Imagerie endoscopique de fluorescence

De la même façon que pour la biopsie mécanique, il n’est pas envisageable d’effectuer en clinique des biopsies optiques point par point sur toute la surface de l’organe à examiner. Il existe donc un risque de non détection d’une zone malade liée à la faible résolution spatiale de la technique. Ce problème a motivé le développement de systèmes d’imagerie endoscopique de fluorescence. Plusieurs travaux montrent l’intérêt de l’utilisation de la fluorescence en imagerie endoscopique pour améliorer la perception de contraste entre des zones saines et tumorales in vitro [Svistun et al., 2004] et in vivo [Kara et al., 2004][Zeng et al., 2004]. À l’instar de la spectroscopie de fluorescence, ces images peuvent être utilisées pour calculer un ratio (rapport d’images prises dans des bandes spectrales différentes) qui pourrait révéler des contrastes entre zone saine et suspecte du tissu. Du point de vue clinique, un système endoscopique d’imagerie de fluorescence est très attractif puisque c’est la seule manière de pouvoir explorer de grandes zones de tissu avec une bonne définition (nombre de pixels) et une bonne résolution spatiale (nombre de pixels/cm). En pratique, du fait du faible niveau du signal d’autofluorescence in vivo, il est nécessaire d’utiliser une instrumentation spécifique. Un système d’imagerie tenant compte de ces contraintes est constituée des éléments suivants (figure 1.7) :

• Une ou plusieurs sources de lumière large bande (lampes Xénon par exemple) associées à des filtres passe-bande pour sélectionner une bande d’excitation plus ou moins large centrée sur une longueur d’onde spécifique.

• Une ou plusieurs caméras CCD pour acquérir les images en lumière blanche et en fluores-cence équipées de filtres passe-bande aux longueurs d’onde d’intérêt.

• Un filtre passe-haut placé sur la voie d’acquisition d’autofluorescence pour filtrer la lumière d’excitation rétro-diffusée.

• Une colonne vidéo-endoscopique conventionnelle (moniteur, enregistreur, fibroscope, cys-tocope).

1.3.5.1 Systèmes commerciaux d’imagerie endoscopique de fluorescence

Depuis plusieurs années, quelques industriels associés à des équipes de recherche ont développé des solutions technologiques en imagerie endoscopique de fluorescence/autofluorescence qui ont permis d’aboutir à la fabrication et à la commercialisation d’instruments utilisables en clinique.

Le premiers systèmes endoscopiques commercialisés pour la détection du cancer par fluores-cence sont le système D-Ligth de la société Karl Storz (Tuttlingen, Allemagne) et le système

Fig. 1.7 – Schéma qui représente les composants d’un système d’imagerie endoscopique de fluo-rescencein vivo. La lumière blanche ou « bleue » (proche UV-violet) est injectée alternativement par le canal d’illumination de l’endoscope pour exciter le tissu. La lumière réfléchie est récupérée par l’optique de l’endoscope et transmise à un bloc de filtrage qui va sélectionner les bandes de longueurs d’onde d’intérêt. Les images dans ces bandes de longueur d’onde déterminées sont reçues par les caméras puis traitées pour améliorer le contraste des zones de tissu fluorescents avant d’être affichées sur un moniteur.

LIFE de la sociétéXillix (British Columbia, Canada). Ces systèmes sont apparus sur le marché au milieu des années 1990. Ensuite, d’autres ont été proposés, comme leSAFE-3000 de la société Pentax (Japon) et le DAFE de la société Richard Wolf GmbH (Knittlingen, Allemagne). Les caractéristiques de ces systèmes sont résumés dans le tableau 1.2.

Tous les systèmes mentionné dans le tableau 1.2 permettent l’observation en temps réel des images endoscopiques en fausses couleurs, formées à partir des rapports entre des images acquises dans des bandes spectrales différentes. De plus, ces systèmes permettent de faire une commutation à la demande entre le mode d’illumination lumière blanche et le mode (auto)fluorescence.

Il est important de noter que parmi ces systèmes, le seul conçu pour une application à la détection de lésions tumorales dans la vessie est le D-Light de Storz. Les autres systèmes sont plutôt utilisés en bronchoscopie et en gastroentérologie. Néanmoins, la sociétéXillix a annoncé en 1999 le système LIFE-Bladder, version modifiée de leur système LIFE traditionnel pour des applications en urologie.

Le fonctionnement des systèmes qui ont des applications en urologie est décrit de façon plus détaillée ci-après.

