Méthodes d'analyse d'images et de calibration pour l'échographie 3D en mode main-libre

Texte intégral

(1)Méthodes d’analyse d’images et de calibration pour l’échographie 3D en mode main-libre François Rousseau. To cite this version: François Rousseau. Méthodes d’analyse d’images et de calibration pour l’échographie 3D en mode main-libre. Traitement du signal et de l’image [eess.SP]. Université Rennes 1, 2003. Français. �tel00011991�. HAL Id: tel-00011991 https://tel.archives-ouvertes.fr/tel-00011991 Submitted on 20 Mar 2006. HAL is a multi-disciplinary open access archive for the deposit and dissemination of scientific research documents, whether they are published or not. The documents may come from teaching and research institutions in France or abroad, or from public or private research centers.. L’archive ouverte pluridisciplinaire HAL, est destinée au dépôt et à la diffusion de documents scientifiques de niveau recherche, publiés ou non, émanant des établissements d’enseignement et de recherche français ou étrangers, des laboratoires publics ou privés..

(2) No d'ordre : 2914. TH SE prsente DEVANT L'UNIVERSIT DE RENNES I pour obtenir le grade de : DOCTEUR DE L'UNIVERSIT DE RENNES I Mention : Traitement du signal par. Franois Rousseau quipe d'accueil : Vista (Irisa, Rennes) cole doctorale : Mathmatiques, Informatique, Signal, lectronique et Tlcommunications Composante Universitaire : Institut de Formation Suprieur en Informatique et Communication Titre de la th se :. Mthodes d'analyse d'images et de calibration pour l'chographie 3D en mode main-libre. Soutenue le 15 dcembre 2003, devant la commission d'Examen COMPOSITION DU JURY : M.. Patrick. bouthemy Prsident. Mme Marie-Odile berger Mme Jocelyne troccaz. Rapporteurs. M. M. M.. Christian Pierre Wiro. barillot darnault niessen. Examinateurs. M.. Pierre. hellier. Membre invit.

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(4) Remerciements Ce travail a t ralis l'IRISA (Institut de Recherche en Informatique et Syst mes Alatoires, INRIA Rennes), au sein de l'quipe VISTA. Je tiens remercier Patrick Bouthemy, Directeur de Recherche et responsable du projet VISTA, pour avoir accept de participer et de prsider ce jury de th se. Je suis reconnaissant Marie-Odile Berger, Charge de Recherche INRIA et HDR au Loria, ainsi qu' Jocelyne Troccaz, Directrice de Recherche CNRS l'IMAG, d'avoir apport leur point de vue sur ce travail en acceptant d'en tre les rapporteurs. Je remercie galement Pierre Darnault, Professeur au CHR Pontchaillou de Rennes et Wiro Niessen, Professeur associ l'Image Sciences Institute d'Utrech d'avoir accept d'examiner ce travail de th se. Je leur suis reconnaissant de s'tre penchs sur ce travail avec enthousiasme et rigueur. Je souhaite exprimer ma reconnaissance Christian Barillot, Directeur de Recherche CNRS pour son encadrement au long de ces trois annes. Il m'a guid sur le chemin de nombreux th mes et permis des rencontres et collaborations enrichissantes et varies. Merci. Je souhaite aussi remercier Pierre Hellier pour son aide, ses conseils et ses nombreuses relectures. Merci aussi aux relecteurs et correcteurs de cette th se : Elise, Vincent, Anne et Enn, merci toutes les personnes qui m'ont entour et aid (directement ou indirectement) ces trois annes durant..

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(6) Table des mati res Introduction gnrale. 11. I Contexte. 15. 1 L'imagerie ultrasonore. 1.1 L'onde ultrasonore . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1.1.1 Caractristiques . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1.1.2 Interactions avec la mati re . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1.2 Le faisceau ultrasonore . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1.2.1 Faisceau d'une onde plane . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1.2.2 Focalisation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1.3 L'chographe . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1.3.1 La sonde . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1.3.2 Les dirents modes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1.3.3 Formation de l'image . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1.3.4 Rsolution spatiale et temporelle des images . . . . . . . . . . 1.4 Bilan . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1.4.1 L'image chographique . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1.4.2 Comparaison avec d'autres modalits d'imagerie anatomique . 1.4.3 Conclusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. 2 L'chographie 3D. 2.1 Motivations . . . . . . . . . . . . . . . . 2.1.1 Limitations de l'chographie 2D . 2.1.2 Nouvelles possibilits . . . . . . . 2.1.3 Applications mdicales . . . . . . 2.2 Acquisition des donnes . . . . . . . . . 2.2.1 Sondes 3D . . . . . . . . . . . . . 2.2.2 Syst mes mcaniques . . . . . . . 2.2.3 Syst mes de type main-libre . . . 2.2.4 Erreurs l'acquisition . . . . . . 2.2.5 Discussion . . . . . . . . . . . . . 2.3 Exploitation des donnes . . . . . . . . . 2.3.1 Reconstruction . . . . . . . . . . 2.3.2 La composition de donnes . . . 5. . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . .. 17. 17 17 18 21 21 23 24 24 24 25 26 28 28 28 30. 33. 33 33 33 34 34 35 36 36 37 39 39 40 40.

(7) 2.3.3 Visualisation . . . . . . . . . 2.3.3.1 Plans de coupe . . . 2.3.3.2 Le rendu surfacique 2.3.3.3 Le rendu volumique 2.3.3.4 Discussion . . . . . 2.4 Conclusion . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . .. . . . . . .. . . . . . .. . . . . . .. . . . . . .. . . . . . .. . . . . . .. . . . . . .. . . . . . .. . . . . . .. . . . . . .. . . . . . .. . . . . . .. . . . . . .. . . . . . .. . . . . . .. . . . . . .. . . . . . .. . . . . . .. . . . . . .. . . . . . .. . . . . . .. II Syst me de localisation pour l'chographie 3D main-libre 1 tat de l'art. 1.1 Syst mes de localisation . . . . . . . . . . . . . . 1.1.1 Caractristiques d'un syst me de reprage 1.1.2 Bras mcanique . . . . . . . . . . . . . . . 1.1.3 Capteur acoustique . . . . . . . . . . . . . 1.1.4 Capteur optique . . . . . . . . . . . . . . 1.1.5 Capteur magntique . . . . . . . . . . . . 1.1.6 Fibre optique . . . . . . . . . . . . . . . . 1.2 Discussion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . .. . . . . . . . .. . . . . . . . .. . . . . . . . .. . . . . . . . .. . . . . . . . .. 43. . . . . . . . .. . . . . . . . .. . . . . . . . .. . . . . . . . .. . . . . . . . .. . . . . . . . .. . . . . . . . .. . . . . . . . .. 2.1 Prsentation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.1.1 Capteurs tudis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.1.2 Comportement thorique . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2 valuation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2.1 Cadre de travail . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2.2 Crit res d'valuation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2.2.1 Rptabilit . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2.2.2 Prcision en translation . . . . . . . . . . . . . 2.2.2.3 Prcision angulaire . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2.3 Rsultats . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2.3.1 Rptabilit . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2.3.2 Prcision . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2.4 Analyse des rsultats . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2.4.1 Comparaison avec d'autres tudes . . . . . . . 2.2.4.2 Comparaison avec le comportement thorique . 2.2.4.3 Prcision du reprage pour l'chographie 3D . 2.2.5 Discussion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3 Comparaison avec une mthode par calcul de pose . . . . . . . 2.3.1 Asservissement visuel virtuel et calcul de pose . . . . . . 2.3.2 Les matrices d'interaction . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.3 Expriences . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.4 Discussion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. 2 tude de capteurs magntiques. . . . . . . . .. 41 41 41 42 42 42. 45 45 45 46 46 47 47 47 48. 51 51 51 52 53 53 54 54 54 55 56 56 57 59 59 60 61 64 65 66 67 67 70.

(8) Conclusion. 71. III Calibration d'un syst me chographique 3D main-libre. 73. Introduction. 75. 1 Calibration spatiale. 77. 1.1 Formulation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1.2 tat de l'art . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1.2.1 Fantme de type point d'intersection 1.2.2 Fils orthogonaux . . . . . . . . . . . . . 1.2.3 Ensemble de points . . . . . . . . . . . . 1.2.4 Fantme plan . . . . . . . . . . . . . . . 1.2.5 Fantme multimodal . . . . . . . . . . . 1.2.6 Pointeur de localisation . . . . . . . . . 1.2.7 Discussion . . . . . . . . . . . . . . . . . 1.3 Mthode de calibration spatiale propose . . . . 1.3.1 Principe de la mthode . . . . . . . . . 1.3.2 Extraction des points d'intrt . . . . . 1.3.2.1 Crit res d'extraction . . . . . . 1.3.2.2 Contrainte de colinarit . . . 1.3.2.3 Cohrence temporelle . . . . . 1.3.2.4 Rcapitulatif . . . . . . . . . . 1.3.3 Crit re minimiser . . . . . . . . . . . . 1.3.4 Robustesse . . . . . . . . . . . . . . . . 1.3.4.1 Estimateurs robustes . . . . . 1.3.4.2 Robustesse 3D . . . . . . . . . 1.3.4.3 Approche propose . . . . . . . 1.3.5 Optimisation . . . . . . . . . . . . . . . 1.3.6 Algorithme hirarchique . . . . . . . . .. 2 valuation de la calibration spatiale. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. 2.1 Squences synthtiques . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.1.1 Prsentation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.1.2 Aspect hirarchique . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.1.3 Domaines d'initialisation . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.1.4 Simulation avec un bruit multiplicatif de type Speckle 2.1.5 Dtection des droites . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2 Inuences de param tres extrieurs . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2.1 Inuence de la temprature de l'eau . . . . . . . . . . . 2.2.2 Inuence de la prcision du syst me de localisation . . . 2.2.3 Discussion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3 valuation partir de squences relles . . . . . . . . . . . . . . 2.3.1 Introduction . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.2 Protocole exprimental . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. 77 79 79 81 82 84 86 88 89 91 91 93 93 95 96 101 101 103 103 106 106 107 108. 111. 111 111 114 114 115 117 118 118 125 127 127 127 128.

