Université de Technologie de CompiègneM2 Sciences et Technologies pour la santéParcours : Technologies Biomédicales       ...
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« Je dédie ce travail à mon cher pays                  « LIBAN »Et à mes chers parents à qui je dois tant »3
SommaireSommaire ............................................................................................................
Annexe 2 : Article ………………………………………………………………………………………...58                                                                 ...
AbréviationsVOP     Vitesse de l’onde de pressionPIC     Pression intracrâniennePWV     Pulse Wave Velocity = VOPCIMA    C...
Remerciements       Comme le veut la tradition, je vais tenter de satisfaire au difficile exercice de la page desremerciem...
Introduction        L’onde de pression qui se propage à chaque contraction dans l’arbre artériel, reflète lespropriétés bi...
Chapitre 1 - Environnement de travail,                       État de l’art et problématique        A.      Environnement d...
Necker-Enfants Malades développe des activités de diagnostic et de prise en charge despathologies lourdes et/ou rares et r...
et à léchographie ainsi quune gamme exhaustive de solutions informatiques pour ledéveloppement des réseaux internes-extern...
rôle est d’assurer la réoxygénation du sang par les poumons et l’élimination par ceux-ci du gazcarbonique.        Le cerve...
Figure 1.04 - Schémas des artères du cerveau  [d’après J Cambier et M. Masson, Neurologie, 1984], a)Représente une orienta...
pour donner naissance à deux groupes de branches qui irriguent la majeure partie de la faceexterne de l’hémisphère (tempor...
et gauche. Pour cela, dans notre étude nous nous intéressons seulement à étudier la VOP dans lescarotides internes.       ...
antenne surfacique de grand rapport signal sur bruit. Cependant, l’utilisation des mêmesparamètres avec une autre antenne ...
Cette méthode proposée par [3] consiste à faire des séquences dynamiques au niveau deplusieurs coupes (Fig. 1.6-a) dans l’...
l’onde de pression et le débit sanguin, a été ensuite utilisé pour décomposer l’onde de pression enondes antérograde et ré...
Figure 1.09 - Illustration de la Méthode QA avec les ultrasons(A) Diamètre du vaisseau (continue), Vitesse maximale (--) d...
Chapitre 2 :Matériels et Méthodes       A.      Introduction        Dans ce qui se suit, nous présentons une explication d...
Figure 02.2 - Courbe de surface      Surface de la carotide tout au long dun cycle cardiaque - Résultat de la segmentation...
Une fois les deux coupes sont imagées, des courbes de surfaces sont alors extraites. Uncalcul du délai entre ces deux cour...
(2)      La séquence FAST CARD GRADIENT ECHO      La séquence écho de gradient est une séquence qui contient une seule imp...
L’importance du signal vasculaire dépend de:   -   La vitesse et du type de flux   -   La longueur et de l’orientation du ...
Les signaux RMN captés par l’antenne sont sauvegardés dans les plans de fourrier avant deprocéder à la reconstruction des ...
2.           La segmentation des artères et l’extraction des courbes de         surfaces        Une fois les images acquis...
Le passage de l’onde est visualisé par un décalage entre les 2 courbes de variations desurface. Ce décalage donne le délai...
(1)    Inter corrélation (M1) :        Une approche pour déterminer le délai est de caractériser le déplacement relatif, d...
Figure 02.12 L’interfaçage graphique au moment d’ouverture                              12    L’interfaçage (Fig. 2.11) co...
-    Le bouton ‘Go to PWV calculation’ qui nous permet d’accéder à une autre fenêtre pour        calculer la VOP.        L...
-        Un message d’erreur lors du téléchargement des images pour deux patientsdifférents :     Figure 02.015 Un message...
Après la segmentation des deux coupes d’images, on procède au calcul de la VOP. Onclique sur le bouton ‘Go to PWV calculat...
Figure 0.19 Un panel pour choisir la méthode de calcul de délai                              33
Chapitre 3 : Résultats et discussion        Différents cas étudiés avec des paramètres d’acquisition, de segmentation et d...
B. Calcul de la VOP avec différentes paramètres desegmentation        Nous avons calculé aussi la VOP en segmentant les im...
C.      Discussion      L’étude des effets des paramètres de segmentation, de la valeur du champ magnétique et destechniqu...
(a)      La grandeur du champ magnétique et l’antenne utilisée :        La grandeur du champ magnétique joue sur le rappor...
Si on fait des acquisitions avec une épaisseur de coupe relativement grande, la RSBaugmente, mais d’un coté, nous allons p...
Do = temps x distance.       Cet instant d’acquisition vaut n.Tr, donc si l’onde passe après un temps n.Tr, on peut direqu...
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Comme résultat :       La distance optimale est donc déterminée par ces deux conditions :               ‫ܸ .ݎܶ > ܮ‬       ...
La figure 3.4 montre l’erreur qu’on puisse avoir lors de la mesure en fonction de ladistance prise entre les coupes et la ...
(2)     Au niveau du traitement d’images                                  (a)    Le facteur de seuillage          La métho...
pas 0.4 m/s en moyenne. L’intérêt de cette technique d’estimation de VOP est sa faible dépendanceaux différents paramètres...
Références[1] Darwich, M., Capellino, S., Langevin, F. Adaptative segmentation for vessels dynamic    Characterization usi...
Annexe 1 : Imagerie par résonance                        magnétiqueLa magnétisation        Le noyau de l’atome est composé...
Chaque proton, décrit alors un cône autour de B0 , à la vitesse ω 0 = γB0 , où est le rapportgyromagnétique, et on aura ai...
de B0 à la fréquence ω 0 , va se mettre également à tourner autour de B1 à la fréquence ω1 = γB1 .L’extrémité du vecteur M...
Mesure locale de la vitesse de l’onde de pression par l’IRM dynamique.
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Mesure locale de la vitesse de l’onde de pression par l’IRM dynamique.

