour prendre en compte la pose du C-arm, une seconde pour positionner le scanner préopératoire dans l espace et une dernière pour modéliser la projection effectuée lors de la génération des images peropératoires. Ces transformations définissent ainsi la configuration géométrique de la scène peropératoire virtuelle (figure 4.6).

134 Mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires Figure 4.6 : Configuration géométrique peropératoire utilisée pour le recalage. S w est le repère monde, S v est le repère du volume préopératoire, S i est le repère dans lequel l image peropératoire est acquise et S a est un repère dont l axe Oy est aligné avec l axe principal du C-arm et le plan Oxz est parallèle au plan de l image peropératoire. Les paramètres t x, t y et t z correspondent aux translations le long des axes de S a et les paramètres ω x, ω y et ω z correspondent aux rotations autour des axes de S a. Pose du C-arm La pose du C-arm est déterminée par la position de la source et du détecteur qui forment une droite appelée axe principal. Cet axe peut être mis en rotation au cours de l intervention afin de modifier l incidence sous laquelle est vu le patient depuis la source. La transformation C correspondant à la rotation du C-arm est définie par : 1 C = T Carm c. R O. R CC. T Carm c où T Carm c est une translation définie par la position du centre de rotation du C-arm ; R cc la rotation définie par l angle cranio-caudal et R O la rotation définie par l angle oblique. Positionnement du scanner préopératoire Afin de positionner correctement le volume préopératoire dans l espace, une transformation A est définie entre le repère du volume S v et le repère monde S w. Pour exploiter les propriétés de projection du C-arm, un repère S a est défini de manière à ce que l axe Oy soit aligné avec l axe principal du C- arm et que le plan Oxz soit parallèle au plan de l image S i. Le repère S a est un élément essentiel dans la méthode proposée car il va permettre de décomposer la transformation A en deux transformations. Ce point est plus particulièrement abordé dans la section

135 4.3 Recalage 3D/2D iconique polyvalent 121 La transformation A est décrite par trois paramètres de translation (t x, t y, t z ) et par trois paramètres de rotation (ω x, ω y, ω z ), le long et autour des axes de S a. Elle est exprimée de la façon suivante : 1 A = T Vol c. T xyz. R y. R z. R x. T Vol c où T Vol c est la translation définie par la position du centre de rotation du volume ; T xyz est la translation définie par les paramètres t x, t y et t z ; R x, R y et R z sont les rotations définies respectivement par les paramètres ω x, ω y et ω z. Les paramètres t x et t z représentent les translations dites «dans le plan» car elles sont similaires à un mouvement parallèle au plan de l image. Le paramètre t y décrit la translation dite «hors plan» puisque le mouvement correspond à un déplacement orthogonal au plan de l image. De manière analogue, les paramètres ω x et ω z correspondent aux rotations «hors plan» et le paramètre ω y décrit la rotation «dans le plan». Par ailleurs, la transformation A est définie de manière à ce que la rotation R y soit appliquée après les rotations R x et R z, ceci afin de faciliter ultérieurement la décomposition de la transformation A en deux transformations. Génération des DRR par projection du volume préopératoire Enfin, la transformation P décrit la projection inhérente au système d acquisition fluoroscopique. Elle est définie classiquement à partir des paramètres intrinsèques du C-arm, de la façon suivante : f u 0 u 0 0 P = [ 0 f v v 0 0] où (u 0, v 0 ) sont les coordonnées du point d intersection de l axe principal et du plan de l image, et f u et f v la distance source-détecteur divisée par la taille du pixel dans les directions horizontale et verticale respectivement. La génération d une DRR consiste alors à positionner correctement la source et le plan du détecteur dans l espace au moyen de la transformation C définie par les valeurs courantes des angles craniocaudal R CC et obliques R O du C-arm. Le scanner préopératoire est quant à lui positionné à l aide de la transformation A. Enfin, l image est générée au moyen de la transformation P en approximant le processus physique d absorption des rayons X par un rendu volumique de type «lancer de rayons» [265]. Une fonction affine par morceaux est utilisée comme fonction de transfert pour relier l intensité des voxels du scanner préopératoire avec le coefficient d absorption utilisé dans le processus de lancer de rayons. Elle a été identifiée au moyen d une méthode d optimisation de type Powell de façon à obtenir des images virtuelles avec des intensités similaires à celles des images réelles (figure 4.7).

