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Traitement des images IRM de flux par contraste de phase
soumission : 013883 - Exposition Scientifique des JFR 2011-Spécialité : Recherche en imagerie
O BALÉDENT, C GONDRY-JOUET, R BOUZERAR, O POTTIE, T YZET, C RENARD, ME MEYER, H DERAMOND
Pôle Imagerie
Travail en partie financé par la communauté européenne FEDER
INTERREG (cooperation Amiens-Cambridge)
Avec la collaboration de l’université de Cambridge
Le corps humain est composé de fluides en mouvement.
L’IRM par contraste de phase est la seule imagerie non invasive quantifiant
les écoulements du sang et du Liquide cérébro spinal au cours du cycle
cardiaque.
La connaissance de la physiologie des écoulements de ces fluides dans les
différents organes est pertinente dans la compréhension des mécanismes
physiopathologiques impliquant ces fluides.
Complémentaire de l’imagerie morphologique, cette imagerie fonctionnelle présente déjà
un potentiel diagnostique dans certaines indications cérébrales
et dans l’investigation des flux hépatiques , cardiaques ou rénaux.
1.
Hepatic vascular flow measurements by phase contrast MRI and doppler echography: a comparative and reproducibility study. Yzet T, Bouzerar R, Allart
JD, Demuynck F, Legallais C, Robert B, Deramond H, Meyer ME, Balédent O. J Magn Reson Imaging. 2010 Mar;31(3):579-88.
2.
Dynamic measurements of total hepatic blood flow with Phase Contrast MRI. Yzet T, Bouzerar R, Baledent O, Renard C, Lumbala DM, Nguyen-Khac E,
Regimbeau JM, Deramond H, Meyer ME. Eur J Radiol. 2010 Jan;73(1):119-24. Epub 2008 Nov 12
Principe de l’irm de flux en contraste de phase
Les flux vasculaires et du LCS peuvent provoquer des images fantômes, une
augmentation ou une baisse d’intensité suivant la vitesse du flux et les paramètres
d’acquisition de l’image. La compréhension de cet artefact a permis de développer les
séquences angiographiques de type TOF. Cette imagerie morphologique n’est pas
quantitative.
Le principe physique de la séquence en contraste de phase est complètement différent.
Pour quantifier les déplacements, on applique dans un premier temps (t1) un gradient
dans l’une des directions de l’espace. La phase des voxels caractérise leur position sur
l’axe du gradient. Dans un deuxième temps (t2), un gradient opposé est appliqué
(gradient bipolaire). La phase résultante de l’application de ces deux gradients nous
renseigne sur la distance parcourue dans la direction du gradient entre les deux temps
(t1) et (t2). Connaissant la distance et le temps entre les deux mesures, la vitesse de
déplacement du voxel est rendue accessible.
Pour obtenir une imagerie quantitative de qualité, les plans de coupes se
positionnent perpendiculairement à la direction d’écoulement du flux que l’on
cherche à évaluer pour ne pas sous estimer la vitesse.
La sensibilité de la séquence aux petites ou grandes vitesses dépend de la pente
du gradient, déterminée par la vitesse d’encodage (Venc) maximale, que notre
imagerie distribuera sur son échelle de gris. La Venc définit ainsi la sensibilité
de la séquence et nécessite une connaissance préalable de l’ordre de grandeur
des vitesses du fluide que l’on cherche à quantifier.
L’IRM en ciné PC est ainsi la seule technique à permettre une mesure quantitative
non invasive des flux cérébraux (sang et LCS) dans des conditions physiologiques
normales. On peut mesurer les vitesses dans une direction de codage privilégiée,
sélectionnée par l’utilisateur et la synchronisation sur la fréquence cardiaque du
sujet permet de quantifier l’évolution des vitesses au cours de plusieurs temps
du cycle cardiaque. Néanmoins, rétrospectivement, un seul cycle cardiaque moyen
est reconstruit à partir de l’ensemble des cycles cardiaques ayant participé au
remplissage du plan de Fourier lors de l’acquisition.
Il est donc important de s’assurer de la qualité de la courbe de synchronisation
cardiaque qu’elle soit périphérique ou centrale.
