FR 2950241 A1 20110325 FR 0904476 A 20090918 Fantôme bi-modalité d'organes et procédé de réalisation associé Le domaine de l'invention est celui des calibres encore appelés « fantômes », nécessaires à la calibration et à l'évaluation des performances des instruments d'imagerie médicale et des algorithmes de traitement des images produites. Ces fantômes permettent de simuler les propriétés optiques et/ou acoustiques d'un organe et de son environnement. Ils permettent également de simuler des organes malades comportant, par exemple, des tumeurs. Ils sont fabriqués de façon reproductible et contrôlée. Cependant, la plupart du temps, ces fantômes sont dédiés à une seule modalité d'imagerie qui peut être optique ou acoustique. Or, récemment, l'imagerie multi-modalités a connu un essor important dans le domaine du diagnostic médical. En effet, elle permet d'obtenir à la fois des informations morphologiques et fonctionnelles. Les informations morphologiques sont obtenues par l'utilisation de rayons X ou d'ultrasons. Les informations fonctionnelles sont obtenues par l'utilisation de la tomographie ou « PET » signifiant « Positron Emission Tomography », par I' « IRM », signifiant « Imagerie par Résonance Magnétique » ou par les techniques de fluorescence. En particulier, le couple d'imageries ultrasons-fluorescence semble particulièrement pertinent pour certaines applications médicales comme la mammographie ou les maladies du cerveau, de la prostate ou des testicules car ces deux techniques d'imagerie sont compatibles en termes de coût, d'encombrement des sondes et de profondeur de pénétration. Dans ce cas, le fantôme doit permettre de simuler à la fois des propriétés optiques et acoustiques. Les propriétés optiques à simuler sont l'absorption (pa) et la diffusion (las') de la lumière par l'organe. Les propriétés ultrasonores à simuler sont la puissance rétrodiffusée par l'organe, pouvant être déterminée en mesurant l'intensité moyenne du signal provenant d'un ou plusieurs capteurs constituant une sonde échographique. Ces paramètres ultrasonores sont également des paramètres statistiques du signal, tel le rapport signal à bruit ou des indicateurs déterminés par traitement du signal acoustique, comme, par exemple, la densité effective des diffuseurs présents. On trouve dans la littérature la description de fantômes permettant de simuler les caractéristiques ultrasonores des tissus vivants. On citera, en particulier, les publications de de Korte, C. L.; Pasterkamp, G.; van der Steen, A. F. W; Woutman, H. A. & Born, N. (2000), 'Characterization of Plaque Components With Intravascular Ultrasound Elastography in Human Femoral and Coronary Arteries ln Vitro', Circulation 102(6), 617-623 ; Ryan L.K. Foster F. S. (1997) "Tissue equivalent vesse/ phantoms for intravascular ultrasound." Ultrasound in Medicine & Biology 23: 261-273 et également de Madsen EL, Berg WA, Mendelson EB, Frank GR, "Anthropomorphic breast phantoms for qualification of Investigators for ACRIN Protocol 6666"; Radiology, 2006 June, 239(3):869-74. Il existe aussi des publications concernant la simulation des caractéristiques optiques comme la diffusion et l'absorption. On citera la publication d'Hebden JC, Price BD, Gibson AP, et al. A sort deformable tissue-equivalent phantom for diffuse optical tomography'; PHYSICS IN MEDICINE AND BIOLOGY Volume: 51 Issue: 21 Pages: 5581-5590 et celle de Baeten J, Niedre M, Dunham J, et al., "Development of fluorescent materials for diffuse fluorescence tomography standards and phantoms", OPTICS EXPRESS Volume: 15 Issue 14 Pages: 8681-8694. On trouve également des fantômes bi-modalité pour d'autres modalités d'imagerie. Ainsi, l'équipe de Bronskill décrit dans la publication de référence McDonald M., Lochhead S., Chopra R., Bronskill M.J. (2004), "Multi-modality tissue-mimicking phantom for thermal therapy." Physics in Medicine and Biology 49: 2767-2778 un fantôme mimant les propriétés ultrasonores et optiques de tissus vivants. Cependant, ce fantôme ne représente que la caractéristique d'absorption de la lumière et non celle, essentielle, de la diffusion. Le fantôme selon l'invention permet de simuler l'ensemble des propriétés optiques et acoustiques d'un organe, nécessaires à l'imagerie médicale bi-modalité. Il peut également permettre de simuler un organe malade ou les tissus environnants. Le procédé d'obtention comprend un certain nombre d'étapes simples permettant d'obtenir un standard de bonne qualité et qui se conserve dans le temps. En jouant sur les concentrations des différents composants, les durées et les paramètres des différentes étapes ou phases du procédé, on peut simuler un grand nombre de configurations possibles. Plus précisément, l'invention a pour objet un calibre pour instrumentation d'imagerie médicale aussi appelé « fantôme » comprenant au moins une première matrice en