136 Mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires Figure 4.7 : DRR générée avec le masque osseux d un scanner préopératoire (à gauche) et image de fluoroscopie du même patient (à droite) Estimation de la transformation initiale Même dans le cas présent où la transformation optimale est estimée à l aide d une recherche exhaustive, le calcul d une transformation initiale peut être utile pour définir le centre de l espace de recherche. Une transformation initiale suffisamment proche de la solution optimale doit permettre de réduire l espace de recherche et d accélérer ainsi le temps de calcul. La détermination d une transformation initiale de manière automatique est toutefois difficile, en particulier lorsque les images peuvent montrer des scènes peropératoires très différentes. Au contraire, une méthode interactive peut être envisagée à condition qu elle soit suffisamment souple pour être utilisable avec l ensemble des images. L enjeu pour établir une solution interactive opérationnelle est toutefois de reposer exclusivement sur des interactions simples pouvant être effectuées par les cliniciens au cours d une procédure EVAR. La méthode d initialisation interactive proposée consiste à identifier des repères anatomiques sur le scanner préopératoire et sur l image peropératoire. L originalité de l approche repose sur la prise en compte des propriétés de projection du C-arm afin de pouvoir déterminer les repères anatomiques sur des images similaires, c est-à-dire sur l image peropératoire et sur une projection du volume préopératoire. La méthode proposée permet d obtenir une transformation initiale A ini en estimant les paramètres t x, t y, t z et ω y. Les paramètres ω x et ω z sont quant à eux fixés à une valeur nulle. Pour identifier les repères anatomiques, le volume préopératoire est initialement positionné entre la source et le détecteur de manière à ce que son centre de rotation soit aligné avec le centre de l image peropératoire. Une image est générée par rendu volumique en projetant le masque osseux du volume préopératoire selon la pose du C-arm courante. La méthode consiste à tracer une ligne P 1 délimitant une zone anatomique sur cette image et une ligne P 2 délimitant la même zone anatomique sur l image peropératoire. Typiquement, la zone anatomique choisie est une portion de la colonne vertébrale contenant une ou plusieurs vertèbres et les lignes sont tracées le long des processus épineux des vertèbres. La transformation initiale est ensuite estimée à partir de ces deux lignes de façon à amener la première ligne à se superposer à la seconde (figure 4.8). Pour cela, une ligne virtuelle L 1 est définie dans le plan contenant le centre de rotation du volume de manière à ce que la ligne P 1 soit la projection de L 1. La

137 4.3 Recalage 3D/2D iconique polyvalent 123 transformation initiale est alors déterminée par la transformation permettant de déplacer la ligne L 1 de façon à ce que la ligne P 2 devienne la projection de la ligne L 1 transformée (figure 4.9). Figure 4.8 : Méthode d initialisation du recalage. Le centre de rotation du volume préopératoire est initialement aligné avec le centre de l image peropératoire (a). Une ligne est tracée de façon à délimiter une zone anatomique, d abord sur la projection du volume préopératoire (b) puis sur l image peropératoire (c). La transformation initiale calculée à partir des lignes est ensuite appliquée au volume préopératoire (d). Afin d expliciter cette transformation, les centres des lignes P 1 et P 2 sont notés P C1 (x, z) et P C2 (x, z) respectivement. La projection du centre de rotation du volume est notée P RC (x, z). La transformation initiale A ini est calculée selon l expression suivante :