  1. 1. Université de Technologie de CompiègneM2 Sciences et Technologies pour la santéParcours : Technologies Biomédicales Rapport de stage de Master 2 STS Mesure locale de la vitesse de l’onde de pression artérielle par l’IRM dynamique.Responsable : François Langevin. oisMembres de jury :- François Langevin.- Georges Chevalier.- Catherine Marque.- Cécile legallais.- Alain Donaday. Hassan Nasser – Juillet 2009 1
  2. 2. 2
  3. 3. « Je dédie ce travail à mon cher pays « LIBAN »Et à mes chers parents à qui je dois tant »3
  4. 4. SommaireSommaire ...................................................................................................................................................... 4Liste des figures ............................................................................................................................................ 5Abréviations .................................................................................................................................................. 6Remerciements.............................................................................................................................................. 7Introduction ................................................................................................................................................... 8Chapitre 1 - Environnement de travail, État de l’art et problématique ......................................................... 9 A. Environnement du travail .................................................................................................................. 9 1. Centre d’Imagerie Médicale Avancée (CIMA)............................................................................. 9 2. Hôpital Necker-Enfants malades .................................................................................................. 9 3. General Electric Healthcare ........................................................................................................ 10 B. État de l’art et problématique :....................................................................................................... 11 1. Biologie vasculaire...................................................................................................................... 11 2. Relation entre le liquide céphalorachidien (LCR) et l’hémodynamique sanguin ...................... 14 3. Problématique ............................................................................................................................. 15 4. État de l’art sur la mesure de la VOP .......................................................................................... 16Chapitre 2 :Matériels et Méthodes .............................................................................................................. 20 A. Introduction ..................................................................................................................................... 20 B. Technique détaillée de la mesure de la VOP .................................................................................. 22 1. Acquisition des images ............................................................................................................... 22 2. La segmentation des artères et l’extraction des courbes de surfaces ......................................... 26 3. Différentes technique utilisées pour le calcul du délai................................................................ 26 C. Interfaçage graphique...................................................................................................................... 28Chapitre 3 : Résultats et discussion............................................................................................................. 34 A. Calcul de la VOP avec les différentes méthodes de calcul de délai................................................ 34 B. Calcul de la VOP avec différentes paramètres de segmentation ..................................................... 35 C. Discussion ....................................................................................................................................... 36 1. Les sources d’erreur .................................................................................................................... 36 2. Conclusion et Perspective ........................................................................................................... 43Références ................................................................................................................................................... 45Annexe 1 : Imagerie par résonance magnétique ......................................................................................... 46 4
  5. 5. Annexe 2 : Article ………………………………………………………………………………………...58 Liste des figuresFigure 1.1 - HDX signa 1.5 de GE Healthcare ........................................................................................... 10Figure 1.2 - Siège de GEMS Europe, Buc (78) .......................................................................................... 11Figure 1.3 - Différentes sections vasculaires .............................................................................................. 12Figure 1.4 - Schémas des artères du cerveau .............................................................................................. 13Figure 1.5 - Modèle su système liquide céphalorachidien ......................................................................... 15Figure 1.6 - Illustration de la méthode multicoupes ................................................................................... 17Figure 1.7 - Relation temps-position dans la méthode multicoupes .......................................................... 17Figure 1.8 - La décomposition de l’onde artérielle en onde directe et rétrograde ...................................... 18Figure 1.9 - Illustration de la Méthode QA avec les ultrasons.................................................................... 19Figure 2.1 - Image axiale au niveau des carotides ...................................................................................... 20Figure 2.2 - Courbe de surface .................................................................................................................... 