hydrogel, ladite matrice comportant des additifs permettant de simuler les propriétés optiques et acoustiques d'un organe ou d'un tissu vivant, caractérisé en ce que les additifs sont un liquide absorbant, de la poudre de silice et de la poudre de dioxyde de titane. Avantageusement, l'hydrogel est constitué d'un mélange d'eau et de poudre de PolyVinyl Alcohol (PVA : alcool polyvinylique, la concentration en volume du PVA est comprise entre 5% et 20% du volume d'eau, le liquide absorbant est de l'encre de Chine ou de l'hémoglobine, la concentration en volume du liquide absorbant est comprise entre 0% et 0.25% du volume d'eau, la concentration en masse de la poudre de silice est comprise entre 0% et 4% de la masse d'eau et la concentration en masse de la poudre de dioxyde de titane est comprise entre 0,0025% et 0.25% de la masse d'eau. Avantageusement, le calibre renferme un simulateur de tumeur sous forme solide ou liquide. Dans ce dernier cas, ledit simulateur peut comporter au moins une enveloppe contenant le liquide, ce liquide pouvant être de l'hémoglobine de boeuf ou de l'encre de Chine dont la concentration est supérieure à celle du liquide absorbant du calibre et l'enveloppe pouvant être une bille de polystyrène ou un tube capillaire en verre ou en téflon. Avantageusement, le calibre comporte plusieurs matrices en hydrogel, chaque matrice comportant des additifs permettant de simuler les propriétés optiques et acoustiques d'un organe ou d'un tissu vivant différent de façon à simuler un organe et son environnement, les additifs étant de l'encre de Chine, de la poudre de silice et de la poudre de dioxyde de titane en des concentrations différentes selon l'organe ou le tissu simulé. Dans une application particulière, l'organe simulé est une prostate. L'invention concerne également le procédé de réalisation dudit calibre ou fantôme, celui-ci comprenant au moins une première matrice en hydrogel réalisée selon au moins les étapes suivantes : ajout d'eau distillée dans un récipient ; ajout d'encre de chine à cette eau distillée ; ajout de poudre de PolyVinyl Alcohol (PVA) ; - mixage et mélange des composants précédents dans un récipient de type bécher avec un agitateur magnétique, le mélange étant thermostaté ; - ajout de poudre de silice en cours de mélange ; ajout d'oxyde de Titane en cours de mélange ; chauffage et agitation du mélange ; mise en dépression du mélange ; réalisation de cycles de congélation-décongélation Avantageusement, le nombre de cycles de congélation- décongélation compris entre 1 et 10, préférentiellement entre 2 et 6. Les matrices peuvent être moulées dans des moules en nylon ayant la forme de l'organe simulé. L'invention sera mieux comprise et d'autres avantages apparaîtront à la lecture de la description qui va suivre donnée à titre non limitatif et grâce aux figures annexées parmi lesquelles : La figure 1 représente l'évolution du paramètre ultrasonore p (puissance rétrodiffusée apparente intégrée dite PRAI) en fonction du 25 nombre de cycles de congélation ; La figure 2 représente l'évolution du coefficient de diffusion optique ps' en fonction du nombre de cycles de congélation ; La figure 3 représente l'évolution du coefficient de diffusion optique ps' en fonction de la quantité de TiO2 ; 30 La figure 4 représente l'évolution du paramètre ultrasonore p (puissance rétrodiffusée apparente intégrée dite PRAI) en fonction de la quantité de TiO2 ; La figure 5 représente l'évolution de la quantité effective de diffuseur a en fonction de la quantité de TiO2 ; La figure 6 représente l'évolution du paramètre ultrasonore p (puissance rétrodiffusée apparente intégrée dite PRAI) en fonction de la quantité de SiO2 donnée en pourcentage en masse d'eau distillée ; La figure 7 représente l'évolution du paramètre ultrasonore p (puissance rétrodiffusée apparente intégrée dite PRAI) en fonction de la quantité de SiO2 sans TiO2 et avec du TiO2 ; La figure 8 représente l'évolution du paramètre ultrasonore p (puissance rétrodiffusée apparente intégrée dite PRAI) en fonction des cycles de congélation et de la quantité de SiO2 en pourcentage de la masse d'eau ; La figure 9 représente un premier montage de caractérisation des propriétés optiques du calibre par une chaîne de comptage de photons ; La figure 10 représente un second montage de caractérisation des propriétés optiques du calibre par un système de tomographie de fluorescence ; La figure 11 représente une vue en perspective d'un calibre de prostate et de son environnement selon l'invention. L'objet de l'invention est de réaliser un fantôme à faible coût permettant d'obtenir, dans une gamme la plus large possible, les propriétés optiques et ultrasonores de l'organe que l'on cherche à simuler et de la façon la plus simple possible. De façon à pouvoir être exploité facilement, ce fantôme doit avoir une certaine consistance