WO2022117957A1 - Caractérisation des distorsions en imagerie par résonance magnétique - Google Patents

Caractérisation des distorsions en imagerie par résonance magnétique Download PDF

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WO2022117957A1
WO2022117957A1 PCT/FR2021/052173 FR2021052173W WO2022117957A1 WO 2022117957 A1 WO2022117957 A1 WO 2022117957A1 FR 2021052173 W FR2021052173 W FR 2021052173W WO 2022117957 A1 WO2022117957 A1 WO 2022117957A1
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image
flow
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Thomas PUISEUX
Anou SEWONU
Ramiro MORENO
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Spin Up
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    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
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    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
    • G01R33/56308—Characterization of motion or flow; Dynamic imaging

Definitions

  • the present invention relates to the field of metrology and calibration of Magnetic Resonance Imaging (MRI) equipment.
  • MRI Magnetic Resonance Imaging
  • MRI is a non-invasive, non-ionizing imaging technique that produces two- or three-dimensional tomographic images of the interior of the human body. Thanks to a wide variety of existing acquisition sequences, MRI offers the possibility of evaluating both the anatomical and functional characteristics of organs, with high contrast levels between tissues. It is very useful when a very fine analysis is necessary and certain lesions are not visible on standard x-rays, ultrasound or CT.
  • the principle of 1 MRI is based on the magnetic properties of hydrogen atoms, contained, to varying degrees, in all tissues of the human body.
  • the protons of the hydrogen atoms in the body are stimulated simultaneously, which has the effect of aligning their magnetic spin moments in the direction of the produced magnetic field.
  • the sum of the magnetic moments contained in sample of spins called isochromates corresponds to the magnetization vector.
  • the MRI machine contains gradient coils, placed on three axes of a 3D plane.
  • the electric current which passes through these gradient coils produces a local distortion of the main magnetic field.
  • This distortion is used for spatial encoding of images. It allows, on each axis of a 3D plane (x, y and z), to locate a particular point. For this, three gradient coils are used; one to reconstitute each of the three planes of the 3D MRI images.
  • the patient is placed in a magnet which emits a permanent magnetic field Bo typically of 1.5T or 3T.
  • a permanent magnetic field Bo typically of 1.5T or 3T.
  • Bi another specific magnetic field
  • the contribution of energy is carried out via the emission of another specific magnetic field called Bi which is a rotating field at the Larmor frequency of the hydrogen nuclei, i.e. a radiofrequency wave. 128 MHz for 3 Tesla magnets, and 64 MHz for 1.5 T magnets. All of the patient's hydrogen nuclei absorb this energy and therefore find themselves in an excited state.
  • Bi is a rotating field at the Larmor frequency of the hydrogen nuclei, i.e. a radiofrequency wave. 128 MHz for 3 Tesla magnets, and 64 MHz for 1.5 T magnets.
  • All of the patient's hydrogen nuclei absorb this energy and therefore find themselves in an excited state.
  • Bi is stopped, all the hydrogen nuclei dissi
  • the return to equilibrium of the hydrogen nuclei (also called relaxation) is not instantaneous: it therefore requires time.
  • This relaxation phenomenon is characterized by two time constants - Ti and T2 - reflecting this latency of the return to equilibrium. Then the hydrogen nuclei return more or less quickly in their state of equilibrium depending on the environment (or tissue) in which they find themselves. This therefore results in a relative decrease or increase in the relaxation times Ti and T2.
  • Excitation is done by applying a sequence of repeated pulsed RF signals, with echo times TE and repetition times TR forming a reference pattern.
  • the relaxation signal is picked up by the antennas of the MRI imager which deliver a digital signal which is processed to transform it into an image.
  • the reconstruction of MRI images is based on a multidimensional Fourier transform.
  • the many instruments and the different processing steps required to form an image give rise to multiple sources of errors that are generally difficult to characterize.
  • the magnetic characteristics of the object (relaxation time, proton density), the instrumentation (permanent magnet, gradient coils, radio-frequency antennas), and the acquisition and reconstruction parameters (time of echo, spatio-temporal resolution, sampling frequency) are all elements that affect the quality of the MRI signal and can alter the image.
  • the distortions result in variations of position and intensity of the voxels on the images compared to their real position.
  • the quality of the MRI image is essential for the relevance of the diagnosis and the use of this information for a therapy, in particular for the diagnosis and the precise localization of a tumor with a view to a therapeutic treatment and for the adaptation of the margins in the context of ablation or radiotherapy. Identify the elements responsible for Image distortions then represent a means of optimizing the MRI measurement.
  • the present invention relates to the calibration of MRI tomography equipment, in order to ensure the quality of the MRI images and to overcome the degradations observed either due to malfunction of the equipment itself (machine), or limitations of the sequence or the process of reconstructing the image.
  • the aim of this work presented in the article is to provide a versatile tool for the simulation of MRI measurements on complex and arbitrary fluids and flow movements.
  • the method described requires the recording of a limiting quantity of data (the trajectories of all the spins circulating over time), which makes the simulations very excessively greedy in computing resources.
  • MARSHALL IAN "Computational simulations and experimental studies of 3D phase-contrast imaging of fluid flow in carotid bifurcation geometries", JOURNAL OF MAGNETIC RESONANCE IMAGING, vol. 31, no. 4, March 29, 2010 (2010-03-29), pages 928-934, XP055839940, also relates to the general field of MRI digital simulation for predicting the appearance of physiological flows.
  • the present invention aims to overcome the drawbacks of the state of the art by a solution for calibrating an MRI tomography equipment consisting, according to the most general meaning of the invention, in constructing a pair of phantoms comprising a physical phantom and a digital counterpart phantom, determining the virtual image of the digital phantom from the characteristics of the MRI equipment to be tested, performing an MRI sequence with the physical phantom and verifying the virtual and real image, said digital phantom is performed by solving the Bloch equations applied to the characteristics of said physical phantom as a function of the characteristics of said reference sequence.
