Nos choix quant aux méthodes de recalage développées durant ces travaux se sont tour-nés vers des recalages employant des transformations rigides et basées sur une des primitives géométriques. Les méthodes d’optimisation sont de type descente de gradient et le recalage temporel, lorsque celui-ci est nécessaire, se fait soit par synchronisation sur un instant unique, soit suivant une synchronisation dynamique. Nous donnons dans cette section les raisons qui nous ont orientés vers ces choix pour les recalages EAM vers MSCT et 2D-US vers MSCT.
3.1.1 Approche choisie pour le recalage d’images scanner et de
car-tographies électroanatomiques
Dans la littérature (cf. paragraphe 2.2.1), nous retrouvons trois types de méthodes de reca-lage multimodal EAM vers CT :
– des méthodes pour lesquelles les deux acquisitions se font quasi-simultanément [Rhode et Sermesant, 2011, Gao et al., 2010, Chinchapatnam et al., 2008, Rhode et al., 2005, Rhode et al., 2003],
– des méthodes se basant sur l’information fonctionnelle de la modalité (le site de première activation électrique est utilisé comme élément de vérification du recalage) [Porras et al., 2011, Camara et al., 2009],
– des méthodes à base d’amers [Kettering et al., 2009, de Chillou et al., 2008, Khaykin et al., 2008, Okumura et al., 2008, Malchano et al., 2006, Dong et al., 2006, Tops et al., 2005, Reddy et al., 2004].
Nos données ne sont pas acquises simultanément (parfois même à plusieurs mois d’intervalle) et notre but in fine est la fusion de l’information fonctionnelle d’activité électrique de l’endocarde. Nous nous dirigeons donc vers une solution géométrique à base d’amers par l’utilisation de surfaces segmentées issues de l’imagerie scanner (SCT) et de surfaces anatomiques relevées lors de l’acquisition EAM (SEAM).
Figure 3.2 – Données surfaciques considérées. À gauche : surface segmentée issue d’imagerie scanner multibar-rette. À droite : anatomie de l’endocarde relevée lors de l’acquisition EAM.
Nos deux surfaces SCT et SEAM sont géométriquement éloignées (cf. figure 3.2) pour les raisons suivantes :
– en pratique, il est difficile pour le cardiologue de parcourir la totalité du VG lors du relevé de SEAM et un nombre réduit de points permet de diminuer le temps d’acquisition d’examen déjà long pour le patient,
– le cœur étant continuellement en mouvement, le contact de la sonde avec l’endocarde n’est pas systématique et la position étant relevée sans synchronisation, elle ne correspond pas à un instant précis du cycle cardiaque,
– technologiquement, la sonde d’acquisition est repérée dans l’espace par trois champs élec-tromagnétiques soumis aux effets de distorsion des différentes impédances des tissus du corps humain,
– physiologiquement, chez les patients de notre base de données, le VG est dilaté pour compenser une fraction d’éjection faible. Le volume du VG diminue quelques semaines après implantation CRT.
Ces différentes raisons font de la surface anatomique obtenue en EAM une approximation de la géométrie de l’endocarde et font du recalage MSCT / EAM une tâche complexe. De plus, dans notre cas, nous ne disposons pas de l’acquisition de l’aorte qui pourrait apporter un point de repère supplémentaire et permettre un recalage par ICP (cf. paragraphe 2.1.2.2). Les amers géométriques (apex, aorte, valve mitrale, faisceau de His, paroi latérale, paroi antérieure) dont nous disposons ont été annotés, sous contrôle du cardiologue, par l’ingénieur de St. Jude Medical lors de l’acquisition. Ils sont détaillés, par patient dans le chapitre suivant (cf. section 4.1 et tableau 4.3). Ces points sont à considérer en tant que zones locales pour l’orientation de la cartographie et non en tant que références précises. De plus, selon les patients examinés, le nombre et la désignation des amers annotés varie. Plutôt que de laisser l’utilisateur indiquer
sur les images ou surfaces scanner la correspondance des amers disponibles en EAM, nous avons préféré les exploiter de manière interactive au cours du recalage.
Sans a priori sur les déformations non linéaires qui peuvent exister sur les cartographies électroanatomiques, nous ne pouvons pas quantifier ni même vérifier l’exactitude d’une trans-formation élastique. De plus, dans le processus de fusion envisagée, les données électriques seront, par la suite, projetées radialement sur la surface endocardique. Une déformation non linéaire des cartographies constituerait une perte sur la précision des données électriques. En effet, une telle transformation cherche à faire correspondre deux surfaces en négligeant le posi-tionnement de l’information électrique. Dès lors, une transformation rigide sera appliquée pour ce recalage.