138 Mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires A ini = A 2. A 1 avec { A 1 = T 2. R β. T 1 A 2 = T 5. T 4. T 3 T 1 est une translation dans le plan xz définie par (P RC P C1 ). d 1 ; T 2 est une translation dans le plan xz définie par (P C2 P RC ). d 1 ; T 3 est une translation dans le plan xz définie par P C2. d 1 ; T 4 est une translation dans la direction y définie par y 1. d 3 ; T 5 est une translation dans le plan xz définie par P C2. d 2 ; R β est une rotation autour de l axe y dont la valeur de l angle correspond à la différence d orientation des deux lignes ; d 1 = y 1 SD ; d 2 = y 2 y 1 et d 3 = M 1 M 2 avec M 1 et M 2, les longueurs des lignes P 1 et P 2, et SD, la distance source-détecteur. Figure 4.9 : Estimation de la transformation initiale à partir de deux lignes. Une ligne L 1 est définie dans le plan contenant le centre de rotation du volume de manière à ce que la ligne P 1 soit la projection de L 1. La transformation initiale du recalage est déterminée par la transformation qui permet de déplacer L 1 pour que P 2 devienne sa projection Recherche de la transformation optimale Dans la méthode proposée, la détermination de la transformation optimale repose sur une recherche exhaustive. Elle consiste à échantillonner l espace des paramètres de la transformation, à générer une DRR et à calculer une mesure de similarité pour chaque combinaison de paramètres et enfin, à garder la combinaison de paramètres ayant fourni la mesure de similarité optimale. Bien que cette stratégie d optimisation présente des avantages en matière de robustesse, notamment en étant peu sensible au risque de non convergence propre aux stratégies d optimisation classiques, elle est souvent écartée en raison de son temps de calcul élevé. Dans le cas d un recalage 3D/2D iconique, elle nécessite de générer une DRR pour chaque combinaison de paramètres testée. La multiplication du nombre de DRR, coûteuses à générer, entraîne nécessairement un temps de calcul

139 4.3 Recalage 3D/2D iconique polyvalent 125 incompatible avec une utilisation au bloc opératoire, en particulier lorsque l espace de recherche est étendu. Afin de limiter le nombre de DRR nécessaires, l approche proposée consiste à décomposer la transformation A en deux transformations selon une méthode similaire à celle proposée par Sarrut et al. [253]. Cette décomposition a pour objectif de réduire le nombre de DRR calculées en permettant d estimer la mesure de similarité de plusieurs transformations à partir d une seule DRR. Pour commencer, l échantillonnage de l espace des paramètres est effectué simplement en définissant une plage de variation discrétisée par paramètre et en créant un ensemble E constitué de N transformations A i tel que : A i = A(t x i, t y i, t z i, ω x i, ω y i, ω z i ) ; i = 1, 2,, N où t x i, t y i, t z i, ω x i, ω y i et ω z i sont des valeurs issues des plages de variation des paramètres de A. Ainsi, la génération de la DRR correspondant à la i ème transformation peut être notée de la façon suivante : G i = P A i L idée consiste ici à exploiter les propriétés des transformations «dans le plan» et «hors plan» défini selon le repère S a. Les rotations «hors plan» sont décrites par une transformation A 3D appliquée au volume préopératoire afin de générer la DRR. Les autres degrés de liberté sont décrits par une transformation A 2D appliquée directement à la DRR et composée d une rotation (paramètre ω y ), d un changement d échelle (paramètre t y ) et d une translation (paramètres t x et t z ). La transformation G i est approximée de la façon suivante : G i A 2D i P A 3D i { A 3D i = A(t x ini, t y ini, t z ini, ω xi, ω y ini, ω zi ) A 2D i = A(t x i t x ini, t y i t y ini, t z i t z ini, 0, ω y i ω y ini, 0) où A ini = A(t x ini, t y ini, t z ini, ω x ini, ω y ini, ω z ini ) ; ω xi et ω zi sont des valeurs déduites respectivement de ω x i et ω z i. La position du volume préopératoire étant différente lorsque la DRR est générée au moyen de la transformation A i ou au moyen de la transformation A i 3D, les valeurs ω xi et ω zi sont calculées de manière à ce que l incidence u, sous laquelle le volume est observé, soit similaire pour ces deux transformations (figure 4.10). Enfin, les valeurs ω xi et ω zi sont arrondies aux valeurs les plus proches selon une résolution angulaire r. Pour finir, l ensemble E est divisé en m sous-ensembles F j, j = 1, 2,, m, de manière à ce que les transformations appartenant à F j soient décomposées en une même transformation A 3D et en des transformations A 2D différentes. Ainsi, pour les transformations appartenant à F j, une seule DRR doit être générée pour pouvoir estimer les mesures de similarité. Les mesures de similarité sont calculées après avoir modifié la DRR par les transformations A 2D.