et ne pas se dégrader dans le temps en évitant tout effet de sédimentation. Le procédé de réalisation selon l"invention consiste essentiellement à réaliser une matrice en hydrogel à laquelle on intègre successivement des additifs qui vont lui donner des propriétés ultrasonores et optiques les plus proches possibles des tissus vivants. On lui fait enfin subir des traitements physiques tels que la mise en dépression et des cycles en température basse de façon à parfaire les caractéristiques du fantôme. Il est également possible d'ajouter à cette matrice une ou plusieurs inclusions simulant une ou des tumeurs marquées. Le calibre peut comporter plusieurs matrices, chaque matrice comportant des additifs permettant de simuler les propriétés optiques et acoustiques d'un organe ou d'un tissu vivant différent de façon à simuler un organe et son environnement complet. Le procédé de réalisation selon l'invention consiste à réaliser une matrice chargée d'additifs. Plusieurs types d'hydrogels peuvent être utilisés. On citera notamment l'agar-agar, produit extrait de certaines algues, le gel d'agarose qui est de l'agar-agar purifié, la gélatine animale ou des combinaisons de ces composants.... Le plus approprié est l'hydrogel « PVA », acronyme de PolyVinyl Alcohol. Ce dernier présente l'avantage d'une longue stabilité dans le temps. Il est peu sensible aux variations thermiques, hygrométriques et lumineuses. Il présente peu de photo-blanchiment. Son indice optique de réfraction de 1,36 est en outre proche de celui des tissus humains qui varient entre 1,33 et 1,55. En lui appliquant des cycles de congélation/décongélation, il passe d'une consistance visqueuse à un état plus ferme, plus consistant et plus résistant, se rapprochant ainsi des milieux biologiques à simuler. Enfin on peut lui ajouter sans difficulté des molécules supplémentaires lors de sa préparation. A titre d'exemple, pour une matrice à base de PVA ayant un 20 volume d'environ 200 ml, le protocole de préparation de la matrice est le suivant : - Dans une première étape, on mélange de l'encre de chine à de l'eau déminéralisée ; - On dilue ensuite la poudre de PVA dans le mélange eau-encre. 25 La masse molaire du PVA peut varier de 1000g/mol à plus de 100 000 g/mol. On peut choisir une masse molaire de 72 000 g/mol ; - Après une première phase de chauffage et de mélange avec un agitateur magnétique, la solution est ensuite mixée pour éviter tout résidu solide ; 30 - On mélange ensuite en permanence pendant une heure trente à une température d'environ 80°C avec un agitateur magnétique chauffant en joignant les différents additifs qui donneront les propriétés optiques et ultrasonores. Une fois le mélange homogène, il est versé dans un moule solide, puis dégazé à l'aide d'une pompe à vide. Le gel est alors maintenu sous une dépression d'environ 510 mm de mercure pendant environ 30 minutes ; - Enfin, le gel est placé dans un congélateur programmé pour réaliser des cycles de congélation et décongélation. II est à noter que pour éviter les difficultés liées à la préparation de volumes trop différents les uns des autres, des mélanges correspondant à une même quantité d'eau distillée peuvent être systématiquement préparés quelque soit le volume final de l'organe simulé. Ainsi, on évite d'avoir à ajuster les quantités, les températures et les durées de cycles. On ne conserve ensuite que la quantité de gel utile. Les additifs permettant de simuler les propriétés optiques sont l'encre de Chine et la poudre d'oxyde de titane ou TiO2. L'ajout d'encre à l'eau distillée permet de simuler l'absorption de la lumière, caractérisée par le coefficient d'absorption pa. Les particules de TiO2 permettent de simuler la diffusion optique, caractérisée par le coefficient de diffusion réduit psi. Les additifs permettant de simuler les propriétés ultrasonores sont des particules de taille suffisamment petite en comparaison de la longueur d'onde de l'onde ultrasonore émise pour simuler la propriété de diffusion acoustique. A titre d'exemple, on choisit des particules de silice ou SiO2 d'une taille moyenne de 10 microns. Ce composé a déjà été utilisé précédemment dans la réalisation de fantômes ultrasonores. Sur ce point, on citera la publication de J. Fromageau, E. Brusseau, D. Vray, G. Gimenez, and P. Delachartre. Characterization of PVA cryogel for intravascular ultrasound elasticity imaging. