Brevet FR3011456A1 — publié le 20150410

La présente invention concerne le domaine technique des ultrasons focalisés de haute intensité dits I-IIFU (acronyme anglais pour High Intensity Focused Ultrasound) et elle vise plus précisément la caractérisation d'une lésion de tissus organiques réalisée par l'application d'ondes ultrasonores focalisées. Dans le traitement des tumeurs cancéreuses solides localisées, l'exérèse chirurgicale reste le plus souvent la meilleure option thérapeutique. En effet, elle permet de retirer le tissu cancéreux et, sous réserve que les marges chirurgicales soient négatives, de minimiser le risque de récidive 10 localisée. Il existe toutefois deux contraintes à cette approche thérapeutique : - le geste chirurgical est invasif et peut venir réduire le rapport bénéfice I risque du traitement, - il convient de s'assurer que les marges chirurgicales sont négatives, 15 c'est-à-dire que la totalité des cellules tumorales ont bien été retirées. La technologie des ultrasons thérapeutiques HIFU apporte une solution min' invasive intéressante. En effet, le principe consiste à focaliser un faisceau ultrasonore sur la zone tumorale à détruire appelée également zone cible. L'absorption de l'énergie ultrasonore par les tissus biologiques 20 entraîne une importante augmentation de la température qui provoque la nécrose immédiate et irréversible des tissus au point de focalisation du faisceau ultrasonore tout en épargnant les tissus intermédiaires situés entre le transducteur ultrasonore et le point de focalisation. En revanche, le traitement étant non invasif, le problème du contrôle 25 des marges du traitement est complexe. Lors de l'exérèse, le chirurgien a la possibilité de prélever des tissus biologiques, de les analyser et de vérifier les marges de son geste pour décider de poursuivre ou non l'extension de l'intervention (analyse extemporanée). Ces prélèvements et analyses ne sont plus possibles dans un contexte de traitement non invasif par HIFU. 30 Plusieurs solutions sont envisageables pour répondre à ce problème. Toutes supposent en premier lieu une imagerie préopératoire ou peropératoire de qulité qui permettra de visualiser précisément la localisation de la zone de tissus à détruire. A ce stade, sont souvent établies des marges thérapeutiques c'est-à-dire une distance minimum autour de la zone cible à laquelle le traitement doit être étendu. Lors du traitement, des dispositifs d'imagerie temps réel permettent d'imager l'organe à traiter, de visualiser la zone cible et de positionner le dispositif thérapeutique en regard de celle-ci. A l'issue du traitement, plusieurs solutions peuvent alors être proposées pour contrôler les marges thérapeutiques selon que la lésion biologique réalisée est visible ou non avec les moyens d'imagerie embarqués dans le dispositif de traitement. 10 Lorsque la lésion biologique n'est pas visible (traitement par radiothérapie, traitement par ultrasons focalisés sur certains organes tels que la prostate), des outils informatiques (fusion d'images multimodales) sont souvent utilisés pour confirmer que le positionnement du dispositif thérapeutique a bien été réalisé conformément à la planification 15 préopératoire. Mais, malgré l'utilisation de ces outils de « recalage », il convient de pratiquer des marges thérapeutiques suffisamment larges pour avoir la certitude que la totalité de la zone visée a été traitée. Lorsque la lésion biologique réalisée est visible, l'observation visuelle des marges est possible et l'opérateur vérifie sur différents plans de coupe 20 que la lésion biologique couvre toujours la totalité de la zone cible. Cependant, il convient encore de vérifier que la lésion biologique, telle que visualisée, est bien représentative de la zone de tissu biologique détruite. L'image de la zone biologique détruite peut, par exemple, reposer sur la dé-vascularisation locale des tissus créée par le principe thérapeutique qui se 25 traduira par un hypo signal sur l'imagerie IRM ou ultrasonore. Toutefois, la dé-vascularisation n'est pas absolument représentative de la mort cellulaire et un risque de récidive locale ne peut être totalement écarté. Sauf à disposer d'un moyen