  • a calculation of the mapping of the virtual isochromats of said digital phantom is carried out and a comparison of this mapping of the virtual isochromats with the mapping of the isochromats obtained by an MRI tomography of said physical phantom to determine the differences.
  • the processing of resolution of the Bloch equations is carried out “on the fly” without storing the data relating to the trajectories of the particles, in the case of a ghost of flux or animated by a movement. This originality avoids the massive storage of the spatiotemporal trajectories of the spins, unlocking the limits in terms of computing resources.
  • said step of calculating a map of the isochromats by the digital model consists of:
  • the invention relates to a method and a system making it possible to verify the proper functioning of MRI equipment and to identify the sources of errors.
  • image artefacts induced by the characteristics of the object to be imaged such as physiological movements (movement of the patient, breathing, heartbeat) or its material composition (presence of a metallic device).
  • a physical phantom (morphological or functional) whose image obtained by the MRI equipment to be characterized is intended for comparison with an image calculated digitally from:
  • a computer program for calculating a digital twin of the aforementioned physical phantom based on the principle of numerical resolution of Bloch's equations. These equations govern the movement of nuclear magnetization subjected to a magnetic field and are at the center of the image formation process.
  • This computer application is referred to as “synthetic MRI”.
  • the method proposed by the invention certainly uses the modeling of Bloch's equations, but does not record the trajectories of the spins.
  • the method that is the subject of the invention progressively resolves (“on the fly”) the effect of these displacements in terms of magnetization, which eliminates the need to record colossal volumes of data.
  • This method unique in its kind, also makes it possible to solve any complex flow in the field of MRI, without being limited by computer resources.
  • MRI images of a physical phantom whose characteristics are perfectly controlled and known are acquired with an MRI sequence to be characterized.
  • a third image called “reference image” is designed from the geometry known a priori of the MRI phantom (virtual phantom) and of the sequence.
  • the geometry of the virtual phantom is resampled on a voxelized image, of the same size and spatial resolution as the acquisition matrix.
  • the effects of truncation and sampling of Fourier space are also taken into account by applying a spatial filtering as defined in (Haacke, ME, RW Brown, MR Thompson and R. Venkatesan Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Sequence Design.
  • Figure 1 shows a perspective view of an example of a 4D flow MRI phantom for the implementation of the invention designed by 3D printing, and used to evaluate the 4D flow MRI sequences. b) .
  • Figure 2 shows a sectional view of the MRI phantom along the median plane of the XZ axis
  • FIG. 3 shows a schematic view of the test bench
  • Figure 4 shows a sectional view (see Fig. 1) of the velocity field norm obtained by MRI simulation (uSIRM), at peak systolic
  • Figure 5 shows a sectional view of the velocity field norm obtained by MFN simulation (uMFN), at the systolic peak.
  • Figure 6 shows a view of the error defined as
  • Figure 7 shows a volume view of the regions of greatest MFN acceleration at the systolic peak.
  • Figure 8 shows a view of the corresponding MFN-SIRM error.
  • Figure 9 shows a view of the calculated error between MRI-MFN at peak systolic.
  • Figure 10 shows a view of the calculated error between SIRM-MFN at peak systolic.
  • Figure 11 shows a schematic view of the sequence error characterization process.
  • Figure 12 shows a schematic view of the machine malfunction characterization process.
  • the invention relates to the field of metrology in general, by which a reference phantom, imaged by magnetic resonance (MRI), is compared with a simulation of a virtual MRI device characterized by the real MRI sequence played by the system of imaging during acquisition.
  • the method then makes it possible to determine the origin of the deviations observed between reference and simulation. It may be a question of a bad design of the MRI sequence, or in the opposite case, of a so-called “machine” problem, relating rather to an electronic, mechanical or electromagnetic response failure.
  • the aim of calibrating equipment is to compensate for the gain disparities of detectors based on avalanche photodiodes (PDA) which generate inter-channel differences in particular, to compensate for heterogeneities in the magnetic field, to compensate for rise time defects switched gradients and more generally to verify the origin of the degradations observed either due to malfunction of the equipment itself (machine), or limitations of the sequence or of the image reconstruction process.
  • PDA avalanche photodiodes
  • FIG. 1 represents an example of a geometric configuration of a flow phantom (1), having the general shape of a U with a curved zone (11) of constant circular section extended on either side by two branches (12 , 13) . These two branches (12, 13) are connected by a transverse duct (14) with a hemispherical inlet volume (15) simulating an aneurysm.
  • the branches of the U (12, 13) have an input connector (5) and an output connector (4).
  • the phantom (1) is connected to a rigid inlet tube (2) for the supply of a pulsed fluid coming from a pump (6) and by a rigid outlet tube (16).
  • the length of these tubes (2, 16) is typically 80 centimeters, with a section of 26 millimeters. They are connected to the pump (6) by flexible conduits (17, 20) via connectors.
  • the supply tube (2) comprises a "honeycomb" type flow stabilizer (10) which has the effect of laminating the flow penetrating into the phantom (1) by reducing its whirling motion. It also includes a drain valve and a valve.
  • a flow meter (7) is placed in series to control the actual instantaneous flow supplying the phantom (1).
  • the phantom has openings where pressure sensors are connected. The shape is chosen to generate a complex and realistic flow, such as that seen in the large circulation (aorta-heart) of the cardiovascular system.
  • the inside diameter of the phantom (1) is 26 mm and was designed with a radius of curvature of 50 mm to mimic the blood flows of the aortic arch.
  • a collateral branch (14) has been established by analogy with the collateral arteries.
  • the size of this collateral branch was designed to reproduce the duplication observed in vivo between the aorta and the arteries of the supra-aortic trunk, celiac, renal and iliac arteries.
  • the protrusion (15) attached to the intersection between the collateral branch (14) and the main branch (13) simulates the blood flows in the aortic aneurysms, but also makes it possible to appreciate the vortices present in the cardiac cavities.
  • the shape of the phantom is first made digitally with computer-aided design software.