140 Mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires Figure 4.10 : Détermination de la valeur du paramètre ω x pour la décomposition de la transformation A i en A 3D i et A 2D i. La valeur ω x i est remplacée par la valeur ω xi de manière à ce que l incidence u sous laquelle le volume est observé soit similaire pour les transformations A i et A 3D i Mesure de similarité Les mesures de similarité peuvent être divisées en deux catégories principales, les mesures de similarité globales (information mutuelle, corrélation croisée ) et les mesures de similarité locales (différence de gradient, «pattern intensity» ). D une manière générale, les mesures de similarité locales permettent d obtenir une bonne précision mais possèdent une zone de capture étroite, et inversement pour les mesures de similarité globales [266][267]. La zone de capture est cependant une caractéristique moins sensible dans le cas présent puisque la transformation optimale est déterminée à l aide d une recherche exhaustive. Afin de sélectionner une mesure de similarité appropriée aux images utilisées, la méthodologie proposée par Skerl et al. [259] est utilisée pour évaluer quelques mesures de similarité usuelles. Elle permet de quantifier cinq caractéristiques : la précision, la zone de capture, la distinctivité de l optimum, le risque de non convergence et le nombre d optima locaux. Deux mesures de similarité globales, l information mutuelle (MI) et la corrélation croisée normalisée (NCC), et deux mesures de similarité locales, la différence des gradients (GD) et l information de gradient (GI) [268], sont ainsi évaluées Mise en œuvre La méthode de recalage proposée est composée d une phase d initialisation et de plusieurs phases d optimisation. La phase d initialisation consiste à estimer la transformation initiale par la méthode interactive présentée précédemment (cf. section 4.3.4) et à définir une région d intérêt sur l image peropératoire. Cette région d intérêt permet de choisir la zone anatomique à recaler et ainsi d exclure les parties de l image ne contenant pas d information utile. Pour sélectionner la région d intérêt, un ou plusieurs polygones sont dessinés et affichés par transparence sur l image peropératoire (figure 4.11). En fonction de la nature de l image peropératoire considérée (angiographie ou fluoroscopie), le masque osseux ou

141 4.3 Recalage 3D/2D iconique polyvalent 127 le masque vasculaire (cf. section 4.3.2) est appliqué au scanner préopératoire afin de générer des DRR appropriées. La recherche de la transformation optimale s appuie sur quatre phases d optimisation. Pendant chaque phase, une recherche exhaustive est effectuée au moyen du principe de décomposition de la transformation A présentée précédemment (cf. section 4.3.5). Ces phases sont organisées selon une approche multi-résolution afin d affiner progressivement le résultat du recalage (tableau 4.1). La première phase consiste à ajuster les translations et la rotation «dans le plan» qui entraînent des modifications importantes dans les DRR générées. La seconde phase consiste ensuite à estimer les autres paramètres, c est-à-dire les rotations «hors-plan». Les deux premières phases permettent ainsi d obtenir rapidement une transformation proche de la transformation optimale. Les deux phases suivantes consistent à affiner le résultat du recalage en faisant varier les six paramètres et en resserrant progressivement l espace de recherche autour de la solution optimale. Etape Figure 4.11 : Détermination de la région d intérêt par tracé de polygones sur l image peropératoire. Sous-échantillonnage Translation «dans le plan» (mm) Translation «hors plan» (mm) Rotation «dans le plan» ( ) Rotation «hors plan» ( ) r ( ) Variation e Variation e Variation e Variation e 1 N/4 [-10 ; 10] 2 [-45 ; 45] 15 [-10 ; 10] 2 [-8 ; 8] N/4 [-4 ; 4] 2 [-10 ; 10] 10 [-1 ; 1] 1 [-10 ; 10] N [-2 ; 2] 0.5 [-10 ; 10] 5 [-0.5 ; 0.5] 0.5 [-1.5 ; 1.5] N [-0.6 ; 0.6] 0.3 [-8 ; 8] 1 [-0.2 ; 0.2] 0.2 [-0.4 ; 0.4] Tableau 4.1 : Paramètres utilisés lors des phases d optimisation (N = nombre total de pixels contenus dans la région d intérêt de l image peropératoire, e = résolution de l échantillonnage de la plage de variation des paramètres). La méthode de recalage a été mise en œuvre pour mettre en correspondance les référentiels préopératoire et peropératoire dans un contexte de guidage par réalité augmentée. Un prototype de station d aide à la navigation intégrant la méthode de recalage a été développé afin de pouvoir effectuer des essais au bloc opératoire. Afin de réduire le temps de calcul, la génération des DRR est effectuée au moyen d un calcul sur GPU alors que le calcul des mesures de similarité est réalisé sur CPU. Par ailleurs, le calcul sur CPU est parallélisé de façon à ce que plusieurs mesures de similarité puissent être calculées simultanément (algorithme 4.1).