d'imagerie strictement représentatif de la mort cellulaire compatible avec un examen non invasif, le problème du 30 contrôle des marges thérapeutiques lors de traitement mini invasif n'est pas entièrement résolu. Il apparaît ainsi le besoin de développer un procédé de caractérisation des lésions de tissus organiques traités par des méthodes non invasives ou mini-invasives telles que les traitements I-IIFU. L'objet de l'invention vise donc un procédé de caractérisation d'une lésion ultrasonore de tissus organiques, réalisée par l'application d'ultrasons focalisés de haute intensité délivrés par une sonde dont la surface d'émission présente une géométrie torique ou pseudo-cylindrique. Selon l'invention, le procédé consiste : - à acquérir après un délai d'au moins deux jours à compter de la fin 10 de l'application des ultrasons, au moins une image de caractérisation des tissus organiques traités, - à détecter dans l'image la présence d'un liseré de contraste, et à partir du liseré de contraste, à déterminer l'extension de la lésion ultrasonore. 15 Selon des modes de réalisation particuliers, le procédé présente une ou plusieurs des caractéristiques additonneiles suivantes, voire toutes ces caractéristiques : - détecter, dans l'image de caractérisation, la présence d'un liseré de contraste fermé, 20 - identifier, dans l'image de caractérisation, la lésion ultrasonore à l'intérieur du liseré de contraste, - acquérir une image de caractérisation de nature ultrasonore et à identifier à l'intérieur du liseré de contraste de l'image de caractérisation ultrasonore, une zone hyperéchogène et une zone hypoéchogène localisée 25 aux abords de la zone hyperéchogène et du liseré de contraste, - acquérir une image de référence des tissus organiques avant l'application des ultrasons, pour visualiser la tumeur et à comparer cette image de référence avec l'image de caractérisation afin de contrôler les marges thérapeutiques, 30 - traiter les images de référence et de caractérisation pour déterminer l'extension de la lésion ultrasonore, - calculer un rapport entre la surface délimitée par la lésion ultrasonore sur l'image de caractérisation et la surface délimitée par la tumeur sur l'image de référence, pour en déduire un taux de marge d'extension de lésion, - calculer à partir de plusieurs images de caractérisation et plusieurs images de référence, un rapport entre le volume délimité par la lésion ultrasonore sur les images de caractérisation et le volume délimité par la tumeur sur les images de référence pour en déduire un taux de marge d'extension de la lésion ultrasonore, 10 - acquérir l'image de caractérisation dans un délai compris dans une gamme allant de six à trente jours et de préférence de l'ordre de huit jours, - caractériser la lésion de tissus organiques correspondant aux tissus du foie. Diverses autres caractéristiques ressortent de la description faite 15 ci-dessous en référence aux dessins annexés qui montrent, à titre d'exemples non limitatifs, des formes de réalisation de l'objet de l'invention. La Figure 1 représente une sonde de thérapie à ultrasons dont la surface d'émission présente une géométrie torique. La Figure 2 représente schématiquement l'utilisation d'une telle 20 sonde pour le traitement de tissus organiques. La Figure 3 est une image échographique d'une tumeur avant traitement par HIFU. La Figure 4 est une image échographique, d'une lésion, acquise à la fin d'une application d'ultrasons. 25 La Figure 5 est une image échographique, d'une lésion, acquise après un délai de huit jours à compter de la fin de l'application des ultrasons. Dans la présente description, l'invention est décrite dans son application à la caractérisation d'une lésion ultrasonore de tissus organiques, réalisée par l'application d'ultrasons focalisés de haute intensité. Ces ultrasons sont 30 délivrés par une sonde de thérapie 1 représentée en Fig. 1 et dont la surface d'émission présente une géométrie torique. Cette sonde de thérapie 1 est adaptée pour réaliser le traitement de tissus d'un être vivant par l'intermédiaire d'ultrasons focalisés de haute intensité (HIFU). La sonde de thérapie 1 comporte notamment un transducteur 2 comportant un ou