  • the CAD file then constitutes the digital basis to prepare on the one hand a digital hemodynamic phantom and on the other hand the physical phantom, by a 3D printing technique based on stereolithography.
  • the physical phantom is placed in the MRI equipment, in place of the patient, after having been placed in a pocket filled with a gel. It is powered by a circuit comprising a pump (6) and a flow meter (7) as well as a buffer tank (8).
  • the pump (6) is computer controlled to provide reproducible waveforms.
  • the pump delivers a pulsed flow which is controlled at all times by the flow meter (7).
  • the pressure sensors make it possible to validate the hydrostatic pressure maps reconstructed from the speed maps.
  • This first step consists in simulating said 4D flow MRI sequence from the reference flow in order to reconstruct the image and thus the velocity field which should be obtained by an ideal acquisition (without experimental errors).
  • the volume of the MRI phantom (1) is discretized into a digital mesh consisting of tetrahedral elements.
  • the Bloch equations are solved numerically on Lagrangian particles deposited periodically at each repetition time within the fluid domain, and simultaneously moved following the resolution of the Navier-Stokes equations.
  • the magnetic field which appears in the Bloch equations is represented by the MRI sequence in question and updated at each iteration.
  • the MRI signals resulting from the relaxation properties of the particles encoded in space and in velocity are collected sequentially during the application of the reading gradients, and stored in a Fourier space.
  • the periodic pulsed flow imposed by the pump is split into several temporal phases, and a virtual image is reconstructed by 3D inverse Fourier transform to each of these phases.
  • Each image reconstructed by the MRI simulation is finally compared with the reference image corresponding to the same phase.
  • the reference flow is degraded in space and time.
  • the solutions obtained by MFN over time are first phase-averaged over a period of 40 time periods.
  • phase-averaged digital solution is then resampled on a Cartesian grid of the same size and resolution as the simulated image.
  • a spatial filtering which takes into account the effects of truncation and discrete sampling of the Fourier space, thus making it possible to reproduce the errors related to the process of image reconstruction.
  • Figures 4 to 6 represent the norm of the velocity field obtained at peak systolic by MRI simulation (uSIRM) ( Figure 4) and by MFN (uMFN) ( Figure 5) as well as the error defined as
  • Figure 7 represents the spatial structures of greatest acceleration in the reference flow.
  • Figure 8 shows the largest speed errors in the synthetic MRI at the corresponding time.
  • the similarities observed between these two quantities suggest the presence of an acceleration artifact. Indeed, an assumption inherent in 4D flow MRI sequences is that there is a linear relationship between the phase and position of a nuclear spin. In other words, effects induced by spin acceleration are neglected in 4D flow sequences.
  • This first step makes it possible to quantify the level of error introduced by certain approximations of the sequence. By characterizing the image artifacts observed, this methodology can also be extended to the optimization of MRI sequences.
  • the experimentally reconstructed images are compared with the images obtained by MRI simulation.
  • the differences observed between the two speed fields testify to machine errors.
  • the velocities reconstructed by experimental and synthetic MRI are compared with the reference image in Figures 9 and 10. Similar error structures can be distinguished, showing that the experimental MRI reproduces well the acceleration artefact discussed in Figure 9 and 10. previous part.
  • the evaluation of the operation of the instrumentation system does not require acquiring a complex sequence. Indeed, simple MRI sequences composed of magnetic pulses basic information is theoretically sufficient to warn of possible malfunctions. For example, this may allow different magnetic field gradient coils to be tested separately.

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Abstract

La présente invention concerne un procédé de calibration d'un équipement de tomographie IRM consistant à construire un couple de fantômes comprenant un fantôme physique et un fantôme jumeau numérique, à déterminer l'image virtuelle du fantôme numérique à partir des caractéristiques de l'équipement IRM à tester, à réaliser une séquence IRM avec le fantôme physique et à vérifier l'image virtuelle et réelle, caractérisé en ce que ledit fantôme numérique est réalisé par la résolution des équations de Bloch appliqué aux caractéristiques dudit fantôme physique en fonction des caractéristiques de ladite séquence de référence.

Description

DESCRIPTION
TITRE : CARACTÉRISATION DES DISTORSIONS EN IMAGERIE PAR
RÉSONANCE MAGNÉTIQUE
DOMAINE DE L'INVENTION
La présente invention concerne le domaine de la métrologie et de la calibration d'un équipement d'imagerie par Résonance Magnétique (IRM) .
L' IRM est une technique d' imagerie non invasive et non ionisante qui permet de produire des images tomographiques en deux ou trois dimensions de l'intérieur du corps humain. Grâce à une grande variété de séquences d'acquisitions existantes, l'IRM offre la possibilité d'évaluer aussi bien les caractéristiques anatomiques que fonctionnelles des organes, avec des niveaux de contrastes élevés entre les tissus. Elle est d'une grande utilité lorsqu'une analyse très fine est nécessaire et que certaines lésions ne sont pas visibles sur les radiographies standards, l'échographie ou le scanner.
Le principe de 1 ' IRM est fondé sur les propriétés magnétiques des atomes d'hydrogène, contenus, à des degrés variables, dans tous les tissus du corps humain.
En utilisant des aimants puissants, les protons des atomes d'hydrogène du corps sont stimulés simultanément, ce qui a pour effet d'aligner leurs moments magnétiques de spin dans la direction du champ magnétique produit. La somme des moments magnétique contenus dans échantillon de spins appelé isochromates correspond au vecteur aimantation. Une fois cette première étape accomplie, les atomes sont mis en résonance en leur faisant subir une excitation par un champ magnétique (radiofréquence) . À l'arrêt de la stimulation, les atomes restituent de l'énergie dont l'intensité est mesurée et analysée. Tous les tissus ne contiennent pas la même quantité d'atomes d'hydrogène et le niveau d'énergie restitué différera selon la composition tissulaire. L'analyse de ces données par des ordinateurs permet de reconstituer des images en 2 et 3 dimensions et dans les trois plans de l'espace.