(9) 2.3.3 Fantme d'valuation Cirsinc . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.4 Acquisition des images chographiques . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.5 Estimation de distances et de volumes . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.5.1 Mesures de distances . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.5.2 Estimation du volume partir de mesures de distances 2.3.5.3 Segmentation manuelle . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.5.4 Contours actifs 3D . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.6 Vrit terrain pour le fantme d'valuation Cirsinc . . . . . . . . 2.3.6.1 CT scan . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.7 valuation des mthodes de calibration . . . . . . . . . . . . . . 2.3.7.1 Prcision pour la localisation 3D d'un point . . . . . . . 2.3.7.2 Mesures de distances . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.7.3 Mesures de volumes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.7.4 Dpendance des mesures aux mouvements de la sonde . 2.3.7.5 Reproductibilit des mthodes de calibration . . . . . . 2.3.8 Discussion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.4 Conclusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. 3 Calibration Temporelle. 3.1 Introduction . . . . . . . . . . 3.2 Approche propose . . . . . . 3.2.1 Principe . . . . . . . . 3.2.2 En pratique . . . . . . 3.3 Validation . . . . . . . . . . . 3.3.1 Donnes synthtiques 3.3.2 Donnes relles . . . . 3.4 Discussion . . . . . . . . . . . 3.5 Conclusion . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. 129 130 131 131 132 132 133 133 133 135 135 141 145 152 154 157 160. 163 163 164 164 167 167 167 171 174 176. Conclusion. 177. IV Traitement d'images chographiques. 179. Introduction. 181. 1 Segmentation de volumes ultrasonores par contours actifs 3D. 183. 1.1 1.2 1.3 1.4 1.5. Introduction . . . . . . . . . . . . . Formulation des contours actifs 3D Dnition des forces externes . . . Description de la surface active . . Rsultats et discussion . . . . . . .. . . . . .. . . . . .. . . . . .. . . . . .. . . . . .. . . . . .. . . . . .. . . . . .. . . . . .. . . . . .. . . . . .. . . . . .. . . . . .. . . . . .. . . . . .. . . . . .. . . . . .. . . . . .. . . . . .. . . . . .. . . . . .. . . . . .. . . . . .. 183 184 185 185 187.

(10) 2 Analyse d'images chographiques par approche statistique. 2.1 Nature des images ultrasonores . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2 Analyse de texture . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2.1 Contexte . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2.2 Mthodes d'analyse de texture . . . . . . . . . . . . . 2.2.3 Approche propose . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3 Application en Recalage . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.1 Motivations . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.2 Mthodes bases sur la luminance . . . . . . . . . . . . 2.3.3 Mesure de similarit utilisant la distance de Hellinger . 2.3.4 Recalage Rigide . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.4.1 Mod le paramtrique dformation . . . . . . 2.3.4.2 Formulation robuste . . . . . . . . . . . . . . 2.3.4.3 Stratgie de minimisation incrmentale . . . 2.3.4.4 Schma multirsolution . . . . . . . . . . . . 2.3.5 Rsultats . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.5.1 Volumes synthtiques . . . . . . . . . . . . . 2.3.5.2 Volumes rels dforms . . . . . . . . . . . . 2.3.6 Discussion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . .. 189. 189 192 192 192 193 195 195 197 199 200 200 200 201 202 202 202 202 204. Conclusion. 207. Conclusion gnrale. 209. Annexes A Intersection du plan avec une image ultrasonore B Stratgie de minimisation incrmentale pour le recalage rigide. 213 215 219. Liste des gures. 221. Liste des tableaux. 229. Bibliographie. 231. Publications. 249.

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(12) Introduction gnrale L'chographie est une modalit d'imagerie mdicale peu coteuse, exible, non-invasive, d'une innocuit quasi-totale et temps rel. Cette modalit permet de fournir au mdecin des informations qualitatives et quantitatives et peut tre utilise en complment d'une autre modalit d'image prsentant un danger pour le patient. Les domaines d'applications de l'chographie sont nombreux : l'obsttrique, la cardiologie, l'angiologie, la gyncologie etc. Cependant, la nature bidimensionnelle intrins que de l'chographie limite ses performances et son champ d'action. L'intrt de l'chographie 3D est de procurer au mdecin une information 3D de la rgion tudie. Il est alors possible d'eectuer des tudes quantitatives prcises et reproductibles. L'apport d'une information 3D permet d'obtenir de nouveaux modes de visualisation et d'ouvrir de nouveaux domaines d'applications comme la tlmdecine et la chirurgie assiste. Le principe de l'chographie 3D peut se dcomposer en deux parties : l'acquisition des donnes et l'exploitation de ces derni res. L'acquisition des donnes est une tape cruciale car de la qualit de l'acquisition dpend la qualit et la prcision de l'exploitation des images acquises. Le terme d'exploitation des donnes regroupe la procdure de reconstruction de volumes partir de squences d'images, la visualisation des informations 3D et l'extraction d'informations mdicales pertinentes. L'tape de visualisation requiert souvent dirents traitements des images ou volumes chographiques, tels que la suppression de bruit, la segmentation, le recalage et la composition de volumes. Les donnes chographiques peuvent tre acquises l'aide de sondes 3D spciques, de syst mes mcaniques ou de syst mes dits main-libre. Dans ce travail, nous nous sommes intresss d'un point de vue gnral aux syst mes chographiques 3D de type main-libre. Un syst me 3D main-libre est compos d'un chographe traditionnel, d'une station de travail et d'un syst me de localisation qui permet de suivre la sonde au cours d'un examen. Ce type de syst me reprsente actuellement une solution exible, simple et peu coteuse pour acqurir des images chographiques 3D. L'examen chographique 3D se droule de la mme mani re qu'un examen traditionnel et la libert de mouvement de la sonde pour le mdecin est quasi-totale. Une tape de calibration spatiale et temporelle est ncessaire an de localiser de faon prcise les images chographiques acquises dans l'espace 3D+t. Une fois les param tres de la calibration estims, il est possible de reconstruire un volume ultrasonore partir de la srie d'images acquises. Cette localisation spatiale et temporelle des images ultrasonores 2D est primordiale pour des tudes quantitatives mais galement pour les nouvelles d'applications lis l'chographie 3D (tlmdecine, chirurgie guide par l'image, l'imagerie per-opratoire, etc.). Pour permettre une utilisation de l'chographie 3D en milieu hospitalier, il est ncessaire.

(13) de faciliter l'tape d'acquisition des donnes. Dans ce but, nous proposons une mthode de calibration du syst me chographique 3D main-libre simple d'utilisation, robuste, et automatique. La mthode propose repose sur l'utilisation d'un fantme de calibration plan tr s simple d'usage et de fabrication. Une squence d'images du fantme est acquise et les param tres de calibration sont estims de faon automatique. Des caractristiques sont extraites des images et mise en correspondance avec la gomtrie 3D du fantme an d'estimer les param tres de calibration. Dans ce contexte, nous avons men une valuation de trois mthodes de calibration spatiale. Une telle valuation est ncessaire an de comprendre prcisment l'importance de l'tape de calibration et de dterminer les limites de prcision d'un syst me chographique 3D main-libre. La prcision des mthodes de calibration a t tudie en utilisant trois crit res distincts : la capacit de localisation spatiale d'un point, la qualit de mesures de distances et de volumes. An d'analyser correctement les rsultats, nous nous sommes galement intresss l'inuence de param tres extrieurs sur l'estimation des param tres de la calibration spatiale. L'ensemble de cette tude nous permet d'valuer et de comparer la qualit d'estimation des param tres de calibration pour chaque mthode. partir des donnes acquises, nous nous sommes ensuite confronts au probl me du traitement et de l'exploitation des images chographiques. Une image chographique est de nature tr s dirente d'une image radiologique ou scanographique puisqu'il s'agit d'une image par rexion et non pas d'une image par transmission. La rexion du faisceau ultrasonore se fait sur des interfaces constitus par des tissus ayant des impdances acoustiques direntes. La nature des images chographiques est ainsi tr s particuli re. Dans ce contexte, nous avons dvelopp une mthode de segmentation par contours actifs 3D. Cette mthode a notamment t utilise lors de l'valuation des mthodes de calibration spatiale pour eectuer des mesures de volume. Dans un second temps, nous nous sommes intresss la nature particuli re des images chographiques et une mthode statistique intgrant l'information de texture a t dveloppe. Cette approche a ensuite t applique pour des probl mes de recalage rigide de volumes chographiques. Ce document dcrit tour tour dirents aspects de travaux concernant la calibration d'un syst me chographie 3D main-libre et l'analyse d'images chographiques. Il est organis en quatre parties de la mani re suivante : - la premi re partie est ddie la formation des images ultrasonores et la prsentation de l'chographie 2D. Nous exposons ensuite les principes de l'chographie 3D, son intrt et ses nombreuses applications, et dtaillons les direntes tapes qui composent un examen chographique 3D. - dans la deuxi me partie, nous prsentons une tude sur les capteurs de localisation magntiques. Apr s une introduction sur les syst mes de reprage, nous dcrivons l'valuation mene pour des capteurs magntiques et comparons leurs performances avec une mthode de localisation par calcul de pose. - la troisi me partie traite de la calibration d'un syst me chographique 3D de type main-libre. Nous prsentons le probl me de la calibration spatiale et proposons une mthode robuste et automatique reposant un fantme de calibration tr s simple. Nous prsentons ensuite les rsultats d'une valuation de trois mthodes de calibration spatiale mene en collaboration avec Marloes Letteboer et Wiro Nielsen de l'Image Sciences Institute d'Utrecht. Cette valuation a pour but de quantier la qualit.