21Figure 2.3 Courbes de surfaces au niveau des deux coupes ....................................................................... 21Figure 2.4 - Antenne dacquisition .............................................................................................................. 22Figure 2.5 - Chronogramme de la séquence FCGRE.................................................................................. 23Figure 2.6 - Positionnement des électrodes dans l’IRM selon la recommandation du GE ......................... 23Figure 2.7 - Les paramètres du Gating control relié au cycle cardiaque..................................................... 24Figure 2.8 des lignes des images dynamiques au cours d’un battement cardiaques ................................... 25Figure 2.9 Remplissages des lignes dans toutes les images durant les 256 battements cardiaques ............ 25Figure 2.10 Segmentation de la carotide ..................................................................................................... 26Figure 2.11 Deux courbes de surfaces pour la coupe inférieure et la coupe supérieure ............................. 26Figure 2.12 L’interfaçage graphique au moment d’ouverture .................................................................... 29Figure 2.13 Un message d’erreur lors de l’entrée des fausses données ...................................................... 30Figure 2.14 Indication de linterfaçage........................................................................................................ 30Figure 2.15 Un message d’erreur apparait lors du téléchargement des données pour deux patientsdifférents ..................................................................................................................................................... 31Figure 2.16 Un message indiquant la fin de la segmentation des deux coupes .......................................... 31Figure 2.17 L’ouverture de la fenêtre de calcul de la VOP ........................................................................ 32Figure 2.18 La fenêtre de mesure de la VOP avec les différentes touches de contrôle .............................. 32Figure 2.19 Un panel pour choisir la méthode de calcul de délai ............................................................... 33Figure 3.1 comparaison entre IRM 3T et 1.5 T .......................................................................................... 37Figure 3.2 Effet de la distance entre les deux coupes sur lerreur ............................................................... 38Figure 3.3 Illustration de l’erreur en fonction de la distance entre les deux coupes ................................... 41Figure 3.4 Illustration de l’erreur en fonction de la distance entre les deux coupes ................................... 42Figure 3.5 Région d’erreur moins que 10% ................................................................................................ 42 5
  6. 6. AbréviationsVOP Vitesse de l’onde de pressionPIC Pression intracrâniennePWV Pulse Wave Velocity = VOPCIMA Centre d’Imagerie Médicale AvancéeGE General ElectricGRE Gradient Echo SequenceMRI Magnetic Resonance ImagingIRM Imagerie pas résonnance magnétiqueFCGRE Fast Card GRERSB Rapport Signal sur BruitSNR Signal to Noise Ratio 6
  7. 7. Remerciements Comme le veut la tradition, je vais tenter de satisfaire au difficile exercice de la page desremerciements, peut-être la tâche la plus ardue de ce travail. La difficulté tient plutôt dans le faitde noublier personne. Cest pourquoi, je remercie par avance ceux dont le nom napparaît pasdans cette page et qui mont aidé dune manière ou dune autre. La première personne que je tiens à remercier est Mr. François Langevin, mon chef, qui asu me laisser la liberté nécessaire à laccomplissement de mes travaux, tout en y gardant un œilcritique et avisé. Nos continuelles oppositions, contradictions et confrontations ont sûrement étéla clé de notre travail commun. Je tiens à remercier aussi Pr. Francis Brunelle. Il sait, invente, transmet; il écoute,comprend, tempère. Il a toujours montré de lintérêt pour mon travail et répondu à messollicitations lorsque le besoin sen faisait sentir. Jespère que ce travail sera un remerciementsuffisant au soutien et à la confiance sans cesse renouvelée dont il a fait preuve en mon égard. Je remercie tous particulièrement Mr. Ayham Darwich qui a été la première personne àm’aider à interagir avec une machine IRM et de plus m’a donné le courage et le supportscientifique tout au long de la période du stage. Egalement je remercie Olivier, Céline et Laurentdu service d’imagerie pédiatrique de l’hôpital Necker qui m’ont donné une mini-formation pourtravailler sur la machine d’IRM et qui ont contribué à cette étude avec toute leur aide et leursconseils pour réaliser les acquisitions sur les patients volontaires. Je remercie aussi l’équipe deCIMA et plus particulièrement Hassan et Christine qui avec eux j’ai beaucoup appris dans uneambiance enrichissante et sympathique Je tiens à remercier aussi la société GE Healthcare qui nous a donné la permission pourfaire un travail de recherche avec une de leur machines installées à l’hôpital Necker. Pour MlleMuriel Perrin de GE Helthcare je dis aussi Mercie pour leur soutien scientifique et son intérêt etsuivi du travail. 7
  8. 8. Introduction L’onde de pression qui se propage à chaque contraction dans l’arbre artériel, reflète lespropriétés biomécaniques des vaisseaux. En particulier, on admet aujourd’hui que la vitesse de l’ondede pression (VOP) est d’autant plus élevée que les artères sont rigides [9]. Depuis quelques années,les recherches s’orientent vers l’extraction d’informations hémodynamiques de ce type à partird’images médicales, en particulier d’IRM. La littérature rapporte des estimations de la VOP sur desarbres artériels longs tel que l’aorte [5]. Une estimation locale de la VOP permettrait de connaitre unindice d’élasticité d’un vaisseau particulier et par conséquent d’avoir une information fonctionnelleclinique en complément des modalités d’imagerie. Nous avons donc étudié une nouvelle méthode de détermination de la vitesse d’onde depression s’appuyant sur une séquence d’acquisition d’images IRM ultra-rapide et de résolutiontemporelle élevée (150 images/cycle cardiaque), des séquences