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control, 50(10):1318-1324, 2003 . Les cycles de congélation-décongélation ont une influence importante sur les propriétés optiques de la matrice. A titre indicatif, un cycle d'une durée d'une journée peut comprendre une phase de congélation d'environ 10 heures à une température de -15°C puis une phase de décongélation de 14 heures à la température ambiante de 20°C. La congélation et le dégel doivent être complets. Par conséquent, les durées de congélation et de dégel doivent être adaptées à la dimension des gels. Il est préférable que la température soit périodiquement contrôlée pendant ces cycles. Pour résumer, pour obtenir les propriétés optiques et ultrasonores 5 de l'organe simulé, il est possible de jouer sur quatre paramètres de la matrice qui sont : Le nombre de cycles de congélation-décongélation ; La densité de particules de silice (SiO2) qui agit principalement sur la diffusion acoustique ; 10 La densité de particules d'oxyde de titane (TiO2) qui agit principalement sur la diffusion optique ; Le volume d'encre de Chine qui agit principalement sur l'absorption optique. Ces paramètres peuvent être interdépendants. 15 Les propriétés optiques du calibre ou du fantôme que l'on mesure et qui doivent avoir des valeurs voisines de l'organe simulé par le fantôme sont : - bas' (en cm-1) le coefficient de diffusion réduit 20 pa (en cm-1) le coefficient d'absorption Ces paramètres évoluent avec la longueur d'onde. Il est usuel de travailler à des longueurs d'onde situées dans le rouge ou dans le proche infra rouge, dans la gamme de 650 à 900 nanomètres. 25 Les propriétés ultrasonores du calibre ou du fantôme que l'on mesure et qui doivent avoir des valeurs voisines de l'organe simulé par le fantôme sont : p la puissance rétrodiffusée apparente intégrée (PRAI) calculée à partir de l'intensité moyenne du signal 30 diffusé ; SNR le rapport signal à bruit ; a la densité effective de diffuseurs ; La reproductibilité de la mesure p de est très difficile à assurer entre plusieurs échographes car elle dépend des conditions d'opérations, de 35 la sonde utilisée et des post-traitements réalisés. Aussi, il est préférable de travailler sur ce paramètre de façon relative, d'où le nom de puissance « apparente ». p est une grandeur sans unité qui est le rapport entre la moyenne mesurée et la moyenne d'un fantôme de référence. Comme on travaille sur une région d'intérêt, on dit que cette puissance est « intégrée ». Au final, le paramètre p est appelée puissance rétrodiffusée apparente intégrée (PRAI). Pour fixer des ordres de grandeur des caractéristiques optiques et ultrasonores des organes humains, on peut prendre l'exemple de la prostate et de son environnement comportant la paroi rectale et les tissus environnants. Parmi les articles de la littérature, le papier de Svensson, T., et al., "ln vivo optical characterization of human prostate tissue using nearinfrared time-resolved spectroscopy". Journal of Biomedical Optics, 2007. 12(1) donne les caractéristiques optiques de la prostate aux longueurs d'onde rouges. Concernant les propriétés ultrasonores, la mesure des trois paramètres réalisées sur la prostate et décrites dans la littérature est d'une grande variabilité. On peut cependant déterminer des plages représentatives de ces paramètres. En résumé, les valeurs des paramètres optiques et ultrasonores de la prostate et de son environnement sont rassemblées dans le tableau I ci-dessous. On a indiqué entre crochets les valeurs extrêmes trouvées: Paramètre Paroi Rectale Prostate Tissus environnants pa (cm-1) 0.1 0.4 0.4 ps' (cm-l) 10 7 7 p 3p(P) û [1,5 - 3p(P)] p(P)* 3p(P) û [1,5 - 3p(P)] SNR 1.4 û [1,3 - 1,7] 1.5 û [1,3 - 1,7] 1.4 - [1,3 - 1,7] a 1,5-[1-4] 2.5û[1û4] 1,5û[1û4] *La prostate est l'organe pris comme référence pour calibrer la 25 paroi rectale et les tissus environnants. La mesure et le contrôle de ces différents paramètres optiques et ultrasonores se fait au moyen de bancs de contrôle. A titre de premier exemple illustré en figure 9, le banc de caractérisation optique d'un fantôme 10 est constitué d'une source laser pulsé 11, de préférence réglable en longueur d'onde, de fibres optiques de transmission 12 et 13 et d'un système de détection résolu en temps 14, 15. La lumière issue de la source 11 est injectée dans le fantôme 10 par l'intermédiaire d'une première fibre d'excitation 12. Après propagation et diffusion dans le fantôme, la lumière est collectée par une seconde fibre de détection 13 qui renvoie la lumière vers un dispositif de mesure résolu en temps constitué d'un photomultiplicateur 14 et d'une chaîne de comptage 15 de type « TCSPC », acronyme de « Time Correlated Single Photon Counting » reliée à un ordinateur 16. Une photodiode rapide 17 capte une partie du signal optique pulsé émis par la source 11 et assure la synchronisation de la chaîne de comptage. Ce système de détection permet d'obtenir, après intégration sur un grand nombre de pulses d'émission, une statistique fiable sur le temps d'arrivée des photons. A partir de cette statistique, on peut obtenir, par comparaison des données expérimentales avec un modèle, une valeur approchée des coefficients d'absorption pa et de diffusion p s' de l'objet étudié. A titre de second exemple, la caractérisation ultrasonore est effectuée au moyen