L'appareil IRM contient des bobines de gradients, placées sur trois axes d'un plan en 3D. Le courant électrique qui passe dans ces bobines de gradients produit une distorsion locale du champ magnétique principal. Cette distorsion est utilisée pour l'encodage spatial des images. Elle permet, sur chaque axe d'un plan en 3D (x, y et z) , de localiser un point en particulier. On utilise pour cela trois bobines de gradients ; une pour reconstituer chacun des trois plans des images IRM en 3D.
Pour réaliser une IRM, le patient est placé dans un aimant qui émet un champ magnétique permanent Bo typiquement de 1.5T ou 3T. Cet environnement stable aux noyaux d'hydrogène disséminés dans le corps humain, de se trouver dans un état d'équilibre. Afin d'initier le phénomène de résonance, l'apport d'énergie est effectué via l'émission d'un autre champ magnétique spécifique appelé Bi qui est un champ tournant à la fréquence de Larmor des noyaux d'hydrogène, soit une onde radiofréquence de 128 MHz pour des aimants de 3 Tesla, et de 64 MHz pour des aimants de 1,5 T. L'ensemble des noyaux d'hydrogène du patient absorbent cette énergie et se retrouvent donc dans un état excité. A l'arrêt de l'application de ce champ magnétique Bi, tous les noyaux d'hydrogène dissipent l'énergie accumulée et retournent progressivement dans leur état d'équilibre. C'est à ce moment que l'acquisition de l'image est réalisée.
Le retour à l'équilibre des noyaux d'hydrogènes (appelé aussi relaxation) n'est pas instantané : il nécessite donc du temps. Ce phénomène de relaxation est caractérisé par deux constantes de temps - Ti et T2 - traduisant cette latence du retour à l'équilibre. Ensuite, les noyaux d'hydrogène retournent plus ou moins rapidement dans leur état d'équilibre en fonction de l'environnement (ou tissu) dans lequel ils se trouvent. Cela se traduit donc par une diminution ou une augmentation relative des temps de relaxation Ti et T2.
L'excitation se fait en appliquant une séquence de signaux RF impulsionnels répétés, avec des temps d'écho TE et des temps de répétition TR formant un motif de référence.
Le signal de relaxation est capté par les antennes de l'imageur IRM qui délivrent un signal numérique faisant l'objet d'un traitement pour le transformer en image. La reconstruction d' images IRM est basée sur une transformée de Fourier multidimensionnelle .
Les nombreux instruments et les différentes étapes de traitement nécessaires à la formation d'une image donnent lieu à de multiples sources d'erreurs généralement difficiles à caractériser. En effet, les caractéristiques magnétiques de l'objet (temps de relaxation, densité de protons) , l'instrumentation (aimant permanent, bobines de gradient, antennes radio-fréquence) , et les paramètres d'acquisition et de reconstruction (temps d'écho, résolution spatio-temporelle, fréquence d'échantillonnage) sont autant d'éléments affectant la qualité du signal IRM et pouvant altérer l'image. En pratique, les distorsions se traduisent par des variations de position et d' intensité des voxels sur les images par rapport à leur position réelle .
Or, la qualité de l'image IRM est primordiale pour la pertinence du diagnostic et l'utilisation de cette information pour une thérapie, en particulier pour le diagnostic et la localisation précise d'une tumeur en vue d'un traitement thérapeutique et pour l'adaptation des marges dans le cadre d'une ablation ou d'une radiothérapie. Identifier les éléments responsables des distorsions d'images représente alors un moyen d'optimiser la mesure IRM.
La présente invention concerne la calibration d'un équipement de tomographie IRM, afin d'assurer la qualité des images IRM et de pallier les dégradations observées soit du fait de dysfonctionnement de l'équipement lui-même (machine) , soit des limitations de la séquence ou du processus de reconstruction de 1 ' image .
ÉTAT DE LA TECHNIQUE ANTÉRIEURE
Il est connu de l'art antérieur d'utiliser un fantôme permettant de vérifier l'image obtenue et de la comparer à une image de référence obtenue avec un équipement IRM parfaitement calibré. Cette solution est par exemple décrite dans le mémoire https : // www .utc.fr/ tsibh/public/3abih/12 / stage/litov/ index . htm 1.
On connaît aussi la Norme européenne NF EN 62464-1 « Appareils à résonance magnétique pour imagerie médicale Partie 1 « détermination des principaux paramètres de qualité d' image » définissant des protocoles de vérification des paramètres susceptibles d'influencer la qualité d'images IRM.
On connaît aussi des publications scientifiques portant sur des algorithmes de simulation de flux.
La publication « FORTIN ALEXANDRE ET AL: "Flow MRI simulation in complex 3D geometries: Application to the cerebral venous network", MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE, vol. 80, no. 4, 5 février 2018 (2018-02-05) , pages 1655-1665, XP055839967" décrit un exemple de développement d'un outil informatique de simulation du mouvement des flux de spin en IRM pour l'étude d'artefacts de flux en angiographie. Il mentionne la comparaison des simulations de modèles découlements simples avec des expériences réelles sur un fantôme d'écoulement physique pour la vérification de la pertinence de l'outil numérique de simulation .
Le but de ces travaux exposés dans l'article est la fourniture d'un outil polyvalent pour la simulation de mesures IRM sur des fluides et des mouvements de flux complexes et arbitraires. La méthode décrite nécessite l'enregistrement d'une quantité limitante de données (les trajectoires de tous les spins circulants au cours du temps) , ce qui rend les simulations très excessivement gourmandes en ressources informatiques.
Un autre article, MARSHALL IAN : "Computational simulations and experimental studies of 3D phase- contrast imaging of fluid flow in carotid bifurcation geometries", JOURNAL OF MAGNETIC RESONANCE IMAGING, vol. 31, no. 4, 29 mars 2010 (2010-03-29) , pages 928-934, XP055839940, concerne également le domaine général de la simulation numérique IRM pour prédire l'apparence de flux physiologiques.