d’écho de gradient synchronisées avecles battements cardiaques sur deux plans de coupes séparés d’une distance de 4 cm environ. Noninvasive, n’entraînant pas de perturbation au niveau du site de mesure, non opérateur-dépendante,l’intérêt de cette méthode pour la mesure de la VOP est de permettre également une mesure localeavec une distance inter coupes très réduite. Cette méthode estime dans un premier temps les variations de surface d’une artère au cours dela pulsation cardiaque, puis le délai caractérisant le passage de l’onde de pression. Nous présenteronsbrièvement les matériels et méthodes puis les différentes acquisitions ainsi que l’algorithme desegmentation de la surface pulsatile et les méthodes d’estimation de délai. Des acquisitions sur 13patients ont réalisées afin d’optimiser la séquence et de calculer la VOP. Nous discuterons laprécision de l’estimation et les sources d’erreur qui affectent la mesure de la VOP puis lesdifférentes techniques développées afin d’en limiter l’influence. Ce rapport contient 3 chapitres : - Premier Chapitre : présente les organismes qui ont contribué à ce travail, le GE Healthcare, le CIMA et l’hôpital Neckers. L’état de l’art et la problématique, ainsi qu’une partie de biologie sur les artères carotides et une bibliographie de la VOP seront aussi abordés. - Deuxième Chapitre: dans ce chapitre nous présenterons de A à Z les matériels et les méthodes qui sont à la base de la mesure de la vitesse de l’onde de pression. - Troisième Chapitre: les résultats obtenus ainsi qu’une discussion sur ces résultats y seront enfin présentés. 8
  9. 9. Chapitre 1 - Environnement de travail, État de l’art et problématique A. Environnement du travail 1. Centre d’Imagerie Médicale Avancée (CIMA) Ce stage s’est déroulé en partie au sein d’un des laboratoires de l’unité CNRS UMR 6600de l’Université de Technologie de Compiègne. Ce laboratoire est situé dans les locaux du CIMA,à proximité du Centre Hospitalier Général (CHG) de Compiègne, et est sous la responsabilité deM. François LANGEVIN, enseignant chercheur de l’UTC. Le CIMA est un Groupement d’Intérêts Economiques inauguré en 1991 et géré par lestrois partenaires suivants : 1- Le C.H.G. de Compiègne, 2- La Polyclinique Saint Côme, 3- L’Université de Technologie de Compiègne (via l’association Gradient). L’intérêt principal d’un tel plateau technique réside dans les nombreux échanges deconnaissances entre spécialités (recherche, médecine…). Ce groupement d’institutions a permisen outre l’achat groupé de matériels permettant la réalisation d’examens diagnostiques de typeanatomiques (IRM) et fonctionnels (Médecine Nucléaire). Une coopération avec GEMS est née depuis le renouvellement de l’IRM (2000). Leconstructeur a choisi le site du CIMA comme site de démonstration à l’échelon européen, dotantle service de logiciels et versions matérielles d’IRM les plus récents et a appuyé des projetsd’étude et de développement commercial. Le CIMA offre des opportunités au sein de l’UTC, à la fois pour l’enseignement en ayantun accès aux équipements lourds d’imagerie médicale pour ses étudiants, et pour mener desactivités de recherche. Celles-ci ont été centrées sur l’imagerie vasculaire (micro vasculaire etgros vaisseaux), le comportement mécanique des artères, la caractérisation des tissus cérébrauxet l’étude paramétrique du T1 au niveau cérébral. 2. Hôpital Necker-Enfants malades L’hôpital Necker-Enfants malades est l’un des hôpitaux de l’AP-HP1, certifié en02/08/2002, un hôpital universitaire comportant des services pour enfants (380 lits) et pouradultes (187 lits) ainsi que 76 places d’hospitalisation de jour. Il y existe 861 personnelsmédicaux et 2839 non médicaux. Son budget d’investissement est de 145 M€ et celuid’exploitation est de 277 M€.1 Assistance publique – Hôpitaux de Paris, l’AP-HP regroupe 46 hôpitaux qui forment les 4 GHU (GroupementHospitalier Universitaire : GHU Nord, GHU Sud, GHU Est, GHU Ouest). 9
  10. 10. Necker-Enfants Malades développe des activités de diagnostic et de prise en charge despathologies lourdes et/ou rares et regroupe sur un même site des activités très spécialisées dansun environnement médico-technique et de recherche particulièrement complet. Engagé dans un processus permanent d’amélioration de la qualité, le groupe hospitalierNecker-Enfants Malades poursuit la mise en œuvre de son programme d’actions. Les résultats dela procédure d’accréditation lui permettent de hiérarchiser ce programme et de le traduire enactions prioritaires. Le groupe hospitalier Necker-Enfants Malades est le cinquièmeétablissement de l’AP-HP à être accrédité après les hôpitaux Beaujon, Paul Brousse, Saint-Louiset Bichat-Claude Bernard. Le service d’imagerie à l’hôpital Necker comporte plusieurs médecins de spécialitésdiverses, des radiologues, des manipulateurs et des infirmières. Ce service est équipé de deuxmachines CT-Scan et une machine d’IRM. La machine d’IRM est l’HDX 1.5 Tesla de GEHealthcare. Cette machine est équipée de plusieurs antennes (antenne de tête, antenne cardiaque,antenne neurovasculaire). Nous avons utilisé l’antenne neurovasculaire pour réaliser notreséquence sur des patients volontaires puisque cette antenne couvre notre région d’intérêt (le cou). Figure 01.1 - HDX signa 1.5 de GE Healthcare 3. General Electric Healthcare General Electric Medical Systems (GEMS) est une filiale de General Electric,représentant 5 % du groupe. Elle possède un chiffre daffaires, pour lannée 2000, de 7 Milliardsde $ et est le leader mondial dans le domaine de limagerie médicale. Elle propose une gammecomplète déquipements, daccessoires et de services pour le secteur de la santé. Acteur majeur en France, GEMS conçoit, produit et commercialise des systèmesdimagerie par résonance magnétique (IRM), de scanographie, dimagerie et de monitoragecardio-vasculaire, de mammographie, de radiologie, des systèmes dédiés à la médecine nucléaire 10