d'un échographe comportant une sonde ultrasonore qui produit des images brutes nommées RF pour RadioFrequency. Ces images brutes sont acquises à la sortie de la sonde avant les transformations nécessaires aux réglages de l'affichage comme l'amplification ou le gain variable en fonction de la profondeur. Ces données permettent de calculer l'enveloppe qui produira l'image résultante, affichée sur l'écran de l'échographe. Pour mesurer les caractéristiques du milieu qui soient indépendantes des réglages du système d'imagerie, il est nécessaire d'analyser l'image RF. L'analyse statistique des images RF et enveloppe permet de différentier les différents types de tissus biologiques comme l'a montré la publication de J.M. Thijsen, Ultrasonic speckle formation, analysis and processing applied to tissue characterization, Pattern Recogn. Lett. 24 (2003) 659-675. On peut utiliser le modèle de K distribution pour estimer les différents paramètres qui vont rendre compte de l'échogénéicité, de l'hétérogénéité locale ou de la texture volumique des tissus. On entend par échogénéicité la capacité des organes à produire des images de tonalité différentes lorsqu'ils sont traversés par des ultrasons. Ce modèle possède l'avantage d'inclure les autres modèles statistiques ultrasonores de type Rayleigh par exemple. A titre d'exemple, l'article de O. Bernard, B. Touil, J. D'hooge, and D. Friboulet. Statistical modeling of the radio-frequency signal for partially and fully developed speck/e based on a Generalized Gaussian mode/ with application to echocardiography. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control, 54(10):2189-2194, 2007 donne des informations sur ce type de modèle. Pour mesurer ces paramètres, on place le fantôme dans l'eau. La sonde ultrasonore est placée au dessus du fantôme et on acquiert plusieurs images après avoir déplacé transversalement la sonde le long du fantôme. Le signal est analysé dans une petite région autour de la zone de focalisation que l'on place au centre du fantôme. La moyenne et l'écart type de ces paramètres sont calculés sur l'ensemble des images acquises lors du balayage transversal du fantôme afin d'améliorer et de connaître la précision de mesure. Il est préférable d'effectuer un grand nombre d'acquisitions discrètes afin d'obtenir une bonne statistique de mesure. Les figures 1 à 8 représentent l'évolution des différents paramètres optiques et ultrasonores en fonction des quatre paramètres principaux de la matrice qui sont le nombre de cycles de congélation-décongélation, la densité de particules de silice (Si02), la densité de particules d'oxyde de titane (TiO2) et le volume du liquide absorbant, en l'occurrence de l'encre de Chine. Bien entendu, les plages de chaque paramètre sont choisies de façon à donner des caractéristiques optiques et ultrasonores représentatives des organes simulés. Les figures 1 et 2 montrent que le nombre de cycles de congélation-décongélation d'un fantôme en cryogel ne contenant aucun ajout conduit à l'augmentation du paramètre ultrasonore p ou PRAI et du paramètre optique ps' dans des proportions très significatives. Les figure 3, 4 et 5 montrent que l'ajout de TiO2 a une influence sur le paramètre optique tas' (figure 3) mais également sur les paramètres ultrasonores p et a (figure 4 et 5). La figure 6 montre que l'ajout de SiO2 a une influence sur le paramètre ultrasonore p. La figure 7 montre que l'ajout de SiO2 a une influence sur le paramètre ultrasonore p et que cette influence est différente selon que le fantôme contient du TiO2 ou n'en contient pas. Ainsi, la courbe inférieure de cette figure représente l'évolution du paramètre ultrasonore p en fonction de la quantité de SiO2 sans ajout de poudre de TiO2, elle est identique à la courbe de la figure 6. La courbe supérieure représente l'évolution du paramètre ultrasonore p en fonction de la quantité de SiO2 en présence d'une quantité fixe de TiO2. Enfin, la figure 8 montre qu'en présence de SiO2, de TiO2 et d'encre, les paramètres ont des influences mutuelles que l'on peut observer sur le réseau de courbes. Ces courbes sont établies en fonction d'un nombre de cycles de congélation-décongélation variant entre 1 et 6. Sur la première courbe située à gauche, les concentrations en SiO2 et en TiO2 sont nulles. Pour les trois autres courbes, la quantité de TiO2 est fixée à 80 mg/200 ml d'eau et la quantité d'encre à 400/200 ml, la quantité de SiO2 variant de 0.4 à 1.6%. Ces courbes permettent de choisir les valeurs des paramètres pour fixer les propriétés souhaitées pour les fantômes. On note que lorsque l'on ajoute du SiO2 et/ou du TiO2, le nombre de cycles de congélation-décongélation a alors très peu d'influence sur les valeurs des paramètres ultrasonores et optiques, alors que sans SiO2 et/ou TiO2, les cycles de congélation ont une influence majeure. Ces mesures montrent