La méthode mise en place pour le recalage de données scanner multibarrette et de cartogra-phies électroanatomiques est une méthode semi-interactive décomposée en deux étapes :
1. le grand axe et l’apex extraits des deux modalités (suivant les méthodes décrites par la suite : section 3.2.1) sont mis en correspondance de manière automatique,
2. une rotation de la surface cartographiée autour du grand axe est appliquée interactive-ment.
3.1.2 Approche choisie pour le recalage d’images scanner et d’images
échocardiographiques
3.1.2.1 Recalage temporel
Le cycle cardiaque du patient a une fréquence différente au moment des différentes acqui-sitions, mais les descripteurs fusionnés dans ces travaux sont des valeurs scalaires atemporelles extraites d’imageries dynamiques (par exemple des délais d’activation mécanique pour l’écho-cardiographie). Dans notre cas, une synchronisation est nécessaire, mais un recalage temporel par instant n’est pas obligatoire. Une synchronisation sur un instant unique à partir des ECGs sera effectuée pour le recalage temporel de nos données.
3.1.2.2 Choix d’une transformation
Le cadre de notre étude concerne des recalages multimodaux mais intra-patients. Nous visua-lisons l’endocarde en scanner CT et le myocarde en imagerie US, un recalage non-rigide aurait tendance à faire correspondre ces deux différentes membranes composant le muscle cardiaque. L’objectif final est la fusion de données, en particulier la projection des informations of-fertes par une modalité sur une autre. Il ne s’agit pas d’évaluer les déformations entre deux images. Nous considérons des informations projetées sur la surface endocardique (activation électrique pour l’EAM, strain pour l’imagerie US, ...), il n’y a donc pas nécessité d’un recalage dense. Pour ces raisons, une transformation rigide est aussi envisagée pour le recalage d’images échocardiographiques et scanner.
3.1.2.3 Choix d’une métrique
Les acquisitions n’ayant pas lieu simultanément, une approche stéréotactique1 n’est pas envisageable.
1. stéréotactique : approche pour laquelle l’acquisition des différentes modalités se fait dans un même envi-ronnement permettant ainsi de connaître la transformation exacte d’un repère à l’autre.
Deux approches pour le recalage d’échocardiographies et d’images scanner sont envisageables débouchant sur deux types de métriques : l’approche iconique et l’approche géométrique.
Les approches iconiques évoquées dans la littérature [Huang et al., 2009, Heldmann et Papenberg, 2009, Huang et al., 2007, Wein et al., 2007, Zhang et al., 2007, Huang et al., 2005, Wein et al., 2005, Roche et al., 2001] (cf. section 2.2.2) de par les ca-ractéristiques très différentes des images scanner et échographiques, sont combinées à une étape manuelle. En effet, alors qu’en scanner nous extrayons les cavités et donc l’endocarde, en échocardiographie, nous analysons le myocarde. Par ces différences, le recalage iconique (nécessitant ici la recherche du plan d’acquisition US dans le volume scanner à partir de l’information contenue dans les images) est souvent difficile s’il n’est pas lié à un pré-traitement ou une étape manuelle.
D’autre part, les informations de strain sont calculées sur la séquence d’échocardiographie pour laquelle une délimitation du contour du myocarde est effectuée. Plutôt que d’utiliser l’image d’origine, nous avons choisi de considérer ces contours segmentés.
Pour ces raisons, notre méthode de recalage est purement géométrique mais s’inspire des méthodes basées sur la simulation d’acquisition US à partir de volumes CT [Wein et al., 2007, Wein et al., 2005, Schneider et al., 1996] (cf. section 2.2.2.5) dans le sens où nous procédons au reformatage de coupes scanner puis à l’extraction de contours plans pour comparer deux objets de même nature.
3.1.2.4 Choix des méthodes d’optimisation
Nous avons recours à des méthodes d’optimisation dans le cadre du recalage d’images écho-cardiographiques et d’images scanner. Dans le schéma global d’optimisation de la thérapie de resynchronisation cardiaque (cf. section 1.3.1) et dans notre problématique, les travaux décrits interviennent en un temps différé d’analyse avant implantation. Dès lors, le temps de calcul de notre méthode n’est pas fortement contraint comme le serait une méthode de traitement en temps réel. De plus, nous disposons de (ou incorporons) suffisamment d’informations pour as-surer une initialisation du recalage proche de la solution recherchée. Le temps de calcul n’étant pas contraint et l’initialisation des recalages possiblement proches d’une solution recherchée, les méthodes d’optimisation de type descente de gradient ont été utilisées dans ce travail.