  11. 11. et à léchographie ainsi quune gamme exhaustive de solutions informatiques pour ledéveloppement des réseaux internes-externes entre hôpitaux et de systèmes darchivage. Le siège européen de GEMS est basé à Buc près de Versailles (78) et regroupe 1600employés, cest le centre dexcellence européen pour la recherche et le développement, laconception et la production des systèmes de mammographie, des tubes à rayons X, de consoles etde systèmes pour le traitement informatique des images. Le site de Buc est également doté duncentre de maintenance ultra sophistiqué : Le Centre Européen On-Line, qui permet dassurer uneliaison permanente à distance avec lensemble de ses clients de par le monde. Ce centre demaintenance est capable de contrôler la qualité des images, fournir un télédiagnostic et uneassistance technique 24h/24, 7 jours sur 7. Figure 01.2 - Siège de GEMS Europe, Buc (78) B. État de l’art et problématique : 1. Biologie vasculaire Le Système cardio-vasculaire comprend le cœur et les vaisseaux sanguins. Son butprincipal est de maintenir la circulation sanguine ainsi que la distribution de nutriments auxtissus et l’acheminement des déchets métaboliques vers les organes des systèmes d’excrétionet/ou urinaire. L’appareil circulatoire s’appuie sur un réseau très étendu. Sous l’impulsion du cœur, chefd’orchestre vital, les vaisseaux sanguins, les artères et les veines, assurent le transport du sangindispensable à tout notre organisme. Ce système est composé de veines et d’artères, chacune remplissant des rôles différents.On distingue la circulation systémique -grande circulation-, dont le rôle principal est l’apportd’oxygène et de nutriments aux tissus, et la circulation pulmonaire -petite circulation-, dont le 11
  12. 12. rôle est d’assurer la réoxygénation du sang par les poumons et l’élimination par ceux-ci du gazcarbonique. Le cerveau est un organe grand consommateur doxygène et de glucose, car sonmétabolisme est très élevé. Le tissu cérébral est traversé par une toile vasculaire importantecomposée dartères, dartérioles, de capillaires, de veinules et de veines. Les artères se divisentpour former les artérioles (rôle important dans la régulation de la pression artérielle). Les petitesartérioles déversent leur contenu dans le réseau capillaire. C’est au niveau des capillaires quevont se faire tous les échanges entre le sang et les tissus vascularisés, puis revenir par le réseauveineux. Ainsi, chaque vaisseau a-t-il ses propres diamètres et ses propres paramètresfonctionnels découlement et délasticité (Figure 3). Nous nous intéresseront particulièrement auxartères de la tête et du cou au sein desquels se trouve la carotide. Figure 01.03 - Différentes sections vasculaires Schéma représentatif de la taille, l’épaisseur et la composition relative (endothélium, élasticité, muscle, fibreux) de la paroi, pour différentes sections de la vascularisation, d’après Holtz, 1996 (1) Anatomie des artères de la tête et du cou La circulation sanguine cérébrale est assurée par les artères carotides situées de chaquecôté du cou, et par les artères vertébrales (Figure 4, n° 6,7) qui montent le long de la colonnevertébrale et se réunissent dans leur partie supérieure pour donner le tronc basilaire. Ces deuxsystèmes artériels (carotidiens et vértébro-basilaire) très anastomosés entre eux se rejoignent parl’intermédiaire d’artères communicantes (Figure 4, n° 17 et 20) situées à la base du cerveau pourdonner le polygone de Willis (Figure 4, n° 1). De là, partent les 3 paires d’artères cérébrales :antérieure, moyenne et postérieure qui vont irriguer le cerveau. 12
  13. 13. Figure 1.04 - Schémas des artères du cerveau [d’après J Cambier et M. Masson, Neurologie, 1984], a)Représente une orientation coronale etfigure 1b) Représente une orientation Sagittale: 1 Polygone de Willis ; 2 C.I. dans le crâne ; 3 C.I. dans le sinus caverneux ; 4 C.I dans le sinus pétreux ; 5 C.I au cou ; 6 Artère Vertébrale ( A.V.) dans le crâne ; 7 A.V. dans le cou ; 8 Carotide Interne (C.I.) ; 9Carotide Externe (C.E.) ; 10Carotide Primitive(C.P.) ; 11Sous-clavière Gauche ; 12 Tronc brachiocéphalique; 13 sous-clavière droite ; 14 Artère spinale antérieure ; 15 Artère Cérébelleuse Inférieure ; 16 Tronc Basilaire ;17 Artère Cérébelleuse Supérieure ; 18 Artère communicante postérieure ; 19 Artère Cérébrale moyenne ;20Artère communicante antérieure ;21 Artère Cérébrale Antérieure; 22 Artère Ophtalmique ;23 Artère Cérébelleuse postérieure inférieure. (2) Système carotidien L’artère carotide primitive droite (Figure 4, n° 10), naît du tronc brachiocéphalique(Figure 4, n° 12). Elle suit un trajet ascendant au niveau cervical et se divise en artères carotidesexterne (Figure 4, n° 9) et interne (Figure 4, n° 8). L’artère carotide primitive gauche, provientdans 75% des cas de l’aorte à gauche du tronc brachiocéphalique (Figure 4, n° 12). Elle suit lemême trajet ascendant cervical à gauche, et se termine au même niveau que son homologuedroite. Un peu au-dessous de langle de la mâchoire inférieure, les artères carotides internes(Figure 4, n° 8) naissent de la bifurcation de la carotide primitive dans la région latérale du cou.Arrivée à la base du crâne, l’artère carotide interne s’engage dans le crâne (Figure 4, n° 2, 3,4,5); son segment dans le rocher de l’os temporal (Figure 4, n° 4) est ascendant vers le haut etvers l’intérieur. La carotide interne quitte le rocher pour suivre un trajet ascendant (Figure 4, n°2, 3,4), où elle se termine en artères cérébrales antérieure et moyenne (Figure 4, n° 21, 19). Sapartie sinueuse décrit un siphon. L’artère cérébrale moyenne ou sylvienne (Figure 4, n° 19), continue l’artère carotideinterne après sa terminaison. A la face externe du cerveau, elle remonte ensuite dans la scissurede Sylvius (profonde scissure latérale des hémisphères cérébraux) jusquau pli où elle se termine 13