plusieurs émetteurs ultrasonores 3 tels que par exemple des éléments piézoélectriques. Ces émetteurs ultrasonores 3 sont reliés par l'intermédiaire de câbles coaxiaux 5 via, un étage amplificateur 6 à un circuit de commande 7 délivrant des signaux pour activer les émetteurs ultrasonores 3. Le circuit de commande 7 n'est pas décrit plus précisément car sa réalisation fait partie des connaissances techniques de l'homme du métier. Ce circuit de commande 7 comporte ainsi classiquement un générateur de signal piloté qui est relié aux émetteurs ultrasonores par l'intermédiaire de l'étage amplificateur 6. Le transducteur 2 présente une face 8 d'émission d'ondes ultrasonores focalisées sur une zone focale Z. Comme illustré plus particulièrement à la Fig. 2, cette face d'émission 8 est une surface de révolution engendrée par la rotation autour d'un axe de symétrie S d'un segment de courbe concave ou convexe 9, de longueur I et présentant un centre de courbure C qui se trouve à une distance R de l'axe de symétrie S, avec R différent de zéro. La surface de révolution 8 est engendrée par un segment d'arc de cercle de longueur I, de rayon r et avec un centre c qui se trouve à une distance R de l'axe de symétrie S, avec R différent de zéro. La géométrie de cette surface de révolution 8 est considérée comme présentant une géométrie torique. Dans l'exemple illustré à la Fig. 2, le centre de courbure C et le segment de courbe 9 sont disposés du même côté de l'axe de symétrie S. Il est à noter qu'il peut être prévu que le centre de courbure C se trouve situé du côté opposé au segment de courbe 9, par rapport à l'axe de symétrie S. Selon cette variante de réalisation, la face d'émission 8 est considérée comme issue d'une géométrie tonique croisée. Selon l'exemple de réalisation illustré à la Fig. 2, la surface de 30 révolution 8 est engendrée par un segment d'un arc de cercle dont la concavité est tournée vers l'axe de symétrie S. Bien entendu, la surface de révolution 8 peut être engendrée par un segment d'une courbe différente d'un arc de cercle. Ainsi, la surface de révolution 8 peut être engendrée par un segment d'une courbe dont la distance r entre chaque point du segment de courbe et le centre de courbure C présente une variation continue (sans point d'inflexion) tel qu'un segment de courbe elliptique par exemple. Tel que cela ressort de la description ci-dessus, la face d'émission 8 du transducteur est de géométrie torique. D'une manière générale, la face d'émission 8 du transducteur présente une forme qui est fonction de la géométrie du segment de courbe engendrant la surface émettrice d'ultrasons par rotation autour d'un axe de symétrie, le segment de courbe pouvant 10 présenter des formes diverses. Ainsi, par exemple, la face d'émission 8 peut être engendrée par la translation de deux segments de courbe symétriques, selon une direction perpendiculaire au plan de profil contenant les deux segments de courbe. Chaque segment de courbe est de forme concave et de longueur finie. Selon cette variante de réalisation, la face d'émission 8 15 présente une géométrie pseudo-cylindrique. De manière connue, cette sonde ultrasonore 1 est positionnée par abord extracorporel, peropératoire ou endocavitaire, de manière que la zone focale Z des ondes ultrasonores ait pour effet de créer une lésion ultrasonore des tissus organiques au niveau de la zone cible ou de traitement T 20 correspondant à la tumeur à traiter. La Fig. 3 est un exemple d'image Ir d'une zone cible T correspondant à la tumeur à traiter. Cette image dite de référence Ir est une image préopératoire ou peropératoire de la zone cible T réalisée avant le traitement HIFU. Classiquement, la zone focale Z des ondes ultrasonores est déplacée 25 pour traiter l'ensemble de la zone cible T, afin d'obtenir une lésion ultrasonore dans cette zone cible T c'est-à-dire une nécrose des tissus dans cette zone. Un tel déplacement est obtenu par le déplacement de la sonde ultrasonore 1 ou par le pilotage électronique des émetteurs ultrasonores 3. Cette phase d'application des ondes ultrasonores par la sonde 1 ne sera pas 30 décrite plus en détail car elle est bien connue de l'homme du métier et ne fait pas