(14) de l'estimation des param tres de calibration. Enn, nous proposons une nouvelle mthode de calibration temporelle an d'estimer la latence du syst me chographique 3D. - la quatri me partie prsente des outils d'analyse d'images que nous avons dvelopps tout au long de ce travail. Nous prsentons tout d'abord une mthode de segmentation par contours actifs 3D dveloppe pour l'valuation des mthodes de calibration spatiale. Ensuite, en prenant en compte la spcicit des images chographiques, nous proposons une approche statistique intgrant une information de texture pour l'analyse d'images et de volumes ultrasonores. Cette formulation est applique pour le probl me du recalage rigide d'images. Enn, la conclusion gnrale prsente une synth se de cette tude et quelques perspectives lies ces travaux..

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(16) Premi re partie. Contexte. 15.

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(18) Chapitre 1. L'imagerie ultrasonore Dans cette partie sont pr sent s les principes physiques des ultrasons an de comprendre la construction et la nature des images chographiques. Aprs une description g n rale des ondes ultrasonores, nous nous int resserons aux caract ristiques d'un faisceau ultrasonore ainsi qu'aux principes de formation des images d'un chographe. Ceci nous amnera dresser un bilan sur l'imagerie ultrasonore classique et comparer l' chographie avec d'autres modalit s d'imagerie anatomique.. 1.1 L'onde ultrasonore L'onde ultrasonore est une onde acoustique dont le mode de propagation de l'nergie s'eectue sans transport de mati re. L'onde ultrasonore provoque localement des variations de pression dans le milieu lastique travers. Une onde ultrasonore est caractrise par sa clrit, son impdance et sa frquence. L'onde subira ensuite diverses modications qui dpendent des proprits du milieu matriel tudi.. 1.1.1 Caractristiques. Vitesse de propagation et impdance La clrit de l'onde dpend uniquement des. caractristiques du milieu matriel travers qui sont son lasticit et sa densit : c2 =. E ρ. avec E et ρ, l'lasticit et la densit du tissu tudi, et c, la clrit de l'onde. Contrairement au cas des solides, la vitesse du son dans les tissus mous est pratiquement uniforme et voisine de celle de l'eau. Les vitesses du son pour dirents organes sont donnes dans le tableau 1.1 tir de Berson 00], fournies titre indicatif. Dans les tissus mous, la clrit variant peu, on consid re qu'elle a une valeur moyenne de 1540m/s. Il est important de noter que pour les os et l'air, la vitesse des ultrasons est tr s dirente de cette valeur moyenne. Le comportement d'un milieu vis--vis des ultrasons est exprim par une constante appele impdance acoustique Z . Celle-ci dpend de la masse volumique et de la compressibilit du milieu : 17.

(19) Tissus Graisse Muscle Sang Os Cerveau Foie Rein Rate Poumon Air Eau distille. Densit kg/m3 0.92 103 1.07 103 1.06 103 1.38 - 1.81 103 1.03 103 1.06 103 1.04 103 1.06 103 0.40 103 1.2 1.00 103. Vitesse m/s Impdance acoustique kg/m2 /s 1446 1.33 106 1542 - 1626 1.65 - 1.74 106 1566 1.66 106 2070 - 5350 3.75 - 7.38 106 1505 - 1612 1.55 - 1.66 106 1566 1.66 106 1567 1.62 106 1566 1.66 106 650 0.26 106 333 1480. 0.4 103 1.48 106. Tab. 1.1: Paramtres acoustiques dans di rents organes du corps humain, en comparaison. avec ceux de l'air et de l'eau (milieux de r f rence) Berson 00]. Z=. ρ χ. avec ρ la densit et χ la compressibilit du milieu. Elle traduit l'aptitude d'un milieu donn la pntration des ultrasons et s'exprime en kg/m2 /s. L'impdance pour dirents organes est donne dans le tableau 1.1. Elle est faible pour l'air et tr s leve pour les os. Nous invitons le lecteur se reporter l'ouvrage de Duck Duck 90] pour plus de dtails sur l'tude des tissus par ultrasons.. Frquence et longueur d'onde La longueur d'onde λ mesure l'tendue spatiale d'un. cycle de variation. La longueur d'onde est relie la frquence f par la relation : λ = fc . Les ultrasons utiliss dans le diagnostic mdical ont une frquence comprise entre 3 et 12 M Hz . La longueur d'onde reprsente le pouvoir de rsolution. En chographie, les rsolutions sont de l'ordre du millim tre.. Remarque L'onde ultrasonore dans un milieu homogne est coh rente, c'est--dire en. phase : il n'y a pas de superposition d cal e de plusieurs ondes de fr quence et longueur d'onde identiques.. 1.1.2 Interactions avec la mati re. Les ondes ultrasonores interagissent avec la mati re qu'elles traversent. Il se produit alors plusieurs phnom nes qui aboutissent leur attnuation : * une absorption dans les milieux homog nes, * des rexions, rfractions et diusions des aux changements de milieux..

(20) Absorption dans un milieu homogne Lors de la propagation, l'onde ultrasonore. c de une partie de son nergie au milieu : il y a absorption de l'nergie, et l'intensit du faisceau diminue. Cette diminution est totalement dirente de celle de l'augmentation de la surface de l'onde. Cette absorption suit une loi exponentielle : I(x) = I0 e−αx. avec I l'intensit la distance x, I0 l'intensit initiale, α le coe#cient d'absorption et x la distance la source. Le coe#cient d'absorption α est proportionnel au carr de la frquence f . Ainsi, quand la frquence augmente, le phnom ne d'absorption s'intensie : pour explorer des rgions profondes telles que l'abdomen, il est ncessaire d'utiliser des frquences basses (3-5 M Hz ).. Rexion et rfraction Lorsqu'une onde ultrasonore passe d'un milieu M1 un milieu. M2 ,. une partie de son nergie est rchie. L'importance relative de cet cho par rapport l'onde incidente dpend de la valeur de l'interface. Lorsque l'onde ultrasonore atteint perpendiculairement l'interface, le coe#cient de rexion R est donn par la formule suivante : R=. Z2 − Z1 Z2 + Z1. 2. avec R le coe#cient de rexion, Z1 l'impdance du milieu M1 et Z2 l'impdance du milieu M2 (voir la gure 1.1). Par exemple, seule 6% de l'nergie acoustique incidente est rchie sur l'interface foie/rein droit, alors qu'au niveau de l'interface tissus mous/os, 40% de l'nergie est rchie. Pour les interfaces entre des tissus mous et l'air, R est environ gal 0, 99. C'est la raison pour laquelle il faut interposer une substance entre la peau et la sonde (du gel) lors de l'examen chographique pour diminuer la prsence d'air entre les tissus et la sonde et donc diminuer la valeur de R. Lorsque la dirence entre les impdances Z1 et Z2 est grande, il n'y a pratiquement pas d'nergie transmise et l'examen ultrasonore est impossible. Ceci se produit par exemple lors de l'observation travers une paroi osseuse o% l'onde ultrasonore est presque totalement rchie.. Fig. 1.1: Ph nomne de r fraction Berson 00]..