142 Mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires Echantillonnage de l espace des paramètres de la transformation A Pour chaque combinaison de paramètres o Décomposition de la transformation A en une transformation approchée A 3D et une transformation A 2D Pour chaque transformation A 3D o Génération de la DRR (calcul sur GPU) o Pour chaque transformation A 2D associée à la transformation A 3D Application de la transformation A 2D à la DRR Calcul de la mesure de similarité (calcul sur CPU) Sélection de la transformation ayant donné la mesure de similarité optimale Algorithme 4.1 : Implémentation de la méthode de recalage sur CPU et GPU. 4.4 Résultats Données expérimentales Deux ensembles de données ont été constitués à partir de patients dont l AAA a été traité par voie endovasculaire au sein du département de chirurgie vasculaire du CHU de Rennes. Le premier groupe de patients, appelé «groupe 1», est constitué de 6 patients. Un C-arm rotationnel (Artis zeego, Siemens Healthcare) a été utilisé afin d effectuer une acquisition CBCT sans injection de produit de contraste à la fin de l intervention. La structure osseuse et l ensemble des endoprothèses déployées sont ainsi visibles sur cet examen. Le jeu de données constitué comprend, pour chaque patient, les images fluoroscopiques 2D acquises lors de la rotation ainsi que le volume 3D CBCT reconstruit à partir de ces images. De plus, les caractéristiques intrinsèques du système d acquisition (distance source-détecteur, taille du pixel, angles cranio-caudal et oblique) ainsi que la transformation entre le repère du volume CBCT et le repère de chaque image fluoroscopique sont connues. Enfin, à des fins d évaluation, les marqueurs radio-opaques des endoprothèses ont été repérés sur le volume CBCT (typiquement 15 marqueurs répartis sur l ensemble des endoprothèses). Leur position a été déterminée par le centre du voxel possédant la densité la plus élevée parmi le sous-ensemble de voxels correspondant à chaque marqueur radio-opaque. Le deuxième groupe de patients, appelé «groupe 2», est constitué de 26 patients. Pour chaque patient, un scanner préopératoire avec injection de produit de contraste a été effectué avant l intervention sur un scanner 64 barrettes. Des images fluoroscopiques ont été acquises aux différentes étapes de l intervention endovasculaire en utilisant une carte d acquisition vidéo. Pour chaque image acquise, les caractéristiques intrinsèques du système d acquisition ont été enregistrées. Les données du groupe 1 ont été acquises dans le but d évaluer certaines performances de la méthode proposée, notamment la précision du recalage. Ces données permettent d effectuer le recalage entre le volume CBCT et les images fluoroscopiques ayant permis de reconstruire le volume CBCT. Les résultats obtenus peuvent être comparés avec la transformation de référence A ref fournie par le C-arm rotationnel. Les données du groupe 2 sont quant à elles conformes à la pratique courante. Le volume utilisé pour le recalage est le scanner préopératoire et les images peropératoires sont les images fluoroscopiques et angiographiques acquises au cours de la procédure EVAR. Ce jeu de données permet d évaluer

143 4.4 Résultats 129 l'utilisabilité de la méthode pour mettre en correspondance les référentiels préopératoire et peropératoire dans un contexte de guidage par réalité augmentée. Toutefois, en l absence de transformation de référence, la précision du recalage ne peut pas être totalement quantifiée avec ces données Estimation de la transformation initiale La méthode d initialisation interactive, décrite dans la section 4.3.4, a été évaluée à partir des données du groupe 1. Cette évaluation a notamment été effectuée dans le but de définir un espace de recherche approprié pour effectuer la recherche exhaustive (cf. section 4.3.7). L erreur de recalage à l initialisation, obtenue par la méthode d initialisation interactive, a été quantifiée. Un expert clinique a réalisé l initialisation du recalage à l aide de la méthode interactive proposée. Une transformation A ini a été obtenue pour chaque patient. L erreur à l initialisation, appelée erreur de projection initiale, a été définie comme étant la distance moyenne entre la projection des marqueurs radio-opaques des endoprothèses effectuée avec A ini et celle effectuée avec la transformation de référence A ref. L erreur moyenne pour les 6 patients est de 4.48 ± 1.90 mm. La transformation initiale obtenue est relativement proche de la transformation de référence. Toutefois, une phase d optimisation est nécessaire pour affiner le résultat Décomposition de la transformation La génération des DRR au moyen des transformations A 3D et A 2D induit une erreur de projection par rapport à la génération au moyen de la transformation A. Cette erreur a été quantifiée à partir des données du groupe 1, en fonction de la valeur des paramètres de A et en fonction de la région du volume considérée. Erreur de projection en fonction de la région du volume considérée L erreur de projection a été définie comme la distance moyenne entre la projection d un ensemble de points effectuée avec la transformation A et celle effectuée avec les transformations A 3D et A 2D. L ensemble de points choisis correspond à la position des centres des voxels du volume. Les voxels du volume ont été répartis en régions selon leur distance au centre de rotation du volume. L erreur de projection a été estimée pour chacune de ces régions et est reportée dans la figure Les résultats montrent que l erreur de projection reste faible pour les régions du volume situées près du centre de rotation. Afin de minimiser l erreur de projection au niveau de la zone d intérêt, ce centre de rotation est défini près de la zone d intérêt, c est-à-dire au niveau de la vertèbre la plus proche de l anévrisme (cf. section 4.3.2).