partie de l'objet de l'invention. Le procédé selon l'invention vise donc à caractériser une telle lésion ultrasonore de tissus organiques dans la zone cible T, réalisée par l'application d'ultrasons focalisés de haute intensité délivrés par la sonde dont la surface d'émission présente une géométrie torique ou pseudo- cylindrique. L'invention sera décrite dans la suite de la description dans son application à l'exemple du foie. Nonobstant, elle peut s'appliquer aussi à d'autres tissus organiques du corps humain comme par exemple, le pancréas, les seins, l'utérus, les reins ou le placenta. La Fig. 4 représente une image de de caractérisation dite initiale Ici de la lésion ultrasonore, acquise dès la fin de l'application des ultrasons. Selon l'exemple de réalisation décrit, la Fig. 4 est une image échographique de la zone cible T acquise à l'aide d'un système d'imagerie ultrasonore. Nonobstant, il est bien entendu que l'invention ne se limite pas à des images échographiques mais comprend également les images obtenues par IRM ou par scanner. Il apparait sur cette Fig. 4, une zone hyperéchogène 14, caractéristique de la lésion ultrasonore. En effet, lors de l'échauffement par focalisation des ultrasons, les hépatocytes ou cellules du foie de la zone focale sont détruits. Dans cette zone nécrosée, de nombreuses cavités apparaissent. Chaque cavité est localisée au centre d'un lobule hépatite et coïncide avec la veine centrale. La présence de ces cavités ou espaces tissulaires explique l'aspect hyperéchogène de cette zone de lésion ultrasonore 14. Par ailleurs, l'image de caractérisation Ici montre également une zone 25 hypoéchogène 15 localisée aux abords de la zone hyperéchogène 14, et soumise, lors de l'application des ondes ultrasonores, à une élévation de température inférieure à la température de la zone hyperéchogène 14. Dans cette zone hypoéchogène 15, le traitement ultrasonore entraine une lyse cellulaire, destruction des organites cytoplasmiques initialement présents 30 dans les hépatocytes. La disparition de ces organites explique l'aspect hypoéchogène de cette zone de lésion 15 entourant la zone nécrosée 14. L'objet de l'invention est donc de caractériser la lésion ultrasonore T correspondant à zone hyperéchogène 14 et à la zone hypoéchogène 15. A cet effet, le procédé selon l'invention consiste tout d'abord à acquérir après un délai d'au moins deux jours à compter de la fin de l'application des ultrasons, au moins une image de caractérisation Ic des tissus organiques. Préférentiellement, le délai d'au moins deux jours est compris dans la gamme allant de six à trente jours et typiquement de l'ordre de huit jours. Cette image de caractérisation Ic, représentée en Fig. 5, est une image échographique de la zone traitée réalisée par un système d'imagerie 10 ultrasonore mais il clair qu'une telle image de caractérisation peut être obtenue par des systèmes d'imagerie de type différent. Selon une caractéristique essentielle, le procédé consiste ensuite à détecter sur cette image de caractérisation Ic, la présence d'un liseré de contraste 16 en vue de déterminer l'extension de la lésion. Par liséré de 15 contraste, il est compris une ligne plus ou moins continue, de largeur faible et présentant une intensité lumineuse supérieure à celle des tissus environnants correspondant à un hyper signal. Le liseré de contraste 16 apparaît clair dans l'exemple illustré à la Fig. 5. Avantageusement, le procédé consiste à détecter sur cette image, la présence d'un liseré de 20 contraste 16 présentant un contour fermé. Il doit être compris que lors du traitement HIFU, la chaleur apportée par l'émission ultrasonore entraîne une fragilisation de la membrane plasmique des cellules périphériques. Cette membrane altérée devient alors poreuse. Par effet d'osmose, une forte quantité de calcium pénètre dans le 25 cytoplasme. Si la cellule est toujours fonctionnelle, la régulation de la concentration intracellulaire en calcium est alors prise en charge par les mitochondries. Lorsque la concentration ionique augmente, la mitochondrie convertit le calcium dissous en un précipité solide. Ce phénomène étant permanent, chaque mitochondrie devient alors un germe