qu'il est possible en jouant sur la valeur des différents paramètres de simuler avec une très bonne adéquation la totalité des propriétés optiques et ultrasonores des organes. Elles montrent également qu'il y a une interdépendance entre les quatre paramètres principaux de la matrice. En synthèse, pour réaliser un fantôme représentatif d'un organe, 30 les paramètres doivent être compris dans les plages suivantes : Nombres de cycles : compris entre 1 et 10, préférentiellement compris entre 2 et 6 ; Concentration de PVA compris entre 5 et 20%, préférentiellement 10% ; Taux de TiO2 : entre 5 et 500 mg/200m1, préférentiellement entre 5 et 200 mg/200m1 ; Taux de Silice : entre 0 et 4%, préférentiellement entre 0.2 et 2 % ; Quantité d'encre : entre 1 et 500 pl/200 ml, préférentiellement 5 entre 1 et 100 pl/200 ml. Une alternative à l'utilisation d'encre de chine est l'utilisation d'hémoglobine, par exemple de l'hémoglobine de boeuf. Dans ce cas, la concentration est similaire à la concentration d'encre de Chine 10 précédemment spécifiée. A titre d'exemple non limitatif, un fantôme F bi-modalités optique-ultrasons selon l'invention simulant une prostate et son environnement est représenté en figure 11. II a la forme d'un parallélépipède rectangle dont la longueur vaut 6 centimètres, et la hauteur et la profondeur valent 5 15 centimètres, soit un volume d'environ 150 ml. Il comprend, comme on le voit sur la figure 11, trois parties simulant l'épithélium rectal R, le tissu conjonctif environnant S et le tissu glandulaire prostatique P en forme de cylindre tronqué. La matière utilisée pour la réalisation du fantôme est le cryogel, 20 nom d'usage du gel d'alcool de polyvinyle ou PolyVinyl Alcohol ou PVA. Les concentrations des additifs nécessaires pour simuler les propriétés optiques et ultrasonores de la prostate et de son environnement sont rassemblées dans le tableau II ci-dessous: Paramètre Paroi rectale Prostate Tissus environnants Nombre de cycles 4 2 3 Taux de TiO2 (mg/ 200 ml) 160 80 40 Taux de Silice (%) 1.6 % 0.4 % 1.6 0/0 Encre (pl /200 ml) Avec ces différents paramètres, les propriétés optiques et 5 ultrasonores du fantôme de prostate obtenu sont rassemblées dans le tableau III ci-dessous : Paramètre Paroi rectale Prostate Tissus environnants pa (cm-1) Sans objet 0.45 +1- 0.1 0.5 Al- 0.1 tas' (cm-1) Sans objet 5.4 +1- 1 4.8 +/- 1 p 1.88p(P) p(P)* 1.72p(P) SNR 1.64 1.33 1.63 a 3.51 1.21 3.37 *La prostate est l'organe pris comme référence pour calibrer la paroi rectale et les tissus environnants. Quand on compare les différentes valeurs des tableaux I et III, on constate que le fantôme a des caractéristiques très proches de l'organe véritable. 15 Pour réaliser ce fantôme, on utilise un moule en nylon afin de minimiser l'adhérence du gel aux parois. Le moule est composé de trois parties emboitables nécessaires pour couler et congeler successivement les trois couches. La pièce principale du moule a la forme d'un parallélépipède rectangle dont la longueur vaut 6 centimètres, et la hauteur et la profondeur 20 valent 5 centimètres. La seconde pièce a la forme d'un bloc parallélépipédique BP de faible épaisseur, comprenant cinq faces planes et une face bombée. Cette dernière permet de donner une forme bombée à la partie R. Enfin, la troisième pièce est un cylindre en nylon CT, tronqué au deux tiers de son diamètre sur toute sa hauteur afin de préparer 25 l'emplacement de la partie P. Dans une première étape, on réalise la matrice simulant la paroi rectale. On coule un premier gel avec ses additifs correspondant au tissu R dans la seconde pièce BP du moule. Cette première matrice est placée dans un congélateur pour subir un cycle de congélation-décongélation. 10 Dans une seconde étape, la pièce BP est délicatement retirée, la couche de gel ainsi formée est laissée en place. La pièce cylindrique CT est placée dans le moule contre la première couche de gel. Le second gel correspondant au tissu S est alors coulé dans l'espace ainsi préparé. L'ensemble est alors placé dans un congélateur pour subir un second cycle de congélation-décongélation Dans une troisième étape, la pièce CT est délicatement retirée. L'emplacement formé par la suppression de CT est rempli par le gel correspondant au tissu P. L'ensemble est alors placé dans un congélateur 10 pour subir deux cycles de congélation-décongélation successifs. A ce niveau de réalisation, R a alors subi 4 cycles, S a subi 3 cycles et P a subi 2 cycles. Dans ce qui précède, on s'est intéressé à la simulation d'organes 15 sains. Il est d'un grand intérêt de pouvoir simuler également des organes malades, c'est-à-dire comportant des tumeurs. Celles-ci ont un coefficient d'absorption optique plus élevé que celui de l'organe sain, compte-tenu de leur forte vascularisation. Il existe de nombreuses possibilités pour simuler une tumeur absorbante. On peut utiliser par exemple : 20 une concentration d'encre supérieure à celle du fantôme ; de l'hémoglobine de boeuf. L'avantage de ce produit est de simuler la dépendance en longueur d'onde de l'absorption des tissus, son inconvénient est de diminuer la durée de vie du fantôme. 