(21) De plus, lorsque l'onde ultrasonore n'est pas perpendiculaire l'interface, on observe alors le phnom ne de rfraction. L'angle de l'onde transmise est donn par la loi de Snell : c2 sin θt = sin θi c1. avec c1 (resp. c2 ) la vitesse de l'onde dans le milieu 1 (resp. le milieu 2) et θi l'angle d'incidence et θt l'angle de l'onde transmise (voir la gure 1.1). De plus, lorsque l'interface est convexe, la nature du faisceau transmis est modie. Comme le montre la gure 1.2, on peut alors observer une focalisation ou une divergence du faisceau ultrasonore.. Fig. 1.2: Inuence de la forme de l'interface sur le ph nomne de r fraction (image tir e. de Coussement 95]).. Diusion et interfrences Lorsque l'interface est de petite taille par rapport la lon-. gueur d'onde, l'nergie de l'onde est diuse, c'est--dire rchie dans de multiples directions. Soit d la taille de l'interface et λ la longueur d'onde. En fonction du rapport λd , il est possible de dnir trois types de diusion : * d λ : rtro-diusion, * d λ : diusion antgrade, * d λ : diusion multidirectionnelle. Ces trois types de diusions s'observent lorsque les ultrasons traversent des tissus nement htrog nes comme le foie, la rate, le pancras, etc. Compte tenu du fait que les chos sont renvoys dans de nombreuses directions, l'orientation de la sonde a beaucoup moins d'importance pour l'tude de la structure des organes que pour l'tude de leurs contours : pour bien dlimiter un organe, l'onde ultrasonore doit tre la plus perpendiculaire possible ses contours, alors que ce n'est pas les cas pour la visualisation de la structure. Les tissus peuvent tre assimils de multiples diuseurs distribus de mani re alatoire et entra&nant la formation d'un ensemble d'ondelettes ultrasonores interfrant entre elles..

(22) Fig. 1.3: Ph nomne de diusion (image tir e de Coussement 95]).. Le phnom ne d'interfrence alatoire provoque des uctuations statistiques qui ne re tent pas rellement la distribution des diuseurs dans le tissu : le mouchet ou speckle en anglais correspond au bruit d'interfrence et caractrise la nature des images ultrasonores. Ce bruit participe la mdiocrit de la rsolution spatiale, et une petite structure peut tre noye dans ce speckle.. Attnuation Au total, l'nergie du faisceau ultrasonore s'puise rapidement dans les milieux traverss et ce d'autant plus qu'ils sont htrog nes. Cette attnuation est bien sr le fait de l'absorption mais aussi des rexions itratives, de la diusion, et de la divergence du faisceau. Alors que l'absorption obit une loi exponentielle dcroissante, l'attnuation dcro&t par paliers irrguliers beaucoup plus rapidement. Il faut de plus rajouter le fait que les chos que l'on cherche recueillir doivent parcourir la mme distance et aborder le mme nombre d'interfaces. Ainsi, les chos qui reviennent sur la sonde sont particuli rement faibles.. 1.2 Le faisceau ultrasonore. 1.2.1 Faisceau d'une onde plane. Les grandes frquences des ultrasons (suprieures 1 MHz) autorisent la cration de faisceaux, c'est--dire d'une onde directionnelle. Lorsque la source est plane, le front d'onde est plan. Contrairement aux ondes sphriques, la surface n'augmente pas avec la distance. Ainsi, l'intensit ne dcro&t pas avec la distance et la pntration des ultrasons est sensiblement amliore (voir la gure 1.4). Soit une source d'ouverture a vibrant en phase, on souhaite conna&tre le champ acoustique au point M situ loin de la source et dni par l'angle θ avec la normale. Lorsque M est sur l'axe, les contributions des dirents points de la source arrivent quasiment en mme temps. Cependant, lorsque M s'carte de l'axe, la situation change car les carts de distance augmentent (voir gure 1.5). Si la dirence de distance entre PM et OP reprsente par OH vaut exactement λ2 , les ondes issues de P et O arriveront.

(23) Fig. 1.4: Faisceau (image tir e de Coussement 95]).. en opposition de phase. On a alors une interfrence destructrice. Lorsque le phnom ne se produit, on a OH = λ2 = a sin θ, soit sin θ = 2aλ . Le diagramme de rayonnement en fonction de θ, lorsque M est loin de la source, est reprsent sur la gure 1.5. De ceci, on peut dduire plusieurs choses importantes : * La source poss de une directivit matrialise par la largeur du lobe principal. La directivit angulaire, apprcie mi-hauteur du maximum, vaut 2aλ . Ainsi, une frquence donne, la directivit est meilleure avec une grande ouverture, et de mme, pour une taille de sonde donne, le faisceau sera d'autant plus directif que la frquence est leve. * Le faisceau poss de naturellement des lobes latraux. De forts artfacts peuvent ainsi appara&tre en prsence d'objets particuli rement chog nes1 . * Le diagramme de rayonnement est la transforme de Fourier de l'ouverture. Ainsi, il est possible de rduire les lobes latraux par apodisation2 . En contrepartie, on observera une lg re perte de directivit. La gomtrie du faisceau dpend de la distance laquelle on se place de la source, ainsi que de sa forme : il est possible de dnir deux zones. Se dit d'un tissu qui gnre une image riche en chos Le but de l'apodisation est de modier l'enveloppe du signal en la multipliant par une fonction telle que les oscillations hautes frquences soient supprimes. 1 2.

(24) (a). (b). Fig. 1.5: Faisceau d'une onde plane. (a), cas o le point. gramme de rayonnement (gures tir es de Patat 00]).. M. s' carte de l'axe (b), Dia-. La premi re s'appelle le champ proche ou zone de Fresnel. Les interfrences constructrices ou destructrices varient rapidement d'un point un autre et le champ est tr s htrog ne. La longueur de ce champ vaut aλ . La seconde se nomme le champ lointain ou zone de Fraunhofer. Le faisceau va en s'largissant selon un angle de divergence θ qui est constant : sin θ = 1,22c 2af . Ainsi, deux param tres conditionnent la gomtrie du faisceau : la frquence et le diam tre de la source. Quand ils augmentent, la zone de Fresnel s'allonge et la divergence de la zone de Fraunhofer diminue (voir gure 1.6). 2. Fig. 1.6: Inuence de la taille de l'ouverture sur la taille des zones de Fresnel et Fraunhofer. (gures tir es de Patat 00]).. 1.2.2 Focalisation. Ncessit et principe En chographie, on veut disposer d'un pinceau ultrasonore le plus. n possible pour discriminer au mieux deux structures voisines. Pour cela, il faut focaliser le faisceau, c'est--dire faire converger celui-ci pour qu'il devienne localement quasi-ponctuel. Cependant, du fait de la taille limite de la sonde, les eets de diraction largissent le faisceau par rapport au cne idal. De la focalisation dpend la largeur du faisceau au point focal, et donc la rsolution latrale (voir section 1.3.4). Le diam tre d et la longueur l de la zone focale varient dans le mme sens or l'idal serait d'avoir une zone de petit diam tre, la plus longue possible : l=. d2 f 1.2c.

(25) avec f la frquence utilise et c la vitesse des ultrasons. Ceci montre galement que les grandes frquences autorisent une bonne focalisation.. 1.3 L'chographe Nous allons maintenant nous intresser l'chographe et ses dirents composants. Nous verrons tout d'abord le fonctionnement d'une sonde chographique puis la formation des images et les direntes rsolutions que l'on peut obtenir en chographie.. 1.3.1 La sonde. La sonde constitue le maillon essentiel de la cha&ne chographique : elle conditionne en eet la qualit de l'image. Elle ore la particularit remarquable d'tre la fois un metteur et un rcepteur : elle transforme l'impulsion lectrique en onde ultrasonore puis convertit les informations ultrasonores en signaux lectriques. C'est un transformateur d'nergie, un transducteur. Cette transformation d'nergie s'eectue gr'ce au phnom ne de pizo-lectricit. Ce phnom ne se caractrise par l'apparition de charges lectriques sur les faces d'un matriau dit pizo-lectrique, lorsque ses faces sont soumises une contrainte mcanique (eet direct). Ce mme matriau voit son paisseur se modier lorsque ses faces sont soumises une dirence de potentiel (eet pizo-lectrique indirect). Un gnrateur de courant dlivre des impulsions lectriques de haute frquence qui sont appliques la surface d'une cramique : cette derni re voit son paisseur varier si la frquence des impulsions est de l'ordre de grandeur de sa frquence de rsonance (eet pizo-lectrique indirect). Ces vibrations mcaniques se transmettent de proche en proche( il y a production d'ultrasons si la frquence est comprise entre 2 et 10 MHz. L'excitation de la cramique avec ce courant de haute frquence se fait par courtes impulsions de 1 2 ms rptes intervalles rguliers : frquence de rcurrence de 2KHz. Les contraintes mcaniques des aux variations de pression des ondes rchies dans l'organisme font appara&tre la surface de la cramique de la sonde des dirences de potentiel dont la frquence correspond celle de l'onde rchie et dont l'intensit dpend de l'intensit de l'cho.. 1.3.2 Les dirents modes. Le signal recueilli est trait pour extraire les informations ncessaire la cration de l'image. Pour rpondre aux besoins des dirents domaines d'utilisation, il existe des variantes dans l'exploitation de ce signal. Il existe trois modes dirents : * Le mode A (Amplitude) : ce mode est unidimensionnel. Il n'est gu re utilis si ce n'est pour eectuer des mesures prcises de distance, notamment en ophtalmologie et en dermatologie. L'amplitude de l'cho traduit la rectivit de la cible, c'est--dire la discontinuit des impdances acoustiques, et l'attnuation du tissu. * Le mode TM (Temps-Mouvement) : ce mode est obtenu en eectuant des tirs successifs de type mode A, et permet de suivre les mouvements physiologiques (c)ur, vaisseaux ...)..

