Prototype ANAÏS : Tomographe ultrasonore pour l`imagerie

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eme Congr`
es Franc¸ais de M´ ecanique Marseille, 24-28 aoˆ ut 2009
Prototype ANA¨ IS : Tomographe ultrasonore pour l’imagerie
anatomique du sein. Comparaison avec l’´ echographie
J. ROUYER, S. MENSAH, P. LASAYGUES, E. FRANCESCHINI, E. DEBIEU, J.P. LEFEBVRE
CNRS - Laboratoire de M´ ecanique et d’Acoustique, 31 chemin Joseph Aiguier 13402 Marseille, Cedex 20
R´ esum´ e :
Les recherches en tomographie ultrasonore men´ ees par l’´ equipe PROPAGATION et IMAGERIE du LMA d´ ebouchent au-
jourd’hui sur la r´ ealisation d’un mammographe ` a ultrasons : le projet ANA¨ IS (ANAtomical Imaging and Interventional
System). Ces travaux, ` a terme, ont pour objectif la caract´ erisation tissulaire et la d´ etection pr´ ecoce du cancer du sein.
Ce syst` eme permet d’effectuer des mesures en r´ eflexion, en transmission, et des mesures en diffraction. Le param` etre
physique reconstruit, par m´ ethode inverse, d´ epend de la finesse du mod` ele d’interaction onde-milieu utilis´ e et bien sˆ ur
des propri´ et´ es acoustiques des capteurs (ouverture, focalisation du champ ´ emis). Pour une inspection coh´ erente avec
l’anatomie du sein, notre ´ equipe a fait le choix d’une antenne semi-circulaire permettant un examen de chacun des lobes
mammaires.Plusieurs m´ ethodes de reconstruction pour les diverses configurations d’acquisition ont ´ et´ e mises au point
tel qu’un algorithme de r´ etroprojection elliptique filtr´ ee en champ proche. Un travail pr´ eliminaire de calibration de l’an-
tenne du prototype permet d’int´ egrer dans les proc´ edures de reconstruction la directivit´ e de la sonde. Les premi` eres
images obtenues sur des fantˆ omes de sein permettent d’appr´ ecier l’apport de la tomographie ultrasonore en regard de
l’´ echographie.
Abstract :
The research in ultrasound tomography conducted by PROPAGATION and IMAGERIE group of the LMA, results in the
execution of an ultrasound mammograph : the ANA¨ IS project (ANAtomical Imaging and Interventional System). Ulti-
mately, this work aims to characterize breast tissues and to provide an early detection of breast cancer. This system is
dedicated for measuring scattered field in reflection and transmission. The physical parameter reconstructed by inverse
methods firstly depends on the accuracy of the wave environment interaction model used, and secondly on the acoustic
sensors properties. For an inspection to be consistent with the breast anatomy, our group opted for a semi-circular array
allowing an examination of each breast lobe. Several reconstruction methods for various acquisition configurations have
been developed, as an ellipsoidal back-projection filtered algorithm in near-field. A preliminary work on the calibration of
the prototype array allows to incorporate the probe directivity in the reconstruction procedure. The first images of breast
phantom depict the abilities of the ultrasound tomograph with regard to conventional echography.
Mots clefs : tomographie, ultrason, imagerie, sein, propagation
1 Introduction
Le cancer du sein est une maladie r´ epandue. En moyenne, une femme sur neuf est concern´ ee par cette patho-
logie au cours de sa vie. Le sein (figure 1a) comporte une vingtaine de lobes mammaires constitu´ es d’un canal
gactophore reli´ e vers le centre au mammelon et vers l’ext´ erieur ` a un r´ eseau de canaux plus petits. A la termi-
naison de chacun de ces petits canaux se trouve connect´ e un lobule. Ce r´ eseau canalaire forme une structure
arborescente appel´ ee structure ducto-lobulaire. Une ´ etude a montr´ e que 85% des cancers du sein commencent
leur d´ eveloppement dans les structures ducto-lobulaires par une d´ eg´ en´ er´ ecense des cellules ´ epith´ eliales qui
tapissent les canaux et les lobules [1].