On connaît encore la demande de brevet WO2019211556A1 de la demanderesse qui concerne la caractérisation du degré de confiance sur les mesures de flux IRM par l'imagerie de flux par Imagerie par Résonance Magnétique (IRM) dite « 4D flow », par l'imagerie d'un fantôme. Il consiste à procéder à une acquisition des données de flux IRM par imagerie par contraste de phase à partir d'un fantôme physique alimenté avec une séquence d'alimentation fluidique de référence, pour enregistrer un second fichier de données numériques mesurées expérimentalement, puis à effectuer des étapes de recalage, correction et mise en forme des données, étapes nécessaires à la compatibilité spatio- temporelle, avant de procéder à une comparaison desdits fichiers de données numériques pour calculer au moins un indicateur d'erreur représentatif des différences entre lesdits fichiers numériques .
INCONVÉNIENTS DE L'ART ANTÉRIEUR Les solutions de l'art antérieur ne concernent pas la calibration d'un équipement physique destinée à acquérir des images IRM 4D, mais des outils de simulation. Aucune solution métrologique de calibration d'équipement IRM ne donne totalement satisfaction car elles dépendent pour la plupart de la qualité de l'image de contrôle d'un fantôme réalisé sur un équipement de référence, qui peut lui-même présenter des imperfections multiples. Par ailleurs, en procédant à l'acquisition d'une image IRM d'un tel fantôme, il est impossible de déterminer l'origine des éventuelles dégradations de la qualité.
EXPOSÉ DE L'INVENTION
La présente invention vise à pallier les inconvénients de l'état de la technique par une solution de calibration d'un équipement de tomographie IRM consistant selon l'acception la plus générale de l'invention à construire un couple de fantôme comprenant un fantôme physique et un fantôme homologue numérique, à déterminer l'image virtuelle du fantôme numérique à partir des caractéristiques de l'équipement IRM à tester, à réaliser une séquence IRM avec le fantôme physique et à vérifier l'image virtuelle et réelle, ledit fantôme numérique est réalisé par la résolution des équations de Bloch appliqué aux caractéristiques dudit fantôme physique en fonction des caractéristiques de ladite séquence de référence .
Avantageusement, on procède à un calcul de la cartographie des isochromates virtuels dudit fantôme numérique et à une comparaison de cette cartographie des isochromates virtuels avec la cartographie des isochromates obtenues par une tomographie IRM dudit fantôme physique pour déterminer les différences. De façon optimale, le traitement de résolution des équations de Bloch est réalisé « à la volée » sans stockage des données relatives aux trajectoires des particules, dans le cas d'un fantôme de flux ou animé d'un mouvement. Cette originalité évite le stockage massif des trajectoires spatiotemporelles des spins, débloquant les limites en termes de ressources informatiques .
Selon une variante, ladite étape de calcul d'une cartographie des isochromates par le modèle numérique consiste à :
- modéliser les isochromates avec des particules lagrangiennes déposées au sein d'un maillage quelconque, en utilisant la vitesse issue d'une MFN pour mettre à jour chaque position de particules "à la volée"
- résoudre les équations de Bloch indépendamment pour chaque particule .
PRÉSENTATION GÉNÉRALE DE L'INVENTION
L' invention concerne un procédé et un système permettant de vérifier le bon fonctionnement d'un équipement d' IRM et d'identifier les sources d'erreurs.
Par identification des sources d'erreurs, on entend différencier les types de distorsions suivants :
- objet : artefacts d'image induits par les caractéristiques de l'objet à imager tel que les mouvements physiologiques (mouvement du patient, respiration, battement cardiaque) ou sa composition matérielle (présence de dispositif métallique) .
- machine : imperfections et limitations de l'instrumentation altérant les caractéristiques attendues du système d'acquisition. Parmi ces imperfections, on peut citer l'homogénéité du champ magnétique permanent, la linéarité des champs magnétiques produits par les bobines de gradients, les effets de courants de Foucault, ou encore la sensibilité spatiale en réception et émission du signal par les antennes radiofréquence .
- séquence : distorsions dues à des paramètres d'acquisitions opérateur-dépendants non optimaux et affectant la qualité de l'image (temps d'écho, vitesse d'encodage, fréquence d'échantillonnage) . En effet, les constructeurs d'appareils proposent en règle générale des protocoles cliniques munis de paramètres de séquences préétablis en fonction du type d'imagerie à effectuer. Ces séquences peuvent être adaptées directement sur site, ou par l'ingénieur d'application lors des mises à jour logicielles. Il est donc possible de voir des protocoles mal calibrés ou devenus obsolètes toujours utilisés en pratique.
Les limitations intrinsèques à la séquence (caractère imparfait des « spoilers », encodage de vitesse) témoignant de l'aptitude d'une acquisition à mesurer la réalité physique sont aussi des limitations de séquence. reconstruction d' image : artefacts liés aux effets de troncature et d'échantillonnage discret de l'espace de Fourier.
L'IDENTIFICATION DES SOURCES D'ERREURS FAIT APPEL A UN SYSTEME CONSTITUE PAR :
Un fantôme physique (morphologique ou fonctionnel) dont l'image obtenue par l'équipement IRM à caractériser est destinée à la comparaison avec une image calculée numériquement à partir :
- des paramètres de fonctionnement de l'équipement IRM à caractériser
- la configuration virtuelle du fantôme physique,
- et éventuellement des paramètres perturbateurs
Un programme informatique pour le calcul d'un jumeau numérique du fantôme physique susvisé, basée sur le principe de la résolution numérique des équations de Bloch. Ces équations régissent le mouvement de l'aimantation nucléaire soumis à un champ magnétique et sont au centre du processus de formation de l'image. Cette application informatique est désignée par « IRM synthétique ».