(26) * Le mode B (Brillance) : ce mode bidimensionnel est le mode le plus couramment utilis. Il drive du mode A. La sonde balaie un plan, ce qui donne un plan de coupe chographique. L'image est alors une juxtaposition de lignes correspondant aux direntes directions du faisceau ultrasonore. An d'obtenir une image proche de la forme anatomique examine, il faut replacer chaque ligne d'acquisition suivant sa vritable position spatiale. Les deux types d'images gnralement utiliss sont : - rectangle : lignes parall les (sonde linaire), - secteur tronqu : lignes divergentes (sonde convexe). * Le mode Doppler : ce mode fournit une information sur la vitesse et la direction du ux sanguin. Le mode Doppler est utilisable avec le mode TM ou le mode B.. 1.3.3 Formation de l'image. On cre l'image chographique partir des signaux que l'on reoit. En fait, l'image n'est pas directement obtenue partir de ces signaux bruts mais seulement partir de l'enveloppe des chos reus. Ensuite, la formation d'une image chographique ncessite de nombreux traitements. Nous nous intressons uniquement dans cette section la partie rception de l'chographe. Le premier probl me concerne la dynamique des chos traiter. Le signal lectrique analogique tr s faible est immdiatement ampli. La frquence ultrasonore "porteuse" est ensuite supprime puis un redressement est eectu. Il est noter qu'il existe de nombreux probl mes techniques concernant le traitement des multifaisceaux simultans, de la focalisation dynamique, de l'ouverture dynamique sur la barrette, et enn de l'apodisation dynamique. Le probl me que nous dtaillons maintenant concerne le traitement de l'image.. Rglage du gain Une mme interface donne un cho dont l'amplitude, cause de l'at-. tnuation, dpend de sa profondeur. Pour homogniser le contraste en profondeur, il faut appliquer une amplication compensatrice de l'attnuation. On distingue : * le gain gnral agissant de mani re identique sur tous les chos, * la pente d'amplication ou courbe de gain qui peut tre linaire ou modulable zone par zone gr'ce des potentio-m tres, * le gain proche attnuant de mani re slective les chos proximaux souvent saturs.. Interpolation Les multiples chantillonnages (nombre de lignes exploratrices de la. sonde, numrisation du balayage, chantillonnage de l'cran de visualisation) auxquels on a recourt introduisent la ncessit d'une phase d'interpolation. Ainsi, le nombre de lignes de tir est de l'ordre de 100 : pour remplir les 512 colonnes de la matrice (chantillonnage classique), une interpolation partir des chos les plus proches est ralise. Ceci est particuli rement ncessaire pour les balayages sectoriels.. Lissage An de rendre moins brutales les variations d'amplitude d'chos voisins, un. "moyennage" est ralis : on eectue un lissage spatial. De mme, un lissage temporel est eectu entre deux valeurs successives d'un mme point de l'image..

(27) Compression logarithmique Entre les chos les plus faibles et les chos les plus forts,. existe un rapport de l'ordre de 100. An de privilgier les chos les plus faibles (chos de structure), une fonction logarithmique leur est applique. La pente de cette fonction peut tre choisie par l'oprateur.. Post-traitement Il s'agit de traitements ralisables sur la derni re image stocke num-. riquement : renforcement des contours, zoom la lecture, modication de la luminosit, etc.. 1.3.4 Rsolution spatiale et temporelle des images. La rsolution axiale La rsolution axiale est l'aptitude direncier des dtails placs. dans l'axe de propagation des ondes ultrasonores (voir la gure 1.7). Elle est de l'ordre du millim tre et dpend de la longueur d'onde qui en est la limite thorique, et de la dure de l'impulsion : d−6dB = c∆t 2 −6dB. Fig. 1.7: R solution axiale Berson 00].. Des exemples de rsolutions sont donnes dans le tableau 1.2 tir de Rohling 98a]. Ce tableau montre qu'il faut faire un compromis entre la rsolution axiale et la profondeur d'tude. Les hautes frquences permettent d'obtenir une bonne rsolution axiale, mais la profondeur d'exploration est petite.. La rsolution latrale C'est l'aptitude direncier les dtails placs dans le plan de coupe perpendiculairement l'axe de propagation des ultrasons. Elle est moins bonne que la rsolution axiale, et est lie : * au diam tre du faisceau lui-mme dpendant de l'ouverture l'mission, de la focalisation et de la profondeur, * la densit des lignes ultrasonores qui est de l'ordre de 250, limite par la profondeur d'exploration et le taux de renouvellement de l'image..

(28) Frquence (MHz) Profondeur maximale (mm) Rsolution axiale (mm) 2 300 0,77 3,5 170 0,44 5 120 0,31 7,5 80 0,20 10 60 0,15 Tab. 1.2: Valeurs approximatives de r solutions axiales et de profondeur maximale d' tude. pour des fr quences classiques en chographie Rohling 98a].. Pour une sonde possdant une srie de transducteurs (ce qui permet une focalisation lctronique), la rsolution latrale est donne par la formule suivante : R = 2F θ F. λ a. avec R la largeur minimale au point focal, F la focale, θ l'angle de divergence, a l'ouverture de la source, λ la longueur d'onde. Ainsi, pour donner un ordre de grandeur des rsolutions que l'on peut esprer, avec λ = 0.44mm (ce qui donne environ f = 3, 5M Hz ), 2a = 20mm et F = 50mm, R est environ gal 2, 2mm. Les sondes utilisant plusieurs focales ont une meilleure rsolution latrale. Il est ainsi possible d'obtenir une rsolution latrale infrieure 1mm.. Fig. 1.8: Largeur minimale R du faisceau (gure tir e de Patat 00]).. La rsolution transversale La rsolution de l'image est galement aecte par l'pais-. seur de la coupe qui dpend de la focalisation transversale. Sur les chographes actuels, la focalisation transversale est xe et s'eectue par une lentille. Une tude sur l'epaisseur du faisceau, pour une frquence de 3,5 MHz, donne les variations suivantes : de 10mm pour une profondeur de 2cm, 6mm pour une profondeur de 12cm, avec un minimum de 3mm pour une profondeur de 8cm Rohling 98a]..

(29) 1.4 Bilan. 1.4.1 L'image chographique. De tout ceci, nous pouvons faire direntes remarques fondamentales concernant la formation des images ultrasonores : - la qualit des images chographiques dpend intrins quement du milieu etudi. En eet, comme nous l'avons vu dans la section 1.1, les ondes ultrasonores mises par la sonde interagissent fortement avec les structures traverses. Les phnom nes de rexion, de diraction, de diusion et d'attnuation conditionnent fortement la qualit de l'image chographique, comme l'illustre la gure 1.9. - l'image fournie par l'chographe a subi de nombreux traitements an d'analyser et de visualiser au mieux l'amplitude des chos recueillis3 . - la vitesse des ultrasons varie pour dirents organes, ce qui n'est pas pris en compte lors de la formation de l'image (la vitesse par dfaut est gale 1540m/s). - la frquence employe lors de l'examen inuence la rsolution de l'image ainsi que la taille de la zone explorer.. (a). (b). Fig. 1.9: Exemples d'images chographiques obtenues avec une sonde lin raire. (a): coupe. d'une carotide, (b): coupe d'un bras.. 1.4.2 Comparaison avec d'autres modalits d'imagerie anatomique. Les techniques d'imagerie mdicale sont gnralement fondes sur l'utilisation d'une image qui est une reprsentation sur un plan projectif ou sectionnel (ou en trois dimensions). Les images ultrasonores ne sont obtenues qu'en exploitant une partie de l'information qui arrive au capteur (l'amplitude des chos). Le traitement des signaux radiofrquences permet pourtant de remonter des paramtres quantitatifs tels que l'lasticit et la vitesse de propagation, ce qui autorise une classication des tissus selon des types ultrasonores . 3.