Plusieurs techniques de d´ epistage sont courantes en clinique. En premier lieu, la mammographie par rayons X
qui permet d’imager la totalit´ e du volume mammaire apr` es compression du sein. Cet examen est rapide et effi-
cace en d´ etection de microcalcifications et de l´ esions visibles lorsqu’elles sont de tailles suffisantes. En seconde
intention, l’´ echographie est utilis´ ee pour inspecter le volume mammaire ` a l’aide d’une sonde mani´ ee par un
op´ erateur pour ´ etablir un diagnostic plus pr´ ecis sur la nature des objets d´ etect´ es (masses solides ou liquides).
L’´ echographie est indispensable pour l’examen de femmes jeunes (seins glandulaires donc radio-opaques).
Bien que cette technique ait l’avantage d’ˆ etre non-contraignante (pas de compression du sein) et non-irradiante
(contrairement ` a la mammographie X), elle est limit´ ee par diff´ erents facteurs. La fiabilit´ e du diagnostic est
d´ ependante de l’examinateur, les r´ esultats ne sont donc pas facilement reproductibles. L’´ echographie conven-
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tionnelle r´ ealise des coupes perpendiculaires ` a l’organisation radiale des canaux, et ne permet pas l’imagerie
des canaux galactophores. Les l´ esions canc´ ereuses peuvent ˆ etre d´ etect´ ees seulement lorsqu’elles poss` edent un
contraste d’imp´ edance suffisamment ´ elev´ e, mais aussi lorsque les anomalies poss` edent un volume suffisam-
ment grand pour ˆ etre perceptible (environ 5 mm de diam` etre). L’absence de consid´ eration anatomique durant
l’inspection du sein (variabilit´ es intra et inter op´ erateur ´ elev´ ees) fut ` a l’origine du faible d´ eveloppement initial
de l’´ echographie en s´ enologie.
Une nouvelle pratique d’examen est apparue en 2004 : l’´ echographie ductale [2] (duct en anglais - canal en
franc¸ais). Elle vise ` a guider l’op´ erateur dans l’exploration des tissus, en balayant la sonde selon les axes cana-
laires du sein. L’´ echographie ductale permet ainsi d’obtenir une imagerie anatomique, intelligible et coh´ erente
avec l’organisation interne du sein et le d´ eveloppement des principales pathologies.
La tomographie ultrasonore est une technique d’exploration automatis´ ee permettant de visualiser des sections
compl` etes d’organes. Elle exploite une couronne de transducteurs r´ epartis sur un cercle entourant l’organe
`
a´ etudier et r´ ealisant la mesure du champ diffract´ e par les structures de l’organe. Il existe principalement deux
approches :
– La premi` ere s’appuie sur l’utilisation du champ r´ etrodiffus´ e pour obtenir une imagerie de r´ eflectivit´ e.
– La seconde utilise le champ transmis pour obtenir une imagerie quantitative ou param´ etrique des tissus
(c´ el´ erit´ e, att´ enuation).