25 Ces liquides peuvent être encapsulés dans : - des billes de polystyrène de diamètre fixe, typiquement d'un mm; des tubes capillaires en verre ou en téflon, 30 Ces liquides peuvent également être injectés dans le fantôme, par exemple à l'aide d'une seringue. Une tumeur peut-également être simulée par un solide, par exemple un verre ou un polymère fluorescent. Il est également possible d'injecter une concentration d'encre 35 directement à l'intérieur du fantôme, à l'aide d'une seringue. On crée ainsi localement une poche de liquide plus absorbante que les tissus environnants. A titre d'exemple, on peut ajouter au fantôme F précédemment décrit une inclusion fluorescente T représentée par un cylindre sur la figure 11 afin de simuler la présence d'une tumeur marquée. Cette inclusion fluorescente peut-être également absorbante pour les applications dans lesquelles la détection est réalisée en « NIR » (Near Infrared Reflexion), c'est-à-dire en se basant uniquement sur le contraste provoqué par le coefficient d'absorption différent entre les tissus sains et cancéreux. 10 Généralement, la mise en évidence de tumeurs se fait à la fois par imagerie par fluorescence et par imagerie ultrasonore. L'objectif est de localiser les zones potentiellement cancéreuses et ainsi de diminuer significativement le nombre de biopsies nécessaires pour un diagnostic sûr. 15 Les ultrasons permettent d'apporter l'information morphologique comme les contours de la prostate et la fluorescence l'information fonctionnelle comme la présence ou non de tumeurs. Dans ce cas, la technique utilisée consiste à effectuer avant la biopsie une injection d'un vecteur fluorescent qui va se concentrer spécifiquement dans les zones cancéreuses de la prostate. La 20 recherche en profondeur de la zone fluorescente se fait à l'aide d'un système de tomographie de fluorescence résolue en temps, fibré dans la sonde endorectale destinée à la mesure en ultrasons. Les fantômes selon l'invention permettent de simuler parfaitement 25 ces techniques utilisant à la fois l'imagerie par fluorescence et l'imagerie ultrasonore. On utilise le dispositif de la figure 10. Un laser impulsionnel 20 balaye, au moyen d'un système de déflection 21, un fantôme 10 comportant une ou plusieurs inclusions simulant des tumeurs marquées par fluorescence. Le balayage est effectué selon un motif prédéfini. A chaque 30 position du laser, une séquence d'image résolue en temps est acquise par une caméra intensifiée. Celle-ci comprend un premier objectif 22, un intensificateur de lumière à micro-canaux 23 encore appelé MCP pour « Micro-Channel Plate », un second objectif 24 et un photo-détecteur matriciel 25 relié à un micro-ordinateur 26. Cette caméra n'intègre le signal 35 lumineux que pendant un intervalle de temps très bref, de l'ordre de 300 picosecondes et dont on peut faire varier le retard sur une plage importante, de l'ordre de plusieurs nanosecondes. La pile d'images obtenue permet d'obtenir une localisation tridimensionnelle de l'inclusion fluorescente, après reconstruction à l'aide d'un algorithme basé sur les moments d'ordre 0 qui donnent l'intensité moyenne du signal et les moments d'ordre 1 qui sont représentatifs du temps de vol des photons. Il est à noter que pour certaines applications, par exemple l'examen de la prostate, le trajet de la lumière de la source Laser jusqu'au fantôme, puis du fantôme vers le détecteur est généralement réaliser par l'intermédiaire de fibres optiques. Ces fantômes peuvent ainsi être utilisés à des fins de calibration d'un instrument bi-modalité couplant ultrasons et optique. Par exemple, en implantant dans celui-ci trois inclusions à la fois fluorescentes et échogènes, il est possible de calibrer les deux modalités d'imagerie l'une par rapport à l'autre. On peut ainsi déterminer les transformations mathématiques (translation, rotation et homothéties) nécessaires pour combiner au mieux les cartographies 3D obtenues par l'optique (mesures d'absorption ou de fluorescence) et les ultrasons. Ces fantômes pourront être réalisés pour simuler différents organes et leur environnement. La prostate, mais aussi, non limitativement 20 les testicules, les seins, le cerveau En résumé, les avantages de l'invention sont les suivants : Une meilleure qualité de calibration. En utilisant un fantôme unique fonctionnant pour deux modalités d'imagerie, on peut ainsi calibrer 25 l'une par rapport à l'autre les deux images. Ainsi, il est aisé de faire coïncider l'origine et la direction des axes des repères ou de prendre en compte la distorsion entre les images acquises