(30) d'un param tre physique. Les mthodes d'imagerie mdicale sont nombreuses et utilisent plusieurs types de procds physiques 4 : - les rayons X (radiologie, tomodensitomtrie ou scanner, imagerie vasculaire), - les ultrasons (ultrasonographie), - l'mission de rayonnement par des particules radioactives (mdecine nuclaire), - le magntisme du noyau des atomes (imagerie par rsonance magntique). Nous avons vu que les ultrasons permettent de mesurer une dirence d'impdance acoustique. Le principe de l'chographie est en eet bas sur la rexion d'un faisceau d'ultrasons, qui varie selon la densit et la nature du milieu travers. Nous prsentons maintenant bri vement, pour information, deux autres modalits d'imagerie utilises classiquement dans le domaine mdical : le scanner X et l'IRM (imagerie par rsonnance magntique).. Le scanner X Prcisons tout d'abord que le scanner rayons X a plusieurs dnomi-. nations : scanner X, scanographe, scanneur, tomodensitom tre et en anglais computerized tomography (C.T.). La radiologie conventionnelle ncessite une source de rayons X (tube metteur) et un lm argentique sur lequel ceux-ci sont recueillis. Le patient est plac entre la source de rayons X et le lm. Selon la nature des tissus traverss, les rayons X seront plus ou moins attnus et donnent une image radiographique plus ou moins transparente sur le lm. Le scanner X a t longtemps conn aux examens cranio-crbraux mais il est dsormais utilis dans de nombreux secteurs de la mdecine: pathologie cranio-encephalique, pathologie ophtalmique et faciale, examen de l'abdomen et du thorax, examen des poumons et du mdiastin. L'irradiation des rayons X limite cependant son utilisation.. L'IRM L'IRM est base sur le principe de la rsonance magntique des protons du corps humain au sein d'un champ lectromagntique. Ce dernier est cr par un aimant en forme de tunnel au sein duquel le patient est plac. Des ondes lectromagntiques provoquent une aimantation spcique des noyaux d'hydrog nes prsents en proportions diverses dans les tissus selon leur teneur en eau. Le signal mis par les protons, lors de leur retour leur tat de base, est l'origine de la cration des images. L'IRM est l'une des plus performantes mthodes d'imagerie utilises aujourd'hui gr'ce sa spcit et sa rsolution (dpendant des algorithmes de traitement de l'image) et son champ d'investigation important (de l'tude du coeur au cerveau en passant par celle des tendons et ligaments). Aujourd'hui, la technologie a permis d'obtenir des images en quasi temps rel ! On peut maintenant tudier le cycle cardiaque avec cette modalit d'imagerie. Contrairement aux rayons X, l'IRM a l'avantage d'tre non invasive. Les contraintes sont surtout d'ordre nanci res mais aussi techniques.. Avantages des ultrasons L'chographie reprsente face ces modalits une solution. peu couteuse (entre 30 000 et 200 000 euros pour un appareil 2D contre un montant compris entre 500 000 et 1 500 000 euros pour un scanner X ou IRM, sans compter les cuts de Pour plus d'informations concernant une classication des mthodes d'imagerie mdicale, voir le site Internet de l'universit d'Angers : http://www.med.univ-angers.fr/discipline/radiologie/Infosetudiants.html 4.

(31) fonctionnement), exible, non-invasive, d'une innocuit quasi-totale et temps rel (20 30 images par seconde). Cette modalit d'imagerie est de fait tr s employe. De plus, depuis son apparition, les volutions techniques ont permis d,tendre ses domaines d'application. La rsolution des images chographiques est maintenant infrieure au millim tre, et la miniaturisation permet l'exploration endovasculaire de l'organisme. De plus, il est possible de visualiser le ux sanguin en exploitant l'eet Doppler. Il faut galement noter l'apparition d'une nouvelle gnration d'images dites harmoniques en chocardiographie, en chographie rnale ou hpatique par exemple. Ces images proviennent des frquences harmoniques gnres par les interactions du son avec les tissus ou les produits de contraste injects dans l'organisme (microbulles de gaz). Les applications diagnostiques par ultrasons sont maintenant tr s rpandues ( ainsi l'chographie reprsente aujourd'hui environ 25% du chire d'aaire du march de l'imagerie mdicale. Cette modalit d'imagerie est notamment tr s bien adapte pour la gyncologie et la pdiatrie.. Limites des ultrasons L'chographie prsente cependant certaines limites. Tout d'abord, la profondeur d'exploration est limite par le phnom ne d'attnuation. Ainsi, pour une frquence variant de 3.5M Hz 7.5M Hz , la profondeur varie de quelques centim tres 15cm environ. De plus, l'chographie ne permet pas de traverser les os ou un organe contenant de l'air. En r gle gnrale, la vitesse des sons dans les tissus biologiques est d'environ 1600 m tres par seconde. Cette vitesse est tr s dirente dans l'air (300 m/s) et dans l'os (7000 m/s) ce qui fait que l'interface constitue par ces milieux et les tissus mous constitue une barri re infranchissable aux ultrasons. Ainsi, le champ d'investigation pour visualiser par exemple le c)ur est restreint. Il n'est alors pas possible d'obtenir tous les plans de coupes imaginables. Pour qu'une interface soit visible sur l'image, il faut en plus que cette interface soit perpendiculaire au faisceau ultrasonore. L'importance des chos dans les tissus permet de dcrire des tissus hypochog nes, chog nes et hyperchog nes. La rpartition ingale de cette chognicit dans un mme tissu permet de le dcrire comme chographiquement htrog ne. Une structure hyperchog ne peut absorber compl tement les ultrasons et gnrer en arri re d'elle un cne d'ombre, c'est le cas des structures cristallines comme les calculs. Par contre, les interfaces majeurs comme l'air ou l'os crent une rexion totale du faisceau qui rebondira entre la sonde et l'interface crant en arri re de l'interface des chos fantmes. Enn, le phnom ne de speckle dgrade de faon remarquable la qualit des images 2D chographiques. Les images ultrasonores sont contrairement aux IRM et aux images fournies par un scanner X, intrins quement 2D. Nous dtaillerons les probl mes poss par la nature 2D des informations ultrasonores dans la section 2.1.1.. 1.4.3 Conclusion. Dans cette partie, nous avons vu les dirents principes physiques qui caractrisent les images ultrasonores. L'chographie est une modalit d'imagerie peu ch re, exible, d'une innocuit quasi-totale. Cet outil joue un grand rle dans le domaine du diagnostic mdical et plus particuli rement en radiologie et cardiologie. La complmentarit de l'chographie avec les autres modalits d'imagerie mdicale est galement considrable. De nouveaux domaines d'applications comme la chirurgie et la thrapie assistes s'ouvrent galement l'imagerie.

(32) ultrasonore. De plus, plusieurs techniques assez rcentes comme l'ostodensitomtire et l'lastographie pourraient s'imposer comme de nouvelles modalits diagnostiques. L'chographie 3D aborde dans le chapitre suivant constitue l'un des domaines de recherche des plus actifs. En eet, nous verrons que l'volution du 2D vers le 3D permet de circonvenir de nombreuses limites de l'chographie 2D traditionnelle. Cependant, les probl mes de l'acquisition et l'exploitation des donnes 3D pour un usage clinique restent ouverts, et sont dcrits dans le chapitre suivant..

(33)

(34) Chapitre 2. L'chographie 3D Nous pr sentons dans cette partie le principe de l' chographie 3D et les di rentes techniques d'acquisition des images chographiques 3D dans un cadre g n ral. Aprs avoir montr l'int rt de l' chographie 3D par rapport l' chographique 2D traditionnelle, nous d crirons les caract ristiques des systmes d'acquisition existants, leurs avantages et inconv nients et enn, toute la chane d'acquisition et de traitement des volumes ultrasonores.. 2.1 Motivations. 2.1.1 Limitations de l'chographie 2D. L'chographie classique fournit une information bidimensionnelle. L'acquisition de la troisi me dimension s'eectue par intgration mentale des coupes successives obtenues par le mdecin. Ainsi la localisation des plans de coupe, qui est tr s dpendante de l'exprience du praticien, est assez intuitive, et ceci peut entra&ner des erreurs sur les mesures. De plus, le probl me de la localisation des plans de coupes empche un ventuel suivi du patient. En eet, cause de la variabilit des mesures, il n'est pas possible de comparer dirents clichs, qui permettraient de suivre l'volution de la pathologie. De par cette dpendance l'oprateur, l'chographie 2D classique rend di#cile le transfert du dossier entre les mdecins.. 2.1.2 Nouvelles possibilits. Le principe de l'chographie 3D repose sur l'acquisition d'un volume de donnes et non de simples coupes 2D. En acqurant un volume, l'chographie tridimensionnelle (3D) permet d'liminer la subjectivit et la non-rutilisabilit inhrentes l'chographie classique bidimensionnelle Nelson 98, Wells 00, Fenster 01]. Les mesures deviennent plus prcises et surtout reproductibles, ce qui est indispensable lors d'tudes quantitatives par exemple. De plus, l'chographie 3D permet une visualisation de l'information qui tait impossible avec l'chographie classique. En eet, comme nous le dtaillerons dans la section 2.3.3, l'obtention d'un volume autorise de nouvelles formes d'analyse du patient : analyse volumique, nouveaux plans de coupe, vision panoramique etc. Enn, l'apport de la troisi me dimension se prte de nouveaux domaines d'applications tels que la simulation d'examens Henry 97], la tlmdecine Herr 01, Vilchis 01, 33.