  14. 14. pour donner naissance à deux groupes de branches qui irriguent la majeure partie de la faceexterne de l’hémisphère (temporal, pariétal) et la substance blanche sous-jacente. (3) Pathologies vasculaires Les pathologies vasculaires représentent la première cause de mortalité au niveaumondial, et sont à l’origine de la plupart des maladies cardiovasculaires. Ces pathologies setraduisent par une atteinte de l’élasticité de la paroi de l’artère. Cette perte d’élasticité conduit àune diminution de la compliance de l’artère et par conséquent à une modification de lapropagation de l’onde sanguine qui a tendance à s’accélérer. L’artère peut ainsi perdre sescapacités d’adaptation, de vasomotricité et d’amortissement. L’athérosclérose représente la principale pathologie artérielle, elle entraîne unedégénérescence de la paroi artérielle, en donnant naissance à des plaques d’athérome (amas delipides intra et extracellulaires) qui au dernier stade de la maladie athérosclérose, se calcifient etrigidifient l’artère. Pleinement installée quand la plaque commence à faire saillie dans la lumière duvaisseau, l’athérosclérose entraîne au niveau vasculaire des modifications morphologiques de lalumière artérielle par la formation de sténose (ou obstruction partielle du vaisseau) etd’anévrismes, puis des modifications de l’arbre vasculaire dans son ensemble (par la création devoies de suppléance ou collatérales). L’obstruction induite par la sténose peut favoriser l’apparition d’un accident vasculairecérébral. Deux mécanismes différents peuvent être la cause de l’AVC : dune part, la migrationd’un embole à partir dune plaque dathérome, dautre part, la diminution du débit sanguincérébral en aval de la sténose. 2. Relation entre le liquide céphalorachidien (LCR) et l’hémodynamique sanguin Ce paragraphe sert à comprendre les perspectives expliquées dans le dernier chapitre dece rapport. Le liquide céphalorachidien est sécrété dans les plexus choroïde et il se déplace sousl’effet de la pression sanguine induite dans le polygone de Willis qui est un circuit joignant lesprolongements des artères carotides. Cependant, il y a une relation entre l’hémodynamique et lescaractéristiques biomécaniques des artères carotides et du mouvement du liquidecéphalorachidien. Des modèles ont été faits par des chercheurs pour modéliser le mouvement duLCR et étudier l’effet de la pression sanguine au niveau des sites de production de ce liquide.L’un de ces modèles est un système à base compartimentale (Fig. 1.5) proposé par [8]. On observe clairement que le système du liquide céphalorachidien est modélisé enplusieurs compartiments. Ces compartiments forment les sites d’existence et du mouvement duLCR. On admet que les caractéristiques du fluide en tout point d’un compartiment est homogènedu point de vue biomécanique. Cependant, la pompe de pression qui déplace le LCR du point ouil est secrété est la pression artérielle présentée par les artères issu des carotides internes droites 14
  15. 15. et gauche. Pour cela, dans notre étude nous nous intéressons seulement à étudier la VOP dans lescarotides internes. Figure 01.05 - Modèle su système liquide céphalorachidien 3. Problématique L’IRM permet un grand apport dans les recherches sur l’hémodynamique vasculaire, etsurtout l’hémodynamique cérébrale et cardiaque. Plusieurs techniques ont été développées etoptimisées à cette fin. Le but de ces manœuvres est de trouver des méthodes totalement noninvasives, fiables et précises afin de faire le diagnostic des vaisseaux. La rigidité des artères estl’un des paramètres clinique qui nous donne une idée à propos de l’état pathologique de l’artère,d’où vient l’importance de la mesure de la VOP par l’IRM. On peut mesurer la VOP à partir des données extraites des séquences d’IRM d’écho degradient. Des techniques de contraste de phase ou de temps de vol peuvent être utilisées.Cependant, la technique de temps de vol, qui faisait l’objet de différentes études dans notrelaboratoire, a un avantage sur l’autre technique au niveau de la résolution temporelle qu’elleassure. L’une des thématiques des recherches étudiées dans notre laboratoire était ledéveloppement de séquences permettant un codage de la vitesse du sang dans les vaisseaux etpar la suite, la segmentation des artères sur des images dynamiques (au cours des cyclescardiaques). Ces séquences ont été réalisées et optimisées avec une antenne de carotides, une 15
  16. 16. antenne surfacique de grand rapport signal sur bruit. Cependant, l’utilisation des mêmesparamètres avec une autre antenne lors des acquisitions faites à l’hôpital Necker a été l’un desproblèmes majeurs rencontrés puisque les données qui servent à mesurer la VOP sont extraitesde ces images IRM, et par conséquent, il faut optimiser les paramètres de la séquence pour quel’on soit capable de mener à bien notre mesure. L’un des objectifs de mon travail étaitl’optimisation de ces séquences avec une antenne volumique, l’antenne neurovasculaire. L’autre objectif était de trouver des méthodes pour estimer la VOP à partir des donnéesextraites des images dynamiques en étudiant les effets des différents paramètres sur l’estimation.En effet, le délai existant entre les courbes de surfaces extraites de la segmentation des artèrescarotides est la base du calcul de la VOP avec notre méthode. L’un des objectifs de ce travail aussi était d’essayer de trouver une corrélationentre la VOP et la PIC (Pression intracrânienne qui est la pression dans le liquidecéphalorachidien). Dans le chapitre sur la biologie des artères carotides et du LCR, nousprésentons une explication de la relation entre la PIC et la pression sanguine dans les artères àdestinée cérébrale. Pour cet objet, une étude a été faite sur 3 patients souffrant d’unehypertension intracrânienne, une mesure de la VOP a été faite avant et après l’interventionchirurgicale pour traiter cette hypertension. De cela, nous en tirons la problématique traitée par ce travail : - Quelles sont les paramètres les plus optimisées pour mesurer la VOP à partir desimages acquises avec une antenne volumique comme l’antenne neurovasculaire ? - Comment peut-on estimer la VOP à partir des courbes de surfaces et quelleméthode de calcul de délai est la plus fiable ? - Existe-il une relation entre la pression intracrânienne et la VOP ? Durant le stage j’ai développé un interfaçage graphique sur le logiciel MATLAB quifacilite la procédure de la mesure de la VOP à partir des séries d’images existantes sur le disquedur de l’ordinateur et montrant toutes les étapes et les résultats de travail sur un seul écran. Les résultats de mon travail et les résultats d’un autre stagiaire qui travaillait le mêmesujet mais en partenariat avec un autre hôpital feront l’objet d’un article qui va être publié sous letitre : Techniques d’estimation de la vitesse de l’onde de pression à partir des séquences dynamiques d’IRM. 4. État de l’art sur la mesure de la VOP Plusieurs méthodes ont été développées pour mesurer la VOP avec des techniques d’imagerie.Nous présentons l’état de l’art sur ces références et méthodes. (1) Méthode multi-coupes : 16