Le système D-Light. Pour l’excitation, ce système possède une lampe à arc Xénon couplée à un filtre passe-bas à 400 nm dont la lumière est injectée aux tissus à travers le canal d’illumi-nation d’un fibroscope. La puissance d’excitation avoisine les 80 mW. La fluorescence des tissus est recueillie en utilisant un filtre passe-haut à 450 nm placé sur l’oculaire du fibroscope. Ce filtre permet le passage d’une petite partie de la lumière d’excitation (en plus de la fluores-cence) pour améliorer le contraste de la zone observée. L’observation de l’autofluorescence était l’objectif de départ de ce dispositif, mais le fort taux de faux positifs obtenus a fait que la com-pagnie constructrice recommande l’utilisation d’un photosensibilisant (5-ALA) pour augmenter la fiabilité de détection.

Un avantage de ce dispositif est l’utilisation d’une technologie relativement simple qui diminue le nombre de variables à gérer.

1.3. Principe du diagnostic optique par fluorescence

Tab. 1.2 – Systèmes commerciaux d’imagerie de fluorescence/autofluorescence existants. λex

est la longueur d’onde centrale de la lumière d’excitation utilisée par le système. λem est la longueure d’onde d’émission centrale à laquelle le système effectue les acquisitions d’mages en modeautofluorescence.

Le système LIFE. Le système LIFE dont l’acronyme veut dire Light Induced Fluorescence Endoscopy a été conçu pour la détection de lésions cancéreuses dans les bronches. Pour exciter le tissu, le système utilise un mécanisme de commutation pour sélectionner soit une lumière bleue (un laser à 422 nm) soit une lumière blanche (une lampe xénon). Un capteur CCD intensifié est utilisé pour détecter la lumière dans le rouge et le vert dans le mode fluorescence et une caméra couleur est utilisée pour l’observation d’images dans le mode normal. Le système possède aussi un système informatique d’acquisition de données et un moniteur pour l’affichage. Lorsque le mode fluorescence est sélectionné, la lumière produite par la source laser est projetée sur le tissu au travers du canal d’illumination d’un endoscope. Cette excitation produit une fluorescence des tissus éclairés qui est captée par le capteur CCD intensifié. Les bandes spectrales captées par le système se trouvent l’une dans le vert (480 – 520 nm) et l’autre dans le rouge (> 630 nm).

Une fluorescence autour de 500 nm (vert) est observée pour un tissu normal et cette fluorescence diminue de façon appréciable pour un tissu cancéreux, laissant apparaître des taches brunâtres à l’endroit de ces tissus. Cela est dû à une augmentation de l’autofluorescence des porphyrines endogènes présentes en plus grande quantité dans les tissus néoplasiques qui absorbent des lon-gueurs d’onde dans le vert et réfléchissent plus dans le rouge. Même si dans le domaine de la bronchoscopie et de la gastroentérologie il existe plusieurs études qui montrent des augmenta-tions de la sensibilité [Prosst and Gahlen, 2002] il n’existe aucun rapport de l’utilisation réussie de ce dispositif pour la détection de lésions cancéreuses dans la vessie.

Un gros avantage de ce système est l’utilisation de l’autofluorescence des tissus pour détecter les lésions cancéreuses et donc l’application d’un composant exogène n’est pas nécessaire. Cette caractéristique augmente aussi la sensibilité de la détection. Cependant, ce système ne fonctionne que dans le spectre lumineux visible et donc il n’est pas possible d’exciter des fluorophores qui réagissent en dehors de cette bande (comme le Tryptophane).

Plusieurs travaux montrent l’intérêt de l’utilisation de l’autofluorescence en imagerie endo-scopique pour améliorer la perception de contraste entre zones saines et tumorales des muqueuses sur tissus frais excisés [Svistunet al., 2004] et sur tissusin vivo in situ [Karaet al., 2004] [Zenget al., 2004]. Sur ce point, de nombreuses études recensées par [Karaet al., 2004] ont déjà été menées

sur l’utilisation conjointe de l’imagerie à base d’autofluorescence (EAF, ou endoscopie d’auto-fluorescence) et de l’endoscopie conventionnelle (ELB, ou endoscopie en lumière blanche) pour la détection de lésions néoplasiques intraépithéliales bronchiques (plusieurs milliers de patients).