(35) Vilchis 02, Abolmaesumi 01], la chirurgie assiste Welch 00, Sato 01, Surry 01] ou des syst mes de ralit augmente State 96b, Nakamoto 98, Sato 98, Sauer 01].. 2.1.3 Applications mdicales. Modalit peu coteuse, d'innocuit quasi-totale, et fournissant des images en temps rel, l'chographie tient aujourd'hui une place importante dans le domaine de l'imagerie mdicale. L'chographie 3D s'applique dans les mmes domaines que l'chographie 2D classique mais apporte avec elle tout un lot de nouvelles possibilits. Voici dirents domaines o% l'chographie tridimensionnelle est particuli rement intressante Nelson 98] : * L'obsttrique : c'est le domaine de prdilection pour l'chographie car il prsente les conditions d'tude les plus favorables McNay 99, Chmait 01, Fenster 01]. Les interfaces entre la peau du f)tus et le liquide amniotique sont tr s nettes. De plus, il n'y a pas de contraintes au niveau de la manipulation de la sonde. L'chographie 3D aide ici le mdecin diagnostiquer tr s tt d'ventuelles malformations au niveau du squelette, du visage, du c)ur ou des membres (voir la gure 2.1). Diverses mesures permettent ainsi d'valuer l'volution du f)tus. * La cardiologie : l'chocardiologie est un examen de routine pour l'valuation de la performance et du fonctionnement du c)ur. Ainsi, le volume du ventricule gauche est estim partir d'informations de distance ou de surface repres sur deux coupes chographiques. Le calcul de ce volume s'eectue en utilisant des informations a priori (forme gomtrique). Pour un c)ur malade, ces informations a priori ne sont plus forcment valables et il est alors intressant d'utiliser les donnes tridimensionnelles pour calculer ce volume Oli 94, Salustri 95, Roelandt 00, Boukerroui 03]. La reprsentation 3D rend plus facile l'estimation d'une maladie cardiaque. * L'angiologie : l'chographie 3D permet de quantier le volume de thromboses ou suivre l'volution de plaques d'athromes carotidiennes Fenster 98a]. Comme en cardiologie, il est intressant de synchroniser les acquisitions avec l'lectrocardiogramme pour recaler les donnes avec les battements du c)ur. * Et galement en pdiatrie, en dermatologie, en ophtalmologie, en urologie, en gyncologie, en tude du cerveau Pratikakis 01, Pennec 03], de la poitrine Moskalik 95, Sato 98, Hernandez 98, Xiao 02], des tumeurs, pour fournir des mesures prcises de volume (prostate Teng 98, Fenster 98b, Ghanei 01], estomac Gilja 94], etc.) et pour l'assistance per-opratoire au geste chirurgical (tumeurs LeCarpentier 99], lsions Sato 98], neuronavigation Gronningsaeter 00, Unsgaard 02]).. 2.2 Acquisition des donnes L'acquisition des donnes est une phase cruciale de l'chographie 3D. En eet, de la qualit de l'acquisition dpend fortement la qualit de la reconstruction du volume. Il est important de noter que pour viter les artefacts et les distortions dues aux mouvements du patient (mouvement respiratoire, cardiaque ou un mouvement involontaire), l'acquisition des images doit se faire rapidement ou correctement synchronise. Trois solutions ont t proposes : les sondes tridimensionnelles, les syst mes balayage mcanique et les syst mes d'acquisition main libre (balayage manuel). Apr s avoir dcrit.

(36) (a). (b). Fig. 2.1: Exemples d'images chographiques 3D : (a) visage et pied d'un ftus (b) colonne. vert brale d'un ftus (images provenant du site internet de Medison).. ces trois solutions, nous verrons les erreurs provenant de la phase d'acquisition (ces erreurs dpendent de la solution adopte) et terminerons cette section par une discussion autour de ces solutions.. 2.2.1 Sondes 3D. Pour passer du 2D au 3D, il semble naturel de modier la sonde pour pouvoir directement explorer le patient en 3D. Contrairement une sonde classique o% les transducteurs sont aligns, une sonde 3D est constitue d'une matrice de transducteurs On parle alors de sonde matricielle. Pourtant, mme si la solution de la sonde 3D est sduisante et reprsente sans aucun doute l'avenir de l'chographie, ce type de sonde est encore en dveloppement Smith 92, Holm 97, Sklansky 99, Deng 02, Yen 02]. En eet, les probl mes techniques (interactions entre les tranducteurs, connectique encombrante, lectronique complexe, etc.) sont actuellement un sujet de recherche tr s important.. (a). (b). (c). Fig. 2.2: Sondes chographiques : (a) sonde lin aire (b) sonde convexe (c) sonde 3D. (gures provenant du site internet de Acuson). Ces trois sondes sont constitu es de 192 transducteurs..

(37) 2.2.2 Syst mes mcaniques. Le mouvement automatis du balayage mcanique permet d'obtenir une squence d'images chographiques rguli res du patient. partir de cette derni re, il est ais de crer un volume. Il existe trois types de mouvements mcaniques : linaire, rotatif et en ventail (voir la gure 2.3).. Balayage linaire Les plans de coupe obtenus sont parall les. La reconstruction tridi-. mensionnelle est alors tr s performante. Ce type de balayage est notamment utilis pour des applications intra-vasculaires.. Balayage par rotation Ce type de syst me permet d'eectuer une exploration volumique convenable en minimisant la surface de contact. Son utilisation se fait essentiellement en chocardiographie Tasler 95, Berger 98, Ye 01, Montagnat 02].. Balayage en ventail Le balayage en ventail est utilis pour explorer l'abdomen.. L'avantage de cette technique est que le mcanisme peut tre su#samment petit pour ne pas gner la manipulation de la sonde.. (a). (b). (c). Fig. 2.3: Systmes m caniques : (a) translation (b) rotation (c) ventail (gures tir es de. Rohling 98a]).. 2.2.3 Syst mes de type main-libre. Cette solution consiste xer sur la sonde un syst me de reprage (voir la gure 2.4) qui donne chaque instant la position et l'orientation de la sonde Treece 03, Gee 03a]. Les quatre principaux syst mes de reprage ont t dcrits dans le chapitre 1. Le mouvement de la sonde est alors relativement libre (suivant la exibilit du syst me de reprage utilis)..

(38) En utilisant les donnes de position et d'orientation fournies par le syst me de localisation, et apr s avoir correctement calibr le syst me chographique, il est possible de reconstruire un volume partir de la squence d'images acquises.. Fig. 2.4: Systme main-libre : un capteur de localisation (ici, de type optique) est x sur. la sonde.. Ce type de syst me est tr s exible, peu cher et simple d'utilisation pour le mdecin (syst me proche des syst mes 2D actuels, actuellement commercialis par Esaote et GE (Echotech)). Il est noter l'existence en libre acc s du logiciel StradX dvelopp l'universit de Cambridge Prager 99], qui permet l'acquisition et la visualisation de donnes de syst mes chographiques 3D main-libre. Les syst mes de type main-libre ncessitent cependant une tape cruciale de calibration (spatiale et temporelle), et leur prcision dpend de la qualit du syst me de localisation utilis. De plus, la vitesse de dplacement de la sonde doit tre faible (infrieure 1 cm/s) pour viter que des erreurs apparaissent dans le positionnement des points chantillonns Robert 99]. Il existe des syst mes main-libre (Siemens, GE, Philips, Tomtec) n'utilisant pas de syst me de localisation. Le mouvement de la sonde est dans ce cas suppos tre une pure translation. Ce type de syst me ne convient pas pour des analyses quantitatives. Cependant, il est possible d'estimer le mouvement de la sonde en analysant les proprits du speckle entre chaque image Meunier 95, Chen 97, Tuthill 98, Li 02, Hossack 02, Prager 03]. L'tude de Li Li 02] montre qu'il n'est pas possible d'utiliser uniquement la corrlation du speckle pour estimer tous les mouvements de la sonde. Par exemple, des mouvements de rotation de tr s faible amplitude (3 degrs) provoquent d'importantes erreurs dans l'estimation d'un mouvement de translation perpendiculaire au plan image. Les mouvements complexes de la sonde ne pouvant tre estims correctement, l'intrt de ces mthodes rside uniquement dans la visualisation 3D du patient lorsque le mouvement de la sonde est une simple translation.. 2.2.4 Erreurs l'acquisition. Quelque soit le syst me d'acquisition 3D choisi, des erreurs durant la phase d'acquisition des donnes peuvent intervenir et troubler l'interprtation des images. Il est donc important d'identier clairement toutes les sources d'erreurs possibles intervenant dans l'tude des images chographiques 3D..