La méthode proposée par l'invention utilise certes la modélisation des équations de Bloch, mais n'enregistre pas les trajectoires des spins. La méthode objet de l'invention résout à fur et à mesure (« à la volée » ) l'effet de ces déplacements en termes de magnétisation, ce qui élimine le besoin d'enregistrer des volumes collossaux de données. Cette méthode, unique en son genre, permet en outre de résoudre n'importe quel écoulement complexe dans le domaine de l'IRM, sans être limité par les ressources informatiques
Des images IRM d'un fantôme physique dont les caractéristiques sont parfaitement contrôlées et connues sont acquises avec une séquence IRM à caractériser.
L'évolution de l'aimantation au sein du même fantôme virtualisé soumis à cette même séquence est résolue numériquement avec le programme informatique, grâce au programme d' IRM synthétique. L' intérêt de la simulation est ici de pouvoir reconstruire une image virtuelle correspondant à une séquence IRM donnée, mais exempte de toute erreur propre à la mesure expérimentale.
La comparaison entre l'image acquise expérimentalement (image expérimentale) et l'image virtuelle obtenue par IRM synthétique permet de mettre en lumière d'éventuelles imperfections du système d'instrumentation (dysfonctionnements machine) .
L'utilisation d'un fantôme expérimental dont on connaît les caractéristiques anatomiques et/ou fonctionnelles permet de supprimer les distorsions d' image induits par les caractéristiques de l'objet susnommées.
Afin d' identifier les erreurs liées à la séquence et aux paramètres d'acquisition, une troisième image nommée « image référence » est conçue à partir de la géométrie connue à priori du fantôme IRM (fantôme virtuel) et de la séquence. Pour assurer la correspondance spatiale avec l'image IRM, la géométrie du fantôme virtuel est ré-échantillonnée sur une image voxélisée, de même taille et résolution spatiale que la matrice d'acquisition. Dans le cas d'un remplissage cartésien de l'espace k, les effets de troncature et d'échantillonnage de l'espace de Fourier sont aussi pris en compte en appliquant un filtrage spatial tel que défini dans (Haacke, M.E., R.W. Brown, M.R. Thompson et R. Venkatesan Magnetic Resonance Imaging : Physical Principles and Sequence Design. Wiley-Liss . Haacke, 1999) lors du processus de rééchantillonnage du fantôme virtuel. Les erreurs associées à la reconstruction de l'image peuvent être estimées en comparant l'image référence avec et sans l'application de ce filtrage. Dans le cas d'un remplissage non- cartésien de l'espace k, ces effets sont pris en compte en appliquant une transformée de Fourier à l'image rééchantillonnée afin de concevoir un espace-k référence.
Les distorsions résiduelles observées en comparant l'image référence à l'image virtuelle obtenue par IRM simulée sont alors la conséquence d'erreurs induites par la séquence.
DESCRIPTION DES FIGURES
D'autres caractéristiques et avantages de l'invention ressortiront à la lecture qui suit d'exemples de réalisation détaillés, en référence aux figures annexées qui représentent respectivement :
[Fig. 1] La figure 1 représente une vue en perspective d'un exemple de fantôme IRM de flux 4D pour la mise en œuvre de l'invention conçu par impression 3D, et utilisé pour évaluer les séquences d' IRM de flux 4D. b) .
[Fig. 2] La figure 2 représente une vue en coupe du fantôme IRM selon le plan médian de l'axe XZ
[Fig. 3] La figure 3 représente une vue schématique du banc d'essai [Fig. 4] La figure 4 représente une vue en coupe (voir Fig. 1) de la norme du champ de vitesse obtenue par simulation IRM (uSIRM) , au pic systolique
[Fig. 5] La figure 5 représente une vue en coupe de la norme du champ de vitesse obtenue par simulation MFN (uMFN) , au pic systolique .
[Fig. 6] La figure 6 représente une vue de l'erreur définie comme | | uSMRI - uvox | | où uvox correspond au champ MFN rééchantillonné sur la grille voxélisée.
[Fig. 7] La figure 7 représente une vue volumique des régions de plus grande accélération MFN au pic systolique.
[Fig. 8] La figure 8 représente une vue de l'erreur MFN-SIRM correspondante .
[Fig. 9] La figure 9 représente une vue de l'erreur calculée entre IRM-MFN au pic systolique.
[Fig. 10] La figure 10 représente une vue de l'erreur calculée entre SIRM-MFN au pic systolique.
[Fig. 11] La figure 11 représente une vue schématique du processus de caractérisation des erreurs de séquence.
[Fig.12] La figure 12 représente une vue schématique du processus de caractérisation des dysfonctionnements machine.
L'invention concerne le domaine de la métrologie en général, par lequel on confronte un fantôme de référence, imagé par résonnace magnétique (IRM) , à une simulation d'un appareil IRM virtuel caractérisé par la vrai séquence IRM jouée par le système d'imagerie pendant l'acquisition. Le procédé permet alors de déterminer l'origine des l' écarts observés entre référence et simulation. Il peut s'agir d'un mauvais design de la séquence IRM, ou dans le cas contraire, d'un problème dit « machine », relevant plutôt d'une défaillance de réponse électronique, mécanique ou électromagnétique. Le but de la calibration d'un équipement est de compenser les disparités en gain des détecteurs à base de photodiodes à avalanche (PDA) qui engendrent des différences intercanaux notamment, de compenser les hétérogénéités de champ magnétique, de compenser les défauts de temps de montée des gradients commutés et plus généralement de vérifier l'origine des dégradations observées soit du fait de dysfonctionnement de l'équipement lui-même (machine) , soit des limitations de la séquence ou du processus de reconstruction de l'image.
Il ne s'agit pas, contrairement aux documents de l'art antérieur, de développer un outil informatique de simulation du mouvement des flux de spin en IRM pour l'étude d'artefacts de flux en angiographie pour une modélisation, mais du réglage d'un équipement d'exploration fonctionnel opérationnel.