minéral permettant 30 l'initialisation d'une croissance cristalline. Par la suite, une multitude de grains de calcium sont ainsi formés entraînant la formation du liseré 16. Typiquement, sur l'image échographique, le liseré 16 est hyperéchogène. De manière plus précise, le liseré 16 se trouve formé par des précipités d'hydroxyapatite. En effet, sur l'image de caractérisation, apparaissent comme expliqué ci-dessus, de nombreux ilots de matière solide correspondant à des amas de calcium précipités. Entre l'application des ultrasons et la prise de l'image de caractérisation, l'organisme a créé une enveloppe de calcium autour de la lésion proprement dite. La rupture d'impédance acoustique, provoquée lors du passage des ultrasons depuis le tissu hépatique vers le milieu calcifié entraine la création d'un signal 10 hyperéchogène sur l'image de caractérisation Ic qui prend la forme de ce liseré de contraste. L'apparition de ce liseré 16 au cours du temps après un délai d'au moins deux jours et typiquement d'au moins six jours, permet de contrôler les zones détruites à la suite du traitement ultrasonore. En effet, les 15 hépatocytes situés au-delà du liseré 16, ne sont pas détruites de manière irréversible et présentent un fonctionnement normal sans précipitation de calcium. Inversement, les hépatocytes situés en-deçà du liseré 16 ont été soumis aux échauffements dus au traitement HIFU et sont caractérisés par une nécrose de coagulation irréversible. Leur fonctionnement étant 20 totalement altéré, les hépatocytes ne précipitent pas de calcium. Les hépatocytes situés dans la zone de transition entre tissus sains et détruits sont seulement fragillses et conservent une activité suffisante pour précipiter du calcium et former le liseré de contraste. Le liseré 16 permet donc de caractériser l'extension de la lésion ultrasonore T. 25 La formation des zones hyperéchogène 14 et hypoéchogène 15 ainsi que la formation du liseré 16 résultent de la géométrie torique ou pseudo cylindrique du transducteur ultrasonore 2 utilisé. En comparaison aux technologies actuelles (géométrie sphérique) focalisant les ondes ultrasonores dans de petits volumes juxtaposés les uns aux autres, les 30 géométries toriques ou pseudo cylindrique permettent de déposer l'énergie ultrasonore de manière massive, dans un volume important créant une vaste zone centrale soumise à une insonification intense dans laquelle se forment des cavités donnant l'aspect hyperéchogène. En périphérie de cette zone, l'insonification est moins intense provoque une simple lyse cellulaire apparaissant sous la forme d'une image hypoéchogène. Le liseré de contraste 16 se forme à partir des cellules situées dans la fine zone de transition entre les cellules iysées et les cellules saines. Tel que cela apparait plus précisément sur la Fig. 5, le liseré 16 entoure la zone hypoéchogène 15 qui elle-même comme expliqué précédemment, entoure la zone hyperéchogène 14. La zone hypoéchogène 15 et la zone hyperéchogène 14 restent présentes dans cette 10 image de caractérisation Ic. L'invention permet avantageusement d'identifier, une fois le liseré 16 détecté dans l'image de caractérisation Ic, la lésion ultrasonore T à savoir, la zone hyperéchogène 14 et la zone hypoéchogène 15 localisée aux abords de la zone hyperéchogène 14 et du liseré de contraste 16. 15 Ainsi, selon l'invention, il suffit d'identifier la présence de ce liseré 16 dans l'image de caractérisation Ic pour déterminer l'extension de la lésion. Cette identification de ce liseré 16 pour déterminer l'extension de la lésion ultrasonore peut selon l'invention être exécutée visuellement ou selon un traitement d'image numérique. Typiquement, la détection du liseré 16 20 consiste par traitement d'images à détecter un liseré fermé ou une boucle fermée, formé d'un ensemble de points. Selon un exemple préféré de mise en oeuvre de l'invention, le procédé consiste à acquérir une image de référence Ir des tissus organiques avant l'application des ultrasons pour visualiser la tumeur comme par exemple dans 25 une image illustrée à la Fig. 3. Le procédé consiste à comparer cette image de référence Ir avec l'image de caractérisation Ic afin de contrôler