(39) Les erreurs proviennent de plusieurs sources et interviennent pendant les tapes suivantes : - l'acquisition des images 2D dans le cas de syst mes balayage mcanique ou manuel, et des images 3D pour les sondes matricielles, - lors de l'acquisition des positions avec le syst me de localisation dans le cas de syst mes balayage mcanique ou manuel, - lors du transfert des images vers l'ordinateur, - lors de la fusion des informations de positions avec les informations visuelles et de la calibration spatiale du syst me dans le cas de syst mes balayage mcanique ou manuel, - lors de la reconstruction 3D. Nous allons dtailler certains types d'erreurs intervenant dans l'utilisation d'un syst me de type main-libre car c'est le cas qui nous intresse plus particuli rement. De plus, comme nous venons de le voir, certains types d'erreurs se retrouvent galement lors de l'utilisation de syst mes balayage mcanique ou de syst mes utilisant une sonde matricielle. Tout d'abord, les erreurs lis aux images chographiques sont fortement dtermines par la rsolution de ces images. Typiquement, la rsolution dans le plan perpendiculaire l'image est nettement infrieure la rsolution latrale ou axiale dans l'image. La numrisation des images engendre galement d'erreurs sur la cration des images ultrasonores Goldstein 00b]. La variation de la vitesse du son peut galement provoquer d'importantes erreurs. Ce point sera particuli rement dtaill dans la partie III de ce manuscrit (chapitre 2.2.1 traitant de l'valuation de la calibration spatiale). An de conserver un bon contact entre la sonde et la peau, le mdecin se doit de maintenir une certaine pression. Ceci dforme invitablement l'anatomie du patient proche de la peau et ceci se rpercute lors de la reconstruction 3D Burcher 01, Treece 01]. Pour des images de grande rsolution, la compression des organes observs de la pression de la sonde peut se rveler tre une source d'erreurs importantes Treece 01]. Ensuite, les syst mes de type main-libre rencontrent de plus des probl mes qui leur sont spciques. Ainsi, la qualit du syst me de localisation (magntique, optique etc.) inuence la qualit de la reconstruction nale du volume. De mme, l'tape de calibration spatiale et temporelle conditionne tr s fortement la prcision de la reconstruction. Enn, le temps d'acquisition des donnes peuvent tre plus ou moins longs. Cependant, il est tr s important que le patient ne bouge pas, car cela entrainerait des artefacts lors de la reconstruction du volume. Les syst mes commerciaux peuvent acqurir plusieurs volumes par seconde, et les autres syst mes peuvent enregistrer de 10 60 images par seconde( les bougers respiratoires ne reprsentent alors plus un probl me di#cile. Cependant, pour les syst mes main-libre, en chocardiographie, il est ncessaire de compenser ces mouvements parasites Atkinson 01]. Les mouvements causs par les ux sanguins peuvent galement provoquer des artefacts. Si ncessaire, l'acquisition des donnes peut se faire en accord avec l'ECG. Le schma 2.5 Treece 03] rcapitule toutes les erreurs intervenant avec un syst me de type main-libre..

(40) Fig. 2.5: Erreurs intervenant pour les systmes de type main-libre Treece 03].. 2.2.5 Discussion. Le principal avantage des sondes 3D est l'obtention directe d'un volume. C'est la solution privilgie par les industriels (Philips, General Electric (Echotech) et Medison par exemple). La rsolution obtenue avec ce type de sonde est encore tr s infrieure la rsolution atteinte par les sondes 2D classiques. De plus, les sondes sont tr s ch res et assez encombrantes ce qui limite leurs champs d'action. En ce qui concerne les syst mes mcaniques, leur principal avantage rside dans la qualit de reconstruction obtenue. En eet, la cration d'un volume partir d'une squence d'images acquises rguli rement (en translation ou en rotation) est relativement simple. Le protocol d'acquisition des donnes est simpli pour l'utilisateur. Cependant, le mouvement automatique ne poss de gnralement qu'un seul degr de libert, et le cot de ce type de sonde n'est pas ngligeable. Les syst mes de type main-libre reprsentent la solution la plus simple exible, la plus facile mettre en )uvre et la moins onreuse. La reconstruction est bien sur plus complexe eectuer et moins prcise car la qualit de la reconstruction dpend fortement de la calibration et de la prcision du syst me de localisation utilis. Cependant, les qualits des syst mes main-libres font qu'actuellement, ils reprsentent la solution la plus attrayante pour l'chographie 3D.. 2.3 Exploitation des donnes Nous regroupons dans le terme .exploitation/ des donnes tout ce qui touche au traitement des images 2D et 3D, ainsi qu'aux mthodes de visualisation des donnes. Nous n'avons pas ici la volont d'tre exhaustif et de dcrire tout ce qui appartient au domaine de.

(41) l'exploitation de donnes. Ainsi, nous omettrons dans cette partie les domaines du ltrage, de la segmentation, du recalage etc. Nous souhaitons ici nous focaliser plus particuli rement sur la reconstruction 3D, la composition et la visualisation des donnes qui sont des probl mes vraiment spciques l'chographie.. 2.3.1 Reconstruction. La reconstruction 3D est principalement aborde de deux mani res direntes Fenster 01]. La premi re consiste segmenter la srie d'images chographiques an d'en extraire les structures dsires, le volume est ensuite cr. Cette approche est par exemple utilise en chocardiogaphie Berger 98, Ye 01, Montagnat 02], o% les ventricules sont tout d'abord segments de faon automatique (en utilisant des mod les dformables par exemple) ou manuellement. De cette description des bords, un mod le 3D (voire 4D) surfacique est dvelopp et visualis. L'avantage de cette mthode est que la quantit d'information est tr s sensiblement rduite par le processus de segmentation, et la manipulation des donnes est plus aise. Les inconvnients de ce type de mthode concerne tout d'abord une ventuelle perte d'information car les structures anatomiques sont reprsentes simplement par des surfaces. De plus, la segmentation manuelle est une tape fastidieuse. Dans le cas d'une segmentation automatique, la reconstruction est sujette de possibles erreurs. La seconde approche consiste acqurir une srie d'images an de construire un volume Watkin 93, Rohling 98a, Meairs 00]. La reconstruction s'eectue alors en deux tapes : on calcule pour chaque pixel de la squence d'images ses coordonnes 3D( ensuite, l'intensit de chaque voxel est calcule par interpolation. Alors, toute segmentation permettant d'extraire les structures dsires est possible. Cette approche n'utilise aucune hypoth se sur la structure de l'organe tudi, ainsi la perte d'information est moindre. De plus, de nouvelles coupes non disponibles l'origine sont alors visualisables. Il est galement possible pour l'utilisateur de choisir direntes mthodes de rendu volumique. Cette approche a t applique pour une reconstruction temps rel et interactive lors d'oprations chirurgicales Gobbi 02]. Cependant, dans le cas o% il n'y a pas assez d'images acquises pour la structure observe, des informations parasites peuvent tre introduites. La prcision de la reconstruction est alors dgrade. Enn, une fois reconstruit, le volume obtenu est relativement lourd manipuler. Sanches et Marques Sanches 00, Sanches 02] ont propos une autre approche pour rsoudre le probl me de la reconstruction 3D. Leur mthode multirsolution de reconstruction est formule dans un cadre bayesien en ltrant et interpolant conjointement les donnes. Un mod le de Rayleigh est utilis pour dcrire le processus de formation de l'image.. 2.3.2 La composition de donnes. La composition de donnes (compounding en anglais) consiste mlanger direntes vues d'un mme organe. En eet, un des principaux probl mes rencontrs avec les sondes traditionnelles concerne la dpendance angulaire de la rtro-diusion. Ainsi, cette technique a pour but d'amliorer la rsolution des images et de diminuer le bruit prsent Moskalik 95, He 97]. On peut distinguer deux types de techniques de composition, la composition de volume et la composition d'images :.

(42) - tant donns dirents volumes chographiques, il est possible d'eectuer une composition de volumes en recalant tout d'abord les donnes entre elles, puis en fusionnant les direntes informations Rohling 97, Kr0cker 00]. - De nouvelles sondes permettent d'eectuer de la composition d'images 2D en temps rel en utilisant plusieurs directions de faisceaux Jespersen 98, Entrekin 00]. L'intrt mdical de cette technique a t montr par Kofoed 01] pour l'tude de la carotide et par Huber 02] pour l'tude de la poitrine.. 2.3.3 Visualisation. Le but de la visualisation est de produire une image de bonne qualit qui restitue correctement et prcisment l'information 3D. La qualit de la visualisation dpend bien videmment de la qualit de l'acquisition des donnes et de la reconstruction. La technique de rendu choisie est tr s importante. En eet, c'est elle qui dtermine les informations pertinentes qui seront transmises au mdecin. Les trois types de rendu sont Fenster 01, Robert 99, Henry 97] : - les plans de coupe, - le rendu surfacique, - le rendu volumique.. 2.3.3.1 Plans de coupe Cette mthode consiste extraire des coupes 2D du volume reconstruit ou des donnes ultrasonores acquises directement. C'est une mthode de visualisation qui ressemble fortement aux modes des visualisations en chographie 2D. Ainsi, l'utilisateur peut interprter relativement facilement les images a#ches. Usuellement, trois plans de coupe orthogonaux sont prsents simultanment, mais il est possible de visualiser des coupes orientation quelconque que l'on ne peut obtenir en chographie 2D. En eet, il est possible de calculer n'importe quel plan de coupe appartenant au volume reconstruit. C'est une technique de visualisation souple et simple d'utilisation. Il est mme possible de dnir des coupes non planes ce qui permet par exemple d'tudier tr s simplement l'volution de la colonne vertbrale d'un f)tus Gee 99]. Cependant, pour interprter correctement les donnes, l'utilisateur doit tenir compte de la procdure d'acquisition. En eet, le phnom ne d'ombrage et un manque de donnes dans certaines directions peuvent pertuber l'interprtation des images visualises.. 2.3.3.2 Le rendu surfacique Le rendu surfacique est une technique classique en imagerie mdicale. Cette mthode permet de visualiser des surfaces calcules au pralable par des mthodes de segmentation manuelles ou automatiques. Ce mode de visualisation est tr s utilis en cardiologie et en obsttrique car il est relativement ais d'isoler les structures anatomiques pertinentes (ventricules et f)tus par exemple). Ce mode de visualisation ne permet pas de prserver toute l'information 3D disponible. Comme pour la reconstruction de type .surfacique/, il est ncessaire que l'tape de segmentation soit prcise, qu'elle soit manuelle ou automatique..