DESCRIPTION D'UN EXEMPLE DE RÉALISATION
La figure 1 représente un exemple d'une configuration géométrique d'un fantôme de flux (1) , présentant une forme générale de U avec une zone recourbée (11) de section circulaire constante prolongée de part et d'autre par deux branches (12, 13) . Ces deux branches (12, 13) sont reliées par un conduit transversal (14) avec un volume hémisphérique d'entrée (15) simulant un anévrisme. Les branches du U (12, 13) présentent un connecteur d'entrée (5) et un connecteur de sortie (4) .
Le fantôme (1) est raccordé à un tube rigide d'entrée (2) pour l'alimentation d'un fluide pulsé provenant d'une pompe (6) et par un tube rigide de sortie (16) . La longueur de ces tubes (2, 16) est typiquement de 80 centimètres, avec une section de 26 millimètres. Ils sont reliés à la pompe (6) par des conduits flexibles (17, 20) par l'intermédiaire de connecteurs. Le tube d'alimentation (2) comprend un stabilisateur d'écoulement type « nid d'abeille » (10) qui a pour effet de laminer le flux pénétrant dans le fantôme (1) en réduisant son mouvement tourbillonnaire. Il comprend aussi un robinet de purge et une vanne. Un débitmètre (7) est placé en série pour contrôler le débit réel instantané alimentant le fantôme (1) . Le fantôme possède des ouvertures où sont connectés des capteurs de pression. La forme est choisie pour générer un flux complexe et réaliste, tel que celui observé dans la grande circulation (aorte-cœur) du système cardiovasculaire.
Le diamètre intérieur du fantôme (1) est de 26 mm et a été conçu avec un rayon de courbure de 50 mm pour imiter les flux sanguins de l'arche aortique.
Une branche collatérale (14) a été établie par analogie avec les artères collatérales. La taille de cette branche collatérale a été conçue pour reproduire le dédoublement observé in vivo entre l'aorte et les artères du tronc supra-aortique, cœliaque, les artères rénales et iliaques.
Enfin, la protubérance (15) attachée à l'intersection entre la branche collatérale (14) et la branche principale (13) simule les flux sanguins dans les anévrismes aortiques, mais aussi permet d'apprécier les tourbillons présents dans les cavités cardiaques .
La forme du fantôme est d'abord réalisée numériquement avec un logiciel de conception assisté par ordinateur. Le fichier de CAO constitue alors la base numérique pour préparer d'une part un fantôme hémodynamique numérique et d' autre part le fantôme physique, par une technique d'impression 3D basée sur la stéréolithographie .
Le fantôme physique est placé dans l'équipement IRM, à la place du patient, après avoir été disposé dans une poche remplie d'un gel. Il est alimenté par un circuit comprenant une pompe (6) et un débitmètre (7) ainsi qu'un réservoir tampon (8) . La pompe (6) est commandée par ordinateur pour fournir des formes d'ondes reproductibles. Le fluide a des caractéristiques hydrodynamiques voisines à celles du sang dans la grande circulation : viscosité = 4 cPoi et densité = 1020 kg/m3 et les temps de relaxation longitudinales et transverse connus à 1.5T (Tl = 0.85 et T2 = 0.17) .
La pompe délivre un débit pulsé qui est contrôlé à tout instant par le débitmètre (7) . Les capteurs de pression permettent de valider les cartographies de pression hydrostatique reconstruites à partir des cartes de vitesse.
D'un point de vue clinique, il est particulièrement intéressant de caractériser les erreurs de mesure pour des séquences d' IRM de flux 4D afin de quantifier au mieux la fiabilité et la précision des marqueurs hémodynamique reconstruits grâce à cette technique. Cette méthodologie appliquée à l'IRM de flux 4D permet donc d'évaluer l'aptitude d'un protocole clinique à quantifier un d'écoulement.
Pour développer cet exemple, il est nécessaire de considérer les deux éléments préexistants suivants :
Un banc d'essai expérimental muni d'un fantôme IRM (1) dans lequel un écoulement pulsatile physiologique est connu grâce à la simulation numérique des équations de Navier-Stokes (Mécanique des fluides numériques - MFN) . Plusieurs comparaisons avec des mesures par IRM idéalisées ont permis de valider les simulations et de l'écoulement au sein du fantôme IRM (1) . Les étapes et résultats de cette validation sont détaillée dans (Puiseux T, Sewonu A, Meyrignac O, et al. Reconciling PC-MRI and CFD: an in-vitro study. NMR in Biomedicine. 2019) . Cet écoulement numérique est dénommé ci-après « écoulement de référence ».
Une méthode de simulation numérique du processus d'aimantation ayant lieu dans une IRM lors d'une mesure 4D Flow, développée dans le logiciel YALES2BIO (https://imag.umontpellier.fr/~yales2bio/index.html) , et dont une preuve de concept, une documentation et plusieurs cas de validation sont disponibles. Le logiciel inclut une méthode de résolution numérique des équations qui régissent le mouvement de l ' aimantation nucléaire soumis à un champ magnétique (équations de Bloch) . Ce programme est dénommé ci-après « IRM synthétique» .
MI SE EN ŒUVRE DE L' INVENTION
La mise en œuvre de l ' invention décompose en deux étapes :
- la première partie les erreurs propres à la séquence et au reconstructeur d' image sont identifiées ( Figures 4 à 6 ) .
- la deuxième partie est consacrée à l ' identification des dysfonctionnements machine ( Figures 9 et 10 ) .
IDENTIFICATION DES ERREURS LIEES A LA SEQUENCE
Cette première étape consiste à s imuler ladite séquence IRM de flux 4D à partir de l ' écoulement de référence afin de reconstruire l ' image et ainsi le champ de vitesse qui devrait être obtenu par une acquisition idéale ( sans erreurs expérimentales ) .