Les premiers syst` emes tomographiques d´ edi´ es ` a l’imagerie du sein [3] [4] [5] ´ etaient conc¸us avec une paire de
transducteurs d´ eplac´ es m´ ecaniquement autorisant un balayage circulaire et/ou transversal autour de l’organe
pour l’analyser selon plusieurs incidences.Depuis 1997, les recherches en tomographie ultrasonore pour l’ima-
gerie du sein se sont orient´ ees vers des syst` emes ` a antenne ciculaire [6] [7] [8] [9]. L’antenne est g´ en´ eralement
compos´ ee d’un grand nombre de transducteurs coupl´ es ` a un syst` eme d’acquisitions rapide ; l’enregistrement
des signaux peut ˆ etre r´ ealis´ e en r´ eflection, diffraction et transmission. La capacit´ e` a imager par tomographie
l’architecture et les l´ esions du sein a ´ et´ e d´ emontr´ ee ` a l’aide de plusieurs syst` emes. Toutefois, les coupes trans-
versales du sein r´ ealis´ ees sont sans lien avec l’organisation radiale des structures d’int´ erˆ et. Dans le cadre du
projet ANA¨ IS, le travail r´ ealis´ e au LMA ouvre une nouvelle voie pour l’imagerie tomographique. En s’inspirant
du mode d’exploration du volume mammaire employ´ e par l’´ echographie ductale, l’´ equipe PROPAGATION et
IMAGERIE ´ etudie la faisabilit´ e d’un syst` eme tomographique ` a antenne semi-circulaire [10]. Pour une confi-
guration d’acquisition semi-circulaire, la propagation des ondes ultrasonores ` a 1 MHz dans des fantˆ omes ana-
tomiques num´ eriques bidimentionnels a ´ et´ e simul´ ee ` a l’aide d’un code de propagation acoustique [11].Les
coupes sagittales de r´ eflectivit´ e reconstruites avec un algorithme de r´ etroprojection elliptique filtr´ ee en champ
proche [12] donne un r´ esultat satisfaisant : la majeure partie des tissus composant le sein est correctement
imag´ ee (lobe, graisse, peau, ligament, l´ esion), hormis les canaux (diam` etre des canaux inf´ erieur ` a la longueur
d’onde utilis´ ee).
Ces conclusions, obtenues avec des donn´ ees simul´ ees, ont encourag´ e l’´ equipe ` a concevoir un nouveau tomo-
graphe (syst` eme ANA¨ IS) pour le d´ epistage pr´ ecoce du cancer du sein. L’objectif est d’offrir une caract´ erisation
multiparam´ etrique des tissus et de fournir une inspection globale de la structure ducto-lobulaire. Le travail
pr´ esent´ e ici donne une premi` ere id´ ee des possibilit´ es offertes pour le syst` eme. Apr` es avoir pr´ esent´ e la m´ ethode
de reconstruction d’image et le prototype ANA¨ IS, une comparaison entre une image ´ echographique et un tomo-
gramme de r´ eflectivit´ e d’un fantˆ ome de sein est propos´ ee.
2 M´ ethodes et Mat´ eriels
2.1 La m´ ethode de reconstruction
La strat´ egie de reconstruction d´ evelopp´ ee permet d’obtenir des informations quantitatives sur les structures
rencontr´ ees par les ultrasons. La m´ ethode et le formalisme, bri` evement pr´ esent´ es ici, sont tir´ es d’un article
donn´ e en r´ ef´ erence [12].
–Probl` eme direct :
Pour obtenir l’expresion du champ de pression diffract´ e qui porte l’information sur les caract´ eristiques acous-
tiques du milieu de propagation, le mod` ele d´ ecrivant la propagation des ondes doit tenir compte du type de
milieu mis en jeu, de la largeur de bande des transducteurs utilis´ es et de la nature des ondes ´ emises. Une
formulation en terme d’imp´ edance et de c´ el´ erit´ e [13] a ´ et´ e choisie pour d´ ecrire le probl` eme direct. En fonc-
tion du mode d’acquisition (r´ eflection, transmission), cette mod´ elisation permet d’obtenir une solution ne
d´ ependant que d’un seul param` etre.
La mod´ elisation s’int´ eresse essentiellement aux ph´ enom` enes de diffraction engendr´ es par les inhomog´ en´ eit´ es.