  17. 17. Cette méthode proposée par [3] consiste à faire des séquences dynamiques au niveau deplusieurs coupes (Fig. 1.6-a) dans l’aorte afin d’obtenir une relation temps-position (Fig. 1.7) quidonne la VOP. Figure 1.06 - Illustration de la méthode multicoupes(a) Localisation de plusieurs coupes dans une artère. (b) Profil des vitesses au niveau des trois coupes, tangentes et calcul du temps de passage de l’onde afin d’établir une relation temps-position La relation temps-position est établie à partir des positions des coupes et du temps depassage de l’onde de pression au niveau de chaque coupe. Le temps de passage est calculé àl’intersection de deux tangentes : tangentes de la montée du flux d’éjection et celle du fluxlaminaire (Fig. 1.6-b) Figure 01.007 - Relation temps-position dans la méthode multicoupes ࢀࢋ࢓࢖࢙ = ࢇ. ࢖࢕࢙࢏࢚࢏࢕࢔ + ࢈ : La vitesse est l’inverse (2) Méthode de corrélation Une méthode récente est présentée par [5] pour estimer le temps de transit aortique, en traitantune seule onde de pression. L’onde de pression aortique a été estimée à partir d’une onde depression enregistrée au niveau de l’artère radiale. Un modèle mathématique ayant comme entrées 17
  18. 18. l’onde de pression et le débit sanguin, a été ensuite utilisé pour décomposer l’onde de pression enondes antérograde et rétrograde. Ainsi le temps de transit a été déterminé comme le pic de lafonction d’intercorrélation de ces deux ondes (). Les essais de comparaison conduits sur 44 sujets ont montré une relation linéaire (y =1.05x-2.01, r =0.67) entre le temps de transit estimé par cette méthode, et le temps de transit aortiqueestimé entre la carotide et la fémorale. Figure 01.8 - La décomposition de l’onde artérielle en onde directe et rétrograde (3) Méthode de dérivées Cette méthode a été proposée par [6]. Cette technique combine l’analyse de lapropagation de l’impulsion sanguine (basée sur un moyennage spatiale des équations decontinuité et de dynamique) avec la mesure de la vitesse par la technique de contraste de phaseafin d’estimer la compliance à partir d’une corrélation entre une dérivé spatiale de deuxièmeordre et une dérivée de la vitesse par rapport au temps. Cette technique peut être appliquée enprésence des ondes réfléchies et l’erreur reliée à cette méthode varie entre 1.2 et 46%. (4) Méthode QA avec l’ultrason Cette méthode proposée pas [10] utilise l’imagerie ultrasonore pour calculer la VOP et elle nes’applique que sur les artères superficielles. Son inconvénient est qu’elle est dépendante de l’operateurqui fait la mesure, ce qui ne produit pas une reproductibilité entre des mesures réalisées par plusieursphysiciens. La technique consiste à mesurer la surface artérielle et l’onde de vitesse durant le cycle cardiaqueet d’établir une relation reliant les deux paramètres. ܸܱܲ = ௗொ ௗ஺ Ils admettent que 18
  19. 19. Figure 1.09 - Illustration de la Méthode QA avec les ultrasons(A) Diamètre du vaisseau (continue), Vitesse maximale (--) dans l’artère carotide commune gauche. (B) flux sanguin. (C) le flux en fonction de la section de l’artère. 19
  20. 20. Chapitre 2 :Matériels et Méthodes A. Introduction Dans ce qui se suit, nous présentons une explication détaillée de la mesure de la VOP parla technique d’IRM. Les images dynamiques FAST CARD GRADIENT ECHO qui sont synchronisées avecles battements cardiaques nous donnent des images où les vaisseaux sanguins apparaissent enBlanc, un grand signal (Par rapport au fond de l’image) est obtenu pour le sang car c’est un objetqui circule (Fig. 2.1-a). Une explication détaillée du phénomène du temps de vol, qui est à labase de ce codage de vitesse, est expliquée dans ce chapitre. La surface carotidienne est alors enmesure d’être segmentée grâce à sa couleur blanche dans l’image. Une technique desegmentation a été développé par [1] est utilisée pour faire la segmentation des artères tout aulong du cycle cardiaque (Fig. 2.1-b). Figure 0.1 - Image axiale au niveau des carotides (a) Image IRM FCGRE axiale au niveau du cou. (b) Artère carotide segmentée dans Cette segmentation nous donne la surface carotidienne au cours du battement cardiaque,d’où on obtiendra une courbe qui représente l’évolution de la surface tout au long du cyclecardiaque (Fig. 2.2). L’augmentation de la surface de la courbe est causée par une augmentation de lapression, sa diminution est causée par une diminution de la pression et par conséquent la courbede surface reflète le passage d’une onde de pression au niveau de la coupe imagée. 20
  21. 21. Figure 02.2 - Courbe de surface Surface de la carotide tout au long dun cycle cardiaque - Résultat de la segmentation Deux coupes distantes d’environ 4 cm seront alors imagées. La distance doit être la pluspetite possible pour avoir une mesure locale. Le problème de l’erreur liée à la distance estexpliquée dans la partie ‘’Paramètres d’acquisition’’ de ce chapitre. Figure 2.03 Courbes de surfaces au niveau des deux coupes (a) Coupe sagittale du cou montrant la carotide primitive gauche, la bifurcation et les deux carotides interne et externe. L’acquisition sera faite une fois pour une coupe située avant la bifurcation et une autre fois pour une coupe située 4 cm au dessus de la coupe inferieure 21
  22. 22. Une fois les deux coupes sont imagées, des courbes de surfaces sont alors extraites. Uncalcul du délai entre ces deux courbes par plusieurs méthodes sera réalisé et par suite le calcul dela VOP sera réalisé suivant la définition de la vitesse : ‫ݏ݁݌ݑ݋ܿ ݔݑ݁݀ ݏ݈݁ ݁ݎݐ݊݁ ݁ܿ݊ܽݐݏ݅ܦ‬ ܸܱܲ = ‫݂݁ܿܽݎݑݏ ݁݀ ݏܾ݁ݎݑ݋ܿ ݔݑ݁݀ ݏ݈݁ ݁ݎݐ݊݁ ݈݅ܽ݁ܦ‬ B. Technique détaillée de la mesure de la VOP Dans ce qui se suit, une explication détaillé des toutes les étapes. 1. Acquisition des images (1) Matériels Afin d’étudier la fiabilité et la reproductibilité du mesure selon la grandeur du champmagnétique et du bruit, nous avons fait les acquisitions sur 3 machines d’IRM de GE Healthcare: 2machines HDX SIGNA 1.5 T (une antenne neurovasculaire et une antenne de carotides), et unemachine IRM HDX M4 3T (avec une antenne des carotides). L’antenne des carotides (KNEEPA –Knee phased array coil) est une antenne surfacique (Fig. 2.4-b) qui a un rapport signal sur bruit(RSB) relativement grand par rapport à l’antenne neurovasculaire (Fig. 2.4-a) qui est une antennevolumique couvrant la tête et le cou, ce qui nous a amené à optimiser les paramètres de la séquenceen faisant un compromis entre le SNR et la qualité de l’image tout en préservant la fiabilité de laméthode de segmentation et de l’exploitation des courbes de surface. Le protocole consiste enl’acquisition de deux séquences d’images axiales ‘’Fast Card Gradient Echo’’ en deux plans decoupe des carotides, puis d’en extraire pour chaque série d’images les surfaces des carotides parsegmentation des vaisseaux et enfin de calculer le délai séparant les deux courbes de variation desurface afin d’en déduire la VOP. Figure 02.04 - Antenne dacquisition (a) Antenne neurovasculaire. (b) Antenne des carotides. D’après le site www.gehealthcare.com 22