les taux de marge et de confirmer la présence de marges négatives. De plus, la comparaison entre les images de référence Ir et de caractérisation Ic permet de déduire un taux de marge d'extension de la 30 lésion. Pour cela, il suffit, selon l'invention, de calculer un rapport entre la surface délimitée par la lésion ultrasonore sur l'image de caractérisation Ic et la surface délimitée par la tumeur sur l'image de référence Ir afin d'en déduire un taux de marge d'extension de lésion ultrasonore. Selon un mode de réalisation avantageux, l'invention consiste à réaliser plusieurs images de référence Ir ainsi que plusieurs images de caractérisation Ic. Cela permet ainsi, de déterminer d'une part un volume délimité par la lésion ultrasonore sur les images de caractérisation Ic et d'autre part le volume délimité par la tumeur sur les images de référence Ir, puis d'en déduire un taux de marge d'extension de la lésion ultrasonore en fonction des volumes. L'invention n'est pas limitée aux exemples décrits et représentés car diverses modifications peuvent y être apportées sans sortir de son cadre. 10 REVENDICATIONS1- Procédé de caractérisation d'une lésion ultrasonore (T) de tissus organiques, réalisée par l'application d'ultrasons focalisés de haute intensité délivrés par une sonde (2) dont la surface d'émission présente une géométrie torique, ou pseudo-cylindrique caractérisé en ce qu'il consiste : - à acquérir après un délai d'au moins deux jours à compter de la fin de l'application des ultrasons, au moins une image de caractérisation (Ic) des tissus organiques, à détecter dans l'image de caractérisation (Ic) la présence d'un 10 liseré de contraste (16), et - à partir du liseré de contraste (16), à déterminer l'extension de la lésion ultrasonore. 2 - Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il consiste à détecter, dans l'image de caractérisation (Ic), la présence d'un liseré de 15 contraste fermé (16). 3 - Procédé selon la revendication 1 ou 2, caractérisé en ce qu'il consiste à identifier, dans l'image de caractérisation (Ic), la lésion ultrasonore à l'intérieur du liseré de contraste (16). 4 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 3, caractérisé en ce qu'il 20 consiste à acquérir une image de caractérisation (Ic) de nature ultrasonore et à identifier à l'intérieur du liseré de contraste (16) de l'image de caractérisation ultrasonore (Ic), une zone hyperéchogène (14) et une zone hypoéchogène (15) localisée aux abords de la zone hyperéchogène (14) et du liseré de contraste (16). 25 5 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 4, caractérisé en ce qu'il consiste : - à acquérir une image de référence (Ir) des tissus organiques avant l'application des ultrasons, pour visualiser la tumeur et à comparer cette image de référence (Ir) avec l'image de caractérisation afin de contrôler les 30 marges thérapeutiques. 6 - Procédé selon la revendication 5, caractérisé en ce qu'il consiste à traiter les images de référence (Ir) et de caractérisation (Ic) pour déterminer l'extension de la lésion ultrasonore. 7 - Procédé selon la revendication 4 ou 5, caractérisé en ce qu'il consiste à calculer un rapport entre la surface délimitée par la lésion ultrasonore sur l'image de caractérisation (Ic) et la surface délimitée par la tumeur sur l'image de référence (Ir), pour en déduire un taux de marge d'extension de lésion. 8 - Procédé selon la revendication 5 ou 6, caractérisé en ce qu'il consiste 10 à calculer à partir de plusieurs images de caractérisation (Ic) et plusieurs images de référence (Ir), un rapport entre le volume délimité par la lésion ultrasonore sur les images de caractérisation (Ic) et le volume délimité par la tumeur sur les images de référence (Ir) pour en déduire un taux de marge d'extension de la lésion ultrasonore. 15 9 - Procédé selon les revendications 1 à 8, caractérisé en ce qu'il consiste à acquérir l'image de caractérisation (Ic) dans un délai compris dans une gamme allant de six à trente jours et de préférence de l'ordre de huit jours. 10 - Procédé selon les revendications 1 à 9, caractérisé en ce qu'il consiste à caractériser la lésion de tissus organiques correspondant aux 20 tissus du foie.