Ainsi, les ph´ enom` enes d’absorption et de dispersion ne sont pas pris en compte pour d´ ecrire la propagation
des ultrasons dans le milieu biologique. Le sein est principalement fait de tissus adipeux, de tissus conjonctifs
et de structures ducto-lobulaires. Nous consid´ erons que ces tissus mous se caract´ erisent par leur faible inho-
mog´ en´ eit´ e. Par cons´ equent, les variations du couple de param` etres α(fluctuation quadratique de la c´ el´ erit´ e)
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et ξ(fluctuation logarithmique de l’imp´ edance) d´ ecrivant le milieu sont tr` es faibles, et sont d´ ecrits par :
2α=c2−c2
0
c2et ξ=log z z0(1)
o` uc0est la c´ el´ erit´ e des ultrasons dans le fluide de couplage, cest la c´ el´ erit´ e des ultrasons ` a l’int´ erieur de
l’organe, zest l’imp´ edance acoustique des tissus d´ efinie par la relation z=ρc,ρest la masse volumique. La
condition de faible contraste conduit ` a l’´ equation r´ egissant la propagation du champ de pression acoustique
Pdans tout le milieu [13] :
−1
c2
0
∂2P
∂t2+ ∆P=−2α
c2
0
∂2P
∂t2−→
∇α. → ∇P+→ ∇ξ. → ∇P(2)
Pour r´ esoudre le probl` eme direct, nous recherchons une solution harmonique pour le champ de pression
acoustique et nous supposons que l’´ emetteur transmet une onde sph´ erique. L’approximation de Born au
premier ordre est utilis´ ee pour lin´ eariser le champ de pression diffract´ epd. On consid` ere que l’on peut
n´ egliger la diffusion multiple : chacun des diffuseurs dans le milieu ne rec¸oit que le champ incident pi. Dans
l’expression du champ diffract´ e, cette aproximation revient ` a remplacer le champ de pression total pTpar le
champ de pression incident pi(pT∼pi). L’expression suivante est alors obtenue :
pd=ZD G(r,x, ω)h2k2α(x)pi(x, ω)−→
∇α(x).→ ∇pi(x, ω)+ → ∇ξ(x).→ ∇pi(x, ω)idx(3)
o` uGest la fonction de Green d’espace libre, piest le champ de pression incident, xest un point d’int´ erˆ et du
domaine, rest la position d’un ´ el´ ement r´ ecepteur sur la couronne.
Pour certaines configurations d’acquisition, le champ diffract´ e peut s’exprimer ` a l’aide d’un seul param` etre :
en r´ eflection, la formulation obtenue ne d´ epend que des fluctuations d’imp´ edance ; en transmission, elle ne
d´ epend que des fluctuations de c´ el´ erit´ e. Ainsi, th´ eoriquement, l’inversion des donn´ ees permet la reconstruc-
tion s´ elective de la cartographie des fluctuations de c´ el´ erit´ e ou d’imp´ edance selon le mode d’acquisition
r´ ealis´ e par le syst` eme.
–Probl` eme inverse :
Afin d’obtenir une image, la r´ esolution du probl` eme inverse est r´ ealis´ ee avec un algorithme de sommation
des r´ etroprojections elliptiques filtr´ ees en champ proche [12]. La g´ eom´ etrie elliptique des r´ etroprojections
r´ esulte de la prise en compte de la nature sph´ erique des ondes (champ proche). Les r´ etroprojections sont
trac´ ees pour chacune des positions ´ emetteur/r´ ecepteur. La sommation coh´ erente des informations produit
une image de contraste d’indice. En transmission, par exemple, la proc´ edure de reconstruction fournit une
image de contraste de c´ el´ erit´ e.
2.2 Le syst` eme d’imagerie
Le prototype pr´ esent´ e sur la figure 1b comporte une cuve cylindrique contenant l’antenne, la baie ´ el´ ectronique
et une table d’examen perc´ ee permettant ` a la patiente allong´ ee sur le ventre de placer le sein dans la cuve. Ce
syst` eme a ´ et´ e r´ ealis´ e avec une antenne semi-circulaire de rayon 100 mm (figure 1c). Les 1024 ´ el´ ements foca-
lis´ es qui la composent sont r´ epartis tous les 0.18 degr´ e. En r´ egime impulsionnel, les ´ el´ ements transducteurs ont
´
et´ e conc¸us pour ´ emettre une onde ultrasonore ` a 3 MHz de bande passante 2.5 MHz ` a -6 dB. La face ´ emettrice
des transducteurs est focalis´ ee ` a 50 mm. Ces caract´ eristiques assurent une large ouverture du champ de pres-
sion ´ emis dans le plan de coupe et une ´ el´ evation de champ r´ eduite dans le plan perpendiculaire de focalisation.