Pour simuler l ' acquisition d' une séquence d' IRM de flux 4D, le volume du fantôme IRM ( 1 ) est discrétisé en un maillage numérique constitué d' éléments tétraédriques . Les équations de Bloch sont résolues numériquement sur des particules Lagrangiennes déposées périodiquement à chaque temps de répétition au sein du domaine fluide , et simultanément déplacées en suivant la résolution des équations de Navier-Stokes . Le champ magnétique qui apparaît dans les équations de Bloch est représenté par la séquence IRM en question et mis à j our à chaque itération . Les signaux IRM résultant des propriétés de relaxation des particules encodés en espace et en vitesse sont collectés séquentiellement lors de l ' application des gradients de lecture , et stockés dans un espace de Fourier . Le flux pulsé périodique imposé par la pompe est découpé en plusieurs phases temporelles , et une image virtuelle est reconstruite par transformée de Fourier inverse 3D pour chacune de ces phases. Chaque image reconstruite par la simulation d' IRM est enfin comparée à l'image référence correspondant à la même phase.
Pour construire une image de référence compatible avec une image obtenue par IRM, l'écoulement de référence est dégradé en espace et en temps. Afin de reproduire l'effet moyennant du remplissage séquentiel de l'espace k, les solutions obtenues par MFN au cours du temps sont préalablement moyennées en phase sur une durée de 40 périodes temporelles.
La solution numérique moyennée en phase est ensuite rééchantillonnée sur une grille cartésienne de même taille et résolution que l'image simulée. Pour ce faire, à chaque nœud du maillage est appliqué un filtrage spatial qui prend en compte les effets de troncature et d'échantillonnage discret de l'espace de Fourier, permettant ainsi de reproduire les erreurs liées au processus de reconstruction d'image.
Les différences observées entre champ de vitesse reconstruit par simulation d' IRM et l'écoulement de référence rééchantillonné sur la grille voxélisée (voir Figure 4) correspondent alors à des distorsions purement causées par les limitations de la séquence IRM et à ses paramètres d'acquisition. Pour ce cas d'étude, on observe une erreur maximale environ égale à 20% de la vitesse d'encodage.
Il est parfois possible d'approfondir le niveau de caractérisation de ces erreurs par une analyse plus fine des caractéristiques de la séquence.
Les figures 4 à 6 représentent la norme du champ de vitesse obtenue au pic systolique par simulation IRM (uSIRM) (figure 4) et par MFN (uMFN) (figure 5) ainsi que l'erreur définie comme | | uSMRI - uvox | | où uvox correspond au champ MFN et rééchantillonné sur la grille voxélisée (Figure 6) .
La figure 7 représente les structures spatiales de plus grande accélération dans l'écoulement de référence. La figure 8 montre les plus grandes erreurs de vitesse dans l'IRM synthétique au temps correspondant. Les similitudes observées entre ces deux quantités suggèrent la présence d'un artefact d'accélération. En effet, une hypothèse inhérente aux séquences d' IRM de flux 4D est qu' il existe une relation linéaire entre la phase et la position d'un spin nucléaire. Autrement dit, les effets induits par l'accélération des spins sont négligés dans les séquences de flux 4D.
Cette première étape permet de quantifier le niveau d'erreur introduit par certaines approximations de la séquence. En caractérisant les artefacts d'images observés, cette méthodologie peut aussi être étendue à l'optimisation de séquences IRM.
IDENTIFICATION DES DYSFONCTIONNEMENTS MACHINE
Dans la mesure où l'écoulement de référence est similaire à l'écoulement expérimental au sein du fantôme IRM, la comparaison entre les images acquises expérimentalement et simulées au moyen d'une même séquence d' IRM de flux 4D permet l'identification d'éventuels dysfonctionnements du système d'instrumentation.
Les images reconstruites expérimentalement sont comparées aux images obtenues par simulation d' IRM. Les différences observées entre les deux champs de vitesses témoignent des erreurs machine. Les vitesses reconstruites par IRM expérimentale et synthétique sont comparées à l'image de référence sur la Figure 9 et 10. On peut distinguer des structures d'erreurs similaires, montrant que l'IRM expérimentale reproduit bien l'artefact d'accélération discuté dans la partie précédente. On peut aussi noter un niveau d'erreur systématiquement plus élevé de l'IRM expérimentale, suggérant la présence de distorsions dues à l'instrumentation. L'évaluation du fonctionnement du système d'instrumentation ne nécessite pas d'acquérir une séquence complexe. En effet, des séquences IRM simples composées d' impulsions magnétiques élémentaires suffit théoriquement à alerter sur d' éventuels dysfonctionnements . Par exemple , cela peut permettre de tester séparément les différentes bobines de gradients de champ magnétiques .

Claims

REVENDICATIONS
1 . Procédé de calibration d' un équipement de tomographie IRM consistant à construire un couple de fantômes comprenant un fantôme physique et un fantôme j umeau numérique , à déterminer l ' image virtuelle du fantôme numérique à partir des caractéristiques de l ' équipement IRM à tester, à réaliser une séquence IRM avec le fantôme physique et à vérifier l ' image virtuelle et réelle , caractérisé en ce que ledit fantôme numérique est réalisé par la résolution à la volée , sans enregistrement des traj ectoires des spins , des équations de Bloch appliqué aux caractéristiques dudit fantôme physique en fonction des caractéristiques de ladite séquence de référence .
2 . Procédé de calibration d' un équipement de tomographie IRM selon la revendication 1 caractéri sé en ce que l ' on procède à un calcul de la cartographie des isochromates virtuels dudit fantôme numérique et à une comparaison de cette cartographie des isochromates virtuels avec la cartographie des isochromates obtenues par une tomographie IRM dudit fantôme physique pour déterminer les différences .
3 . Procédé de calibration d' un équipement de tomographie IRM en flux 4D selon la revendication 1 caractérisé en ce que ladite étape de calcul d' une cartographie des isochromates par le modèle numérique consiste à :
- modéliser les isochromates avec des particules lagrangiennes déposées au sein d' un maillage quelconque , en utilisant la vitesse issue d' une MFN pour mettre à j our chaque position de particules "à la volée"
- résoudre les équations de Bloch indépendamment pour chaque particule .
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