Les résultats d’une étude randomisée sur 1173 patients soumis à une bronchoscopie pour la détection de lésions néoplasiques [Häußinger et al., 2005], montrent que la sensibilité de la combinaison de l’ELB et de l’EAF (82,3%) est supérieure à celle obtenue par l’ELB seule (57,9%), mais sa spécificité est moindre : (58,4%) pour l’EAF contre (62,1%) pour l’ELB.

Un recensement concernant le diagnostic de lésions colorectales (dysplasie et carcinome) par spectroscopie et imagerie de fluorescence a été effectuée par [Prosst and Gahlen, 2002]. À l’aide des systèmes deXillix et deKarl Storz, plusieurs études montrent que la combinaison de l’EAF et de l’ELB permet d’augmenter significativement la sensibilité (valeurs qui varient entre 83% et 100% suivant l’étude) et la spécificité (entre 70% et 90%).

[Janget al., 2006] dans une application à la détection de néoplasmes intra-épithéliaux dans les bronches rapportent une sensibilité de 84% et une spécificité de 50% pour l’utilisation combinée de l’EAF et de l’ELB contre 26% et 84% pour l’ELB seule.

Actuellement, des études concernant l’utilisation de l’autofluorescence pour le diagnostic de lésions cancéreuses dans la vessie sont très limitées. Néanmoins, il existe de nombreuses études utilisant des photosensibilisants pour la fluorescence induite qui rapportent des améliorations de la sensibilité (96%) par rapport à l’ELB, mais des spécificités inchangés [D’Hallewinet al., 2002].

En résumé, même si ces études montrent le potentiel de l’EAF pour améliorer la détection de lésions dysplasiques/pré-cancéreuses, il existe encore d’importantes limitations de la technique et plusieurs aspects à améliorer :

• Le grand nombre de faux positifs (et la faible valeur prédictive positive résultante) qui implique l’utilisation de méthodes complémentaires pour améliorer la spécificité.

• La qualité des images de l’EAF est inférieure à celle de l’ELB. Ceci suggère un raffinement des techniques de détection.

• Les techniques d’autofluorescence utilisent principalement des spectres dans le visible ou l’UV, et donc les images résultantes correspondent à des profondeurs limitées de la mu-queuse.

• Les méthodes d’autofluorescence sont basées sur la détection des changements biochimiques qui ont seulement un rapport indirect avec la dysplasie et la néoplasie. Les études d’ana-tomopathologie sont basées aussi sur des différences morphologiques. Ceci implique l’utili-sation de méthodes complémentaires.

Pour la détection de lésions néoplasiques dans la vessie, le système développé par Storz.

donne une sensibilité accrue par l’utilisation d’un photosensibilisant (ALA) ce qui diuminue sensiblement la spécificité de l’examen. Nous ne pouvons pas affirmer que ce soit mauvais car même ces systèmes ne disposent pas aujourd’hui des biopsies. L’amélioration de la sensibilité oriente mieux les biopsies que la simple exploration en lumière blanche.

1.3.5.2 Le système de cystoscopie de fluorescence développé au CRAN

Tous les systèmes d’endoscopie étudiés dans la section précédente permettent d’acquérir des images en lumière blanche et en fluorescence. Cependant, les caractéristiques de ces systèmes permettent d’acquérir des séquences d’imagessoit en mode lumière blanchesoit en mode lumière bleue. Par conséquent, si l’on veut effectuer en lumière blanche des observations morphologiques ou colorimétriques d’une zone d’intérêt dans un organe et effectuer des observations en lumière bleue de la même zone pour obtenir des informations concernant la fluorescence, il faut acquérir deux séquences vidéo de la même zone (correspondances spatiales des imagses en lumière blanche

1.3. Principe du diagnostic optique par fluorescence et en fluorescence) mais à des instants différents. Cette modalité n’est pas implémentable telle quelle sur les systèmes commerciaux présentés.

L’équipe SpID du groupe IPS du CRAN, développe actuellement en collaboration avec le BioMoCeTi (Laboratoire de Biophysique Moléculaire, Cellulaire et Tissulaire) à Paris et le LETI (Laboratoire d’Électronique de Technologie de l’Information) du CEA à Grenoble, un système cystoscopique qui doit permettre d’acquérir de façon simultanée des images de type conventionnel (en lumière blanche) et des images en fluorescence/autofluorescence (en lumière bleue) dans trois bandes spectrales différentes. Un premier prototype à déjà été développé par le CRAN et le BioMoCeTi et avait permis de réaliser une première validation du principe [Blondelet al., 2005].