La série de flux ainsi obtenue présentera pour un même plan de coupe différents
temps du cycle cardiaque. Nous utilisons dans nos études un protocole présentant
32 temps différents du cycle cardiaque permettant d’observer la cinétique des
écoulements avec une bonne résolution temporelle.
L’investigation des flux cardiaques et hépatiques doit s’affranchir des mouvements
respiratoires. Le recours à une synchronisation respiratoire complémentaire est
alors nécessaire.
L’intensité des images ainsi obtenues est fonction de la direction et de la vitesse de
déplacement des liquides. Ici, par exemple, on observe les vitesses du sang artériel en
noir et veineux en blanc à l’intérieur des carotides, des vertébrales et des jugulaires
(image de gauche). L’image de droite présente pour le même plan de coupe, les
oscillations du LCS des espaces sous arachnoïdiens.
Vitesse encodage de 80cm/sec
Vitesse encodage de 5 cm/sec
Longtemps délaissée, cette séquence développée dans les années 1980, n’a été utilisée
que sur le versant qualitatif. Cette sous exploitation de cette technique originale est
certainement liée au manque d’intérêt des constructeurs qui ne proposaient pas de
logiciel permettant une segmentation et une quantification rapide des écoulements et
notamment ceux du LCS qui s’écoule dans des régions complexes comme les espaces
sous arachnoïdiens.
L’objectif de ce poster est de présenter le logiciel de traitement des IRM en
contraste de phase que nous développons au CHU d’Amiens et que nous
utilisons.
LE TRAITEMENT DES IMAGES
L’algorithme de Segmentation
Les écoulements du LCS et du sang sont synchronisés sur la fréquence cardiaque.
Utilisons cette caractéristique
segmentation.
comme
condition
dans
l’algorithme
de
L’évolution de l’intensité (vitesse) de chaque pixel dans les différentes images de
la série de flux couvrant le cycle cardiaque est analysée par une transformée de
Fourier.
A chaque pixel du plan de coupe étudié est alors associé un spectre d’amplitude
et de phase.
À partir de ces spectres et de leur composante fondamentale (équivalente à la
fréquence cardiaque) est reconstruit une nouvelle image paramétrique où
l’intensité des pixels caractérise la présence d’une composante cardiaque dans
l’évolution des vitesses mesurées au cours du cycle cardiaque.
L’application d’un seuillage manuel sur cette nouvelle image permet de mettre en
évidence les régions d’intérêts présentant des écoulements physiologiques
synchronisés sur la fréquence cardiaque comme les écoulements vasculaires ou
du liquide cérébro spinal.
LE TRAITEMENT DES IMAGES
L’algorithme de Segmentation
Zone d’intérêt définie
sur l’image principale
x
t=16 t
Evolution
de la vitesse
de
deux
voxels
au
cours des 32
phases
du
cycle
cardiaque.
t=1
t=1
y
Réglage de
FFT
la valeur seuil
Image paramétrique:
Blanc si composante fondamentale > seuil
Noir si composante fondamentale < seuil
Composantes fondamentales
Cet outil de traitement des IRM en contraste de phase permet la segmentation et le
calcul rapide des flux de sang et de LCS au cours du cycle cardiaque.
Le Logiciel est basé sur l’organisation arborescente du format DICOM.
L’utilisateur se positionne dans le répertoire où se situe le fichier dicomdir
Le contenu du dossier image à analyser est affiché et l’utilisateur invité à
sélectionner la série de son choix.
Le réglage de clarté et du contraste se fait en utilisant les curseur position et width
Les 32 images de phase de la série sont visualisables sur la fenêtre principale ou sur
les imagettes.
Les images d’amplitude sont visualisables à l’aide du curseur sheet scroling.
L’algorithme de segmentation propose automatiquement à l’utilisateur les zones
présentant un écoulement synchronisé avec le rythme cardiaque.
Les zones sélectionnées par l’utilisateur sont ensuite appliquées sur toutes les
images de la série.
Sont calculées
segmentation :
à
partir
de
la
Les courbes d’évolution des vitesses
maximales et moyennes.
La courbe de débit de la zone
segmentée.
La courbe du volume déplacé.
Et les volumes oscillatoires (stroke
volume) positif, négatif et moyen.
Une image .jpg est enregistrée
dans le dossier de l’examen
pour chaque ROI.