Le syst` eme d’acquisition coupl´ e` a l’antenne permet une grande souplesse dans les modes d’acquisition du
champ diffract´ e sur toute la surface active de la couronne d’acquisition. La r´ ealisation d’un d´ epistage pr´ ecoce
(a) (b) (c) (d)
FIGURE 1 – (a) Distribution radiaire des structures ducto-lobulaires - (b) Photographie du syst` eme ANA¨ IS - (c) Photographie de l’antenne semi-
ciculaire sur son support - (d) Sch´ ema du placement de l’antenne par rapport au sein pour la tomographie ductale.
n´ ecessite d’imager les lieux privil´ egi´ es de d´ eveloppement d’un cancer et en particulier, les structures ducto-
lobulaires. L’antenne semi-circulaire de ce nouveau syst` eme tomographique permet d’inspecter en priorit´ e des
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sections de lobes mammaires. La disposition de l’antenne par rapport ` a l’organe est repr´ esent´ ee sur le sch´ ema
de la figure 1d, elle permet d’obtenir des coupes sagittales du sein passant par le mammelon. La rotation de
l’antenne autour de l’axe permet d’imager chacun des lobes. On nomme cette pratique la tomographie ductale.
Le support m´ ecanis´ e permet ` a l’antenne une grande mobilit´ e dans tout l’espace autorisant une imagerie en 3
dimensions et une inspection plus d´ etaill´ ee d’une r´ egion d’int´ erˆ et.
Le diam` etre d’un canal sain est environ ´ egal ` a 50 microns. Le premier signe du d´ eveloppement canc´ ereux
consiste en une prolif´ eration des cellules qui tapissent les canaux (cellules ´ ephit´ eliales), ayant pour effet une
augmentation du diam` etre des canaux pouvant varier de 0,1 ` a 5 mm. Th´ eoriquement, l’imagerie tomogra-
phique de r´ eflectivit´ e poss` ede un pouvoir de r´ esolution correspondant ` aλ/2. A 3 MHz, on peut pr´ etendre ` a une
r´ esolution spatiale d’environ 0.25 mm. Il est alors possible d’imager d’´ eventuelles augmentations du diam` etre
des canaux galactophores et ainsi d´ epister pr´ ecoc´ ement la maladie.
Le syst` eme ´ etant en cours de mise en place, les r´ esultats pr´ esent´ es dans la suite ont ´ et´ e obtenus grˆ ace ` a une
maquette de 128 ´ el´ ements en tout point identiques aux 1024 ´ el´ ements de l’antenne semi-circulaire. Cette ma-
quette est utilis´ ee avec un scanner tomographique permettant de reproduire dans les conditions d’acquisition
du prototype.
3 R´ esultats
Nous pr´ esentons les r´ esultats d’imagerie d’une coupe d’un fantˆ ome de sein obtenu avec les deux m´ ethodes
d’imagerie ultrasonore ; l’´ echographie et la tomographie ultrasonore permettent d’obtenir des images qualita-
tives de r´ eflectivit´ e des structures internes.
3.1 Le fantˆ ome
Le fantˆ ome de sein CIRS [14] est fabriqu´ e par une entreprise sp´ ecialis´ ee dans la mise au point de fantˆ omes bio-
logiques pour le domaine m´ edical. Le mod` ele choisi, repr´ esent´ e sur la figure 2, peut ˆ etre imag´ e par les rayons
X, les ultrasons et l’IRM. Fabriqu´ e en Zerdine R
, il simule les caract´
eristiques de densit´ e et d’att´ enuation des
tissus mammaires. Le volume contient deux types d’inclusions r´ eparties al´ eatoirement : des billes assimilables
`
a des masses denses et des poches sph´ eriques remplies de liquide assimilables ` a des kystes. Le fantˆ ome mesure
12 cm de longueur, 10 cm de largeur et 9 cm de hauteur, pour un volume global de 500 cm3. Les inclusions
sph´ eriques ont un rayon variable compris entre 2 et 8 mm pour les masses denses et, entre 3 et 10 mm pour les
kystes. Les caract´ eristiques physiques du Zerdine R
et des inclusions ne sont pas connues.
FIGURE 2 – Photographies de face (` a gauche), de profile (au centre) et de haut (` a droite) du fantˆ ome de sein utilis´ e.