L’originalité de notre système réside dans le fait de pouvoir commuter les sources de lu-mière blanche et de fluorescence à une cadence idéale de 15–20 images/seconde. Cette commu-tation permettrait d’acquérir des images en lumière blanche et en fluorescence de façon « quasi-simultanée »(plus exactement multiplexées dans le temps). De cette façon il devient possible de comparer les informations spatiales données par les images acquises en lumière blanche et les informations fonctionnelles données par les images de fluorescence. Il est important de noter que le développement de l’instrumentation en rapport avec le système d’endoscopie du CRAN ne fait pas partie de cette thèse, néanmoins nous utilisons ce système pour effectuer des tests concernant le traitement d’images. Les paragraphes suivants décrivent notre système.

La partie excitation du système est composée de deux lampes à arc Xénon. Une lampe est couplée à un filtre passe-bande (410 nm ±20 nm) pour avoir une lumière dans le bleu. La deuxième lampe est utilisée pour l’illumination en lumière blanche. Le logiciel développé contrôle par une interface numérique un diaphragme mécanique permettant d’injecter alternativement EAF ou EAF+ELB. La lumière est conduite vers le tissu au travers du canal d’illumination d’un cystoscope. Le système de commutation permet d’alterner entre la source lumineuse de lumière blanche et la source de lumière bleue. La lumière reflétée par le tissu est captée par trois capteurs CCD monochromes dont deux sont couplés à des filtres passe-bande amovibles, il est alors possible de placer différents filtres dont les longueurs d’onde varient entre 550 et 590 nm.

Les capteurs CDD filtrés imagent la fluorescence émise par les tissus lorsqu’ils sont excités avec la lumière bleue. Un rapport entre les images acquises par les capteurs CCD filtrés est effectué pour améliorer le contraste des zones qui présentent une fluorescence différente.

Une reconstruction colorimétrique numérique est effectuée avec les images captées par les capteurs CCD pendant l’éclairage en lumière blanche pour simuler les bandes RGB d’une image acquise par une caméra couleur. Il est important de noter que l’acquisition des images en fluo-rescence se fait de façon simultanée dans trois bandes spectrales différentes. Les images captées par les CCD sont envoyées en temps réel vers un ordinateur où s’effectue le post-traitement et l’affichage des images acquises. Actuellement la cadence d’acquisition du système est de 2 images/seconde, mais l’objectif final est d’atteindre 15–20 images/seconde. Les composants du système sont schématisés dans la figure 1.8.

L’intérêt de cet instrument pour notre thèse est que sa vitesse de commutation rend possible d’avoir deux jeux d’images, l’un composé des images acquises sous lumière blanche et un autre composé des images acquises pendant l’excitation en lumière bleue. Ces images sont pratique-ment superposables puisqu’elles sont acquises (idéalepratique-ment) à des intervalles d’environ 80 ms de différence. Ces images vont nous permettre de combiner dans un support panoramique unique, les informations spatiales (images en lumière blanche) et les informations fonctionnelles (images de fluorescence) (cf. chapitre 4).

Fig. 1.8 – Schéma qui représente les composants du système d’imagerie endoscopique de fluo-rescence développé dans notre groupe de travail.

1.4 Motivation clinique des travaux

Cette thèse fait partie d’un projet qui vise la détection précoce de lésions cancéreuses dans la vessie par endoscopie de fluorescence. Comme il a été vu dans la section 1.1.3, les tumeurs vésicales superficielles peuvent poser deux problèmes évolutifs importants : un risque de récidive sans progression, mais surtout, un risque de progression. Une grande partie des dysplasies et des CIS peuvent rapidement progresser et envahir la couche musculaire. Donc,une détection précoce efficace et localisée est vitale pour pouvoir individualiser et commencer le traitement, ainsi que pour limiter les récidives après le traitement. D’autre part, le risque de progression pour les CIS varie fortement suivant le nombre de foyers tumoraux et le risque de récidive est plus important suivant la taille de la tumeur. Il est donc important de pouvoir évaluer de façon effective lors d’un examen clinique, la taille et la distribution spatiale des lésions cancéreuses dans la vessie.

La motivation principale de notre thèse est l’amélioration de la détection précoce des tumeurs vésicales et de leur étendue en proposant au clinicien un nouveau support visuel sous la forme d’images panoramiques de la vessie construites à partir de séquences d’images cystoscopiques.

Les sous-sections suivantes présentent l’état actuel des supports visuels utilisés dans l’examen cystoscopique et expliquent les raisons pour lesquelles une nouvelle représentation est nécessaire et possible.