Toutes les données calculées sont automatiquement enregistrées dans un fichier .txt pouvant
s’ouvrir avec les tableurs de type Excel.
Les courbes sont ainsi facilement analysables et les traitements statistiques grandement
facilités notamment pour l’étude de population.
Le Logiciel permet d’appréhender
aisément les régions complexes
d’écoulement du LCS comme ici la
citerne pontique.
Exemple de la segmentation du LCS
s’écoulant dans l’aqueduc lors de la
phase de remplissage des
ventricules latéraux. (LCS en noir)
Et lors de la phase de chasse vers le
quatrième ventricule (LCS en
blanc).
Le logiciel est utilisé pour la segmentation des flux vasculaires.
Exemple de segmentation de la carotide interne droite
Exemple de segmentation de la jugulaire droite
Si comme le montre cet exemple la vitesse de déplacement du LCS ou du sang est un peu
plus grande que la sensibilité sélectionnée lors de l’acquisition (VENC), il se produit un
artefact d’aliasing reconnaissable ici dans la couronne de LCS par les pixels noirs. La courbe
de vitesse et de flux présentent alors le plus souvent une importante discontinuité.
Lorsque l’aliasing ne dépasse pas 50% de la région d’intérêt, un algorithme anti aliasing est
appliqué.
Dans le cas contraire une nouvelle acquisition avec un Venc plus grand est nécessaire.
L’utilisateur à la possibilité de modifier ou de tracer manuellement à la souris une zone
d’intérêt.
L’utilisation de palettes de couleurs permet de visualiser les artères en rouge et les veines
en bleu.
La fusion de l’imagerie morphologique avec les séquences en contraste de phase est
utilisée dans un but pédagogique pour la compréhension des mécanismes liquidiens
interagissant au cours du cycle cardiaque mais également pour vérifier, sur des coupes
anatomiques, la bonne segmentation de zones complexes.
Les résultats issus de ces traitements sont ensuite comparés aux valeurs de
référence que nous avons obtenues sur des populations témoins.
Complémentaire de l’imagerie morphologique, l’irm de flux apporte une
information spécifique de l’hydro hémo dynamique.
Les trois exemples suivant illustrent cette complémentarité
Initialement développé pour l’étude des écoulements cérébraux, nous avons
étendu l’investigation des écoulements physiologiques à d’autres organes.
Les acquisitions et le logiciel ont été modifiés pour prendre en compte la
particularité des écoulements des autres organes.
Nous présentons dans les diapositives suivantes quelques applications utilisées
dans nos projets de recherche.
Application cardiaque
Aorte
ascendante
Aorte
descendante
Plan de coupe Aortes
Artère
pulmonaire
Plan de coupe Artère Pulmonaire
Un second algorithme de segmentation prend en compte la variation de la section et le
déplacement du vaisseau au cours du cycle cardiaque.
Segmentation d’une aorte
Sur 32 phases
Propagation du contour à
toutes les images de la série
Calcul des courbes de débit,
surface et vitesses max sur un
cycle cardiaque
L’étude des déphasages temporels sur un même vaisseau en différents niveaux anatomiques
donne une estimation de la vitesse de propagation de l’onde de pression et donc une
information quantitative sur la compliance du vaisseau et de son environnement.
500000
Aorte ascendante
400000
Aorte sus coeliaque
300000
Débit
Aorte sous mésenterique
200000
100000
0
0
100
200
300
400
t (ms)
-100000
500
600
700
800
900
Application hépatique
Synchronisation cardiaque et respiratoire
Coupe de repérage(FIESTA):
tronc porte
Coupe de repérage (FIESTA):
artère hépatique propre
Durée de chaque séquence environ : 2 à 3 minutes
Application hépatique
80
Vitesse Max en cm/sec
70
Artère hépatique
60
50
40
30
20
Veine porte
10
0
1
3
5
7
9 11 13 15 17 19 21 23 25 27 29 31
Surface en mm2
140
120
Veine porte
100
80
60
40
artère hépatique
20
0
1
1400
3
5
7
9
11 13 15 17 19 21 23 25 27 29 31
Débit en ml/mn
1200
1000
800
600
400
artere hépatique
200
0
1
3
5
7
9
11 13 15 17 19 21 23 25 27 29 31
CONCLUSION
Le Logiciel est librement accessible
http://www.tidam.fr/