3.2 Images de r´ eflectivit´ e
Echographie : On emploie un ´ echographe conventionnel MINDRAY [15] pour inspecter une tranche transver-
sale situ´ ee ` a environ 4 centim` etres de la pointe du fantˆ ome. L’inspection est r´ ealis´ ee avec une sonde abdominale
(64 ´ el´ ements) focalis´ ee ´ emettant ` a 7.5 MHz. L’image renvoy´ ee ` a l’´ ecran est donn´ ee sur la figure 3a.
Tomographie : En utilisant la maquette install´ ee sur le scanner tomographique, le fantˆ ome est plac´ e au centre
de la couronne d’acquisition pour inspecter la mˆ eme coupe. Avec un transducteur de la maquette ´ emettant ` a
3 MHz, on r´ ealise 720 acquisitions en r´ etrodiffusion sur un tour complet autour de l’objet avec un pas an-
gulaire de 2 degr´ es. Les signaux sont ´ echantillonn´ es ` a 20 MHz. Les signaux enregistr´ es sont repr´ esent´ es sur
le sinogramme de la figure 3b. Une compression logarithmique a ´ et´ e appliqu´ ee aux signaux pour r´ eduire la
dynamique des ´ echos. La c´ el´ erit´ e dans l’eau est c0= 1476m.s−1avec les conditions de temp´ erature en cuve.
L’algorithme de sommation des r´ etroprojections elliptiques filtr´ ees calcule la matrice image compos´ ee de
512×512 pixels, illustr´ ee sur la figure 4a. Une proc´ edure conjointe ` a l’algorithme permet un agrandissement
variable sur une zone de la coupe d’o` u un gain en r´ esolution. La figure 4b pr´ esente une reconstruction agrandie
deux fois.
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(a)
(b)
FIGURE 3 – (a) Image ´ echographique ` a 7.5 MHz - (b) Sinogramme de l’ensemble des signaux enregistr´ es
(a) (b)
FIGURE 4 – (a) Tomogramme reconstruit avec l’algorithme de r´ etroprojections elliptiques filtr´ ees en champ proche et (b) agrandis deux fois. Le
rectangle blanc sur la reconstruction (a) indique la zone inspect´ ee par la sonde ´ echographique.
4 Discussion
L’´ echographie tient une place importante dans le processus clinique du d´ epistage du cancer du sein. La tomo-
graphie ultrasonore, et les m´ ethodes de reconstruction associ´ ees, offre des possibilit´ es nouvelles. Les images
pr´ esent´ ees permettent de confronter ces deux techniques et d’illustrer l’apport du syst` eme ANA¨ IS par rapport ` a
une technique d’imagerie ultrasonore courante.
Condition d’exploration L’image ´ echographique pr´ esente quatre inclusions alors que la reconstruction tomo-
graphique en montre huit (cinq kystes, trois masses denses). Cette diff´ erence s’explique par la directivit´ e plus
importante de l’antenne ´ echographique, fonctionnant ` a une fr´ equence plus du double de celle de l’antenne to-
mographique : les coupes ainsi r´ ealis´ ees par l’´ echographe sont plus fines, d’o` u le nombre moindre de diffuseurs
pr´ esents dans la coupe.
L’acquisition r´ ealis´ ee en tomographie utilise un unique ´ el´ ement focalis´ e d’une hauteur de 20 mm. Une ca-
ract´ erisation pr´ ealable du champ ´ emis a permis de montrer que l’ouverture azimutale ` a -6 dB est d’environ 8.3
mm ` a 50 mm de la source. Les ´ echos enregistr´ es proviennent aussi d’objets situ´ es de part et d’autre du plan
de focalisation sur une ´ epaisseur non n´ egligeable. Les reconstructions des figures 4 imagent une section du
fantˆ ome poss´ edant une ´ epaisseur de l’ordre de 8-10 mm. L’ambiguit´ e en ´ elevation pourra a terme ˆ etre r´ eduite
en effectuant une v´ eritable reconstruction tridimensionnelle de l’organe.
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