  23. 23. (2) La séquence FAST CARD GRADIENT ECHO La séquence écho de gradient est une séquence qui contient une seule impulsion RF qui estnormalement inferieure à 90 degré (Fig. 2.5). Figure 2.05 - Chronogramme de la séquence FCGRE Avant de faire l’acquisition sur le patient il faut faire le montage des électrodes selon unpositionnement recommandé par le GE (Fig. 2.6) Figure 2.06 - Positionnement des électrodes dans l’IRM selon la recommandation du GE (3) La technique du temps de vol Cette technique est basée sur l’optimisation des séquences d’écho de gradient compenséesen flux pour privilégier le signal vasculaire par rapport à celui des tissus environnants en : saturantle signal des tissus stationnaires avec des TR très courts : ainsi, l’aimantation longitudinale de cestissus n’a pas le temps de repousser et leur signal s’affaiblit favorisant le phénomène d’entrée decoupe : comme le sang circulant entrant dans la zone explorée n’a pas été saturé, son aimantationlongitudinale est maximale. Le signal provenant du flux sanguin est donc élevé par rapport à celuides tissus saturés. 23
  24. 24. L’importance du signal vasculaire dépend de: - La vitesse et du type de flux - La longueur et de l’orientation du vaisseau exploré (le signal vasculaire sera meilleur si la coupe est perpendiculaire à l’axe du vaisseau). - Paramètres de la séquence : TR, angle de bascule, TE, épaisseur de coupe (4) Le déroulement de la dynamique de la séquence La séquence FCGRE se déroule de telle façon que les images acquises soient synchroniséesavec les battements cardiaques. Les paramètres du ‘Gating Control’ spécifiques la à machine,ainsi que l’électrocardiogramme de la machine sont les outils qui assurent la temporisation desimpulsions des séquences. L’électrocardiographe assure la détection des ondes QRS et la fenêtredu ‘Gating Control’ assure la temporisation des impulsions RF et des gradients pour lesacquisitions. Les paramètres du gating control sont les suivants (Fig. 2.6) : - Arrhythmia Rejection Window: ARW, pour prévenir une arythmie cardiaque afin de rester flexible avec le passage de l’onde QRS. - TD : temps de déclenchement, le temps mis par la machine pour émettre une impulsion RF après la détection de l’onde QRS. - Nomber of Cardiac Images To reconstruct : le nombre des images dynamiques à reconstruire. Ce nombre des images est : o Soit calculé automatiquement par la machine, selon le temps de répétition TR, l’ARW, le TD et le taux des battements cardiaques. o Soit introduit manuellement par l’utilisateur. Normalement, une centaine des images sont prises pour chaque série. Figure 02.07 - Les paramètres du Gating control relié au cycle cardiaque 24
  25. 25. Les signaux RMN captés par l’antenne sont sauvegardés dans les plans de fourrier avant deprocéder à la reconstruction des images. La taille de la mémoire alloue pour les images dépend dunombre d’images et de ses dimensions (256x256 normalement). Le remplissage du plan de Fourrier se fait ligne par ligne. Après la détection d’une ondeQRS, la machine remplie commence l’acquisition des signaux de la ligne numéro n de chaqueimage. A chaque instant TR se fait l’impulsion RF et le remplissage de la ligne numéro n d’uneimage de la série (Fig. 2.7). Figure 02.8 des lignes des images dynamiques au cours d’un battement cardiaques Cette procédure se répète après chaque impulsion RF pour remplir toutes les lignes detoutes les images (Fig. 2.8) Figure 2.09 Remplissages des lignes dans toutes les images durant les 256 battements cardiaques 25
  26. 26. 2. La segmentation des artères et l’extraction des courbes de surfaces Une fois les images acquises, l’étape suivante consiste à segmenter les images. Celle-cipermet de délimiter la région occupée par le sang circulant dans la carotide. La méthode utiliséeest celle proposée dans [1]. Cette méthode permet de réaliser un seuillage adaptatif qui permet des’affranchir des problèmes liés aux turbulences sanguines qui entrainent une déformation de lasurface perçue des artères. La figure 2.9 montre la segmentation d’une artère carotide pendant unepériode d’écoulement laminaire du sang (Fig. 2.9-a) et en présence de turbulence (Fig. 2.9-b). Figure 2.010 Segmentation de la carotide La carotide, depuis limage brute vers la segmentation. (a) représente la segmentation de l’artère dans la périoded’écoulement laminaire et (b) celle d’écoulement turbulent. Etapes : Sélection d’une région d’intérêt – Agrandissement de la taille et filtrage – Seuillage – Remplissage des trous – Dilatation et érosion – Adaptation du masque avec le masque de l’image référence – Détection du contour – addition du contour à l’image initiale. La surface extraite de chaque image de la série donne un point de la courbe de variation desurface. En réalisant la segmentation des deux séries d’images on obtiendra deux courbes devariation de surface, telles que représentées dans (Fig. 2.10). Figure 2.011 Deux courbes de surfaces pour la coupe inférieure et la coupe supérieure 3. Différentes technique utilisées pour le calcul du délai 26
  27. 27. Le passage de l’onde est visualisé par un décalage entre les 2 courbes de variations desurface. Ce décalage donne le délai qui est le temps mis par l’onde pour passer de la première à ladeuxième coupe. La vitesse de l’onde n’est autre que le rapport du délai par la distance entre lesdeux coupes. Il est à noter que des irrégularités sur les courbes causées par les ondes réfléchiesdans l’arbre artériel sont présentes après la systole. La problématique qui nous intéresse est doncde savoir comment déterminer ce délai de passage afin de calculer la VOP. Etant donné la distance entre les deux coupes, la VOP est : ‫݁ܿ݊ܽݐݏ݅ܦ‬ ܸܱܲ = ‫ܦ‬é݈ܽ݅ Pour obtenir une