avec chacune des modalités. Ceci permet de superposer a posteriori ou bien en temps réel les images fonctionnelles apportées par la 30 fluorescence aux images morphologiques apportées par les ultrasons ; Un coût faible. II est alors possible de réaliser plusieurs ensembles de fantômes avec des caractéristiques et des géométries diverses en fonction des applications visées ; Un gain sur la précision des mesures. Une mesure simultanée par ultrasons et par fluorescence sur un fantôme bi-modalité donne des résultats plus précis que deux mesures sur deux fantômes séparés. En effet, le temps de passer de l'un à l'autre des fantômes, plusieurs biais de mesures peuvent apparaître, comme, par exemple le changement des conditions ambiantes (température, hygrométrie) ; Une plus grande simplicité d'utilisation, notamment pour les utilisateurs finaux ; Une diminution de l'encombrement apporté dans la mesure où l'on utilise un seul fantôme au lieu de deux. Une durée de conservation relativement longue, dépassant plusieurs mois. REVENDICATIONS1. Calibre pour instrumentation d'imagerie médicale aussi appelé « fantôme » (F) comprenant au moins une première matrice en hydrogel (P, R, S), ladite matrice comportant des additifs permettant de simuler les propriétés optiques et acoustiques d'un organe ou d'un tissu vivant, caractérisé en ce que les additifs sont au moins un liquide absorbant, de la poudre de silice et de la poudre de dioxyde de titane. 2. Calibre selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'hydrogel est constitué d'un mélange d'eau et de poudre de PolyVinyl 10 Alcohol (PVA), la concentration en volume du PVA étant comprise entre 5% et 20% du volume d'eau. 3. Calibre selon la revendication 1, caractérisé en ce que le liquide absorbant est de l'encre de Chine. 4. Calibre selon la revendication 3, caractérisé en ce que la concentration en volume de l'encre de Chine est comprise entre 0% et 0.25% du volume d'eau. 20 5. Calibre selon la revendication 1, caractérisé en ce que le liquide absorbant est de l'hémoglobine. 6. Calibre selon la revendication 1, caractérisé en ce que la concentration en masse de la poudre de silice est comprise entre 0% et 4% 25 de la masse d'eau. 7. Calibre selon la revendication 1, caractérisé en ce que la concentration en masse de la poudre de dioxyde de titane est comprise entre 0,0025% et 0.25% de la masse d'eau. 8. Calibre selon l'une des revendications 1 à 7, caractérisé en ce que le calibre renferme un simulateur de tumeur (T) sous forme solide. 15 30 9. Calibre selon l'une des revendications 1 à 7, caractérisé en ce que le calibre renferme un simulateur de tumeur (T) sous forme liquide. 10. Calibre selon la revendication 9, caractérisé en ce que le simulateur de tumeur comporte au moins une enveloppe contenant le liquide. 11. Calibre selon l'une des revendications 9 ou 10, caractérisé en ce que le liquide est de l'hémoglobine de boeuf ou de l'encre de Chine dont la concentration est supérieure à celle de l'hémoglobine de boeuf ou de l'encre de Chine du calibre. 12. Calibre selon la revendication 10, caractérisé en ce que l'enveloppe est une bille de polystyrène ou un tube capillaire en verre ou en 15 téflon. 13. Calibre selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que le calibre comporte plusieurs matrices en hydrogel (P, R, S), chaque matrice comportant des additifs permettant de simuler les 20 propriétés optiques et acoustiques d'un organe ou d'un tissu vivant différent de façon à simuler un organe et son environnement, les additifs étant au moins un liquide absorbant, de la poudre de silice et de la poudre de dioxyde de titane en des concentrations différentes selon l'organe ou le tissu simulé. 25 14. Calibre selon la revendication 13, caractérisé en ce que l'organe simulé est une prostate. 15. Procédé de réalisation d'un calibre selon l'une des revendications 2 à 14, le calibre ou fantôme comprenant au moins une 30 première matrice en hydrogel réalisée selon au moins les étapes suivantes : - ajout d'eau distillée dans un récipient ; ajout d'encre de chine à cette eau distillée ; ajout de poudre de PolyVinyl Alcohol (PVA)- mixage et mélange des composants précédents dans un récipient de type bécher avec un agitateur magnétique, le mélange étant thermostaté ; ajout de poudre de silice en cours de mélange ; ajout d'oxyde de Titane en cours de mélange ; chauffage et agitation du mélange ; mise en dépression du mélange réalisation de cycles de congélation-décongélation 10 16. Procédé de réalisation d'un calibre selon la revendication 15, caractérisé en ce que le nombre de cycles de congélation-décongélation compris entre 1 et 10, préférentiellement entre 2 et 6. 17. Procédé de réalisation d'un calibre selon la revendication 16, 15 caractérisé en ce que les matrices sont moulées dans des moules en nylon ayant la forme de l'organe simulé.