144 Mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires Figure 4.12 : Erreur de projection (minimum, 1er quartile, médiane, 3ème quartile, maximum) induite par la décomposition de la transformation A en fonction de la distance au centre de rotation du volume. Erreur de projection en fonction des paramètres de la transformation A L erreur de projection a également été estimée en faisant varier la valeur des paramètres de la transformation A, en considérant, cette fois, la totalité des voxels du volume. Les résultats sont reportés dans la figure 4.13 pour chaque catégorie de translations et de rotations ainsi que pour différentes résolutions angulaires r. Les valeurs indiquées sur l axe des abscisses correspondent à l écart entre les valeurs des paramètres de A et ceux de A ini. Pour les translations «dans le plan» et les rotations «hors plan», les résultats montrent que l erreur de projection diminue lorsque la résolution angulaire r diminue. Toutefois, pour la rotation «dans le plan» et la translation «hors plan», l erreur de projection n est que peu ou pas influencée par la résolution angulaire. Elle dépend principalement de la valeur des paramètres considérés. Lors des phases d optimisation du recalage, l espace de recherche et la résolution angulaire r sont progressivement réduits (cf. section 4.3.7). L erreur de projection diminuant ainsi progressivement lors du recalage, la mise en œuvre d un schéma multi-résolution semble adapté au couplage recherche exhaustive / décomposition de la transformation.

145 4.4 Résultats 131 Figure 4.13 : Erreur moyenne de projection induite par la décomposition de la transformation A en fonction de la valeur des paramètres de A et de la résolution angulaire r. Les translations et rotations correspondent à l écart entre les valeurs des paramètres de A et celles de A ini Comparaison de mesures de similarité Afin de sélectionner une mesure de similarité appropriée aux images utilisées, une comparaison de quatre mesures de similarité a été effectuée à partir des données du groupe 1. Le volume CBCT a été positionné en utilisant la transformation de référence A ref. Le comportement de chaque mesure de similarité a été estimé en faisant varier les paramètres de la transformation A deux à deux autour de la transformation de référence (figure 4.14).

146 Mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires Figure 4.14 : Valeurs obtenues pour différentes mesures de similarité autour de la transformation optimale en faisant varier deux paramètres de translation. Les caractéristiques évaluables par la méthode proposée par Skerl et al. [259] ont ensuite été calculées. Les valeurs moyennes pour le groupe 1 sont reportées dans le tableau 4.2. D après les résultats observés, l information de gradient (GI) présente les meilleures performances pour l ensemble des caractéristiques évaluées. Elle a donc été utilisée pour la suite de l étude. Mesure de similarité Précision (mm) Zone de capture (mm) Distinctivité de l optimum ( ) (mm 1 ) Risque de non convergence ( ) (10 6 mm 1 ) Nombre de minima locaux ( ) MI NCC GD GI Tableau 4.2 : Caractérisation des mesures de similarité obtenue à l aide de la méthode proposée par Skerl ( = 1mm) Evaluation de la méthode de recalage Les performances de la méthode proposée ont été évaluées en matière de précision, de robustesse et de temps de calcul à partir des données du groupe 1. Précision Le recalage a été réalisé entre le volume CBCT et l image fluoroscopique issue de l acquisition rotationnelle avec un angle oblique de 0. Pour chaque patient, deux recalages ont été effectués à partir de la même initialisation : l un avec l approche proposée, l autre avec une méthode basée sur un algorithme d optimisation classique de type Powell. La précision du recalage a été quantifiée à partir de l image fluoroscopique utilisée pour le recalage ainsi qu à partir d images fluoroscopiques obtenues pour un angle oblique de ± 15, ± 30 et ± 45. L erreur de recalage a été définie comme étant la distance moyenne entre la projection des marqueurs

147 4.4 Résultats 133 radio-opaques des endoprothèses effectuée avec la transformation obtenue par recalage et celle effectuée avec la transformation de référence A ref. Les erreurs moyennes obtenues pour le groupe 1 sont reportées dans le tableau 4.3 et le tableau 4.4. La précision obtenue avec l approche proposée est du même ordre de grandeur que celle obtenue avec la méthode de Powell. L erreur moyenne est inférieure à 0.5 mm sur l image utilisée pour le recalage et inférieure à 0.8 mm sur les images avec un angle oblique de ± 45. Angle oblique Moyenne (mm) Ecart type (mm) Minimum (mm) Maximum (mm) ± ± ± Tableau 4.3 : Erreurs de recalage mesurées pour différentes incidences obliques, pour un recalage effectué à partir d un angle oblique de 0 avec l approche proposée. Angle oblique Moyenne (mm) Ecart type (mm) Minimum (mm) Maximum (mm) ± ± ± Tableau 4.4 : Erreurs de recalage mesurées pour différentes incidences obliques, pour un recalage effectué à partir d un angle oblique de 0 avec la méthode de Powell. Robustesse Afin d estimer la robustesse de la méthode de recalage, 1000 recalages ont été effectués pour chaque patient du groupe 1, à partir de transformations initiales différentes. Les transformations initiales ont été déterminées aléatoirement de façon à obtenir des erreurs de projection initiales comprises entre 0 mm et 20 mm. Le recalage était considéré comme réussi si l erreur finale était inférieure à 3 mm. Le taux de réussite pour la méthode proposée et la méthode de Powell est présenté en fonction de l erreur de projection initiale dans la figure Le taux de réussite de la méthode proposée est supérieur à celui de la méthode de Powell, en particulier lorsque l erreur de projection initiale augmente. L erreur de projection initiale obtenue avec la méthode interactive (cf. section 4.4.2) est par ailleurs largement inférieure à la valeur maximale testée (20 mm).

148 Mise en correspondance des données préopératoires et peropératoires Figure 4.15 : Taux de réussite du recalage pour la méthode proposée et la méthode de Powell en fonction de l erreur de projection initiale. Temps de calcul Le nombre moyen de DRR générées et le temps de calcul total sont reportées dans le tableau 4.5. Les recalages ont été effectués sur une station de travail Hewlett Packard Z800 équipée de deux processeurs Intel Xeon à six cœurs et d une carte graphique NVIDIA Quadro Les résultats obtenus sont similaires pour les deux méthodes de recalage. Recalage Nombre de DRR générées Temps de calcul (s) Méthode proposée Méthode de Powell Tableau 4.5 : Nombre de DRR générées et temps de calcul pour l approche proposée et la méthode de Powell. Enfin, à titre indicatif, l approche proposée a été testée sur un patient sans décomposer la transformation. La recherche exhaustive de chaque phase du recalage a donc nécessité de générer une DRR pour chaque combinaison de paramètres testée. Le nombre de DRR générées était alors de et le temps de calcul était de 3748 s. La décomposition de la transformation permet de diminuer de manière significative le nombre de DRR générées et le temps de calcul Assistance peropératoire Comparaison des résultats obtenus pour différentes scènes peropératoires La méthode de recalage a été utilisée rétrospectivement dans un contexte d assistance peropératoire avec les données du groupe 2. Les données peropératoires étaient constituées par des images représentant différentes scènes peropératoires obtenues au cours de l intervention (tableau 4.6). Pour chaque patient, ces scènes peropératoires étaient typiquement constituées d une angiographie soustraite montrant la structure vasculaire non déformée et de plusieurs images fluoroscopiques montrant la structure osseuse accompagnée d un outil endovasculaire (cathéter, guide rigide, porte-stent ou prothèse déployée). Pour les 26 patients du groupe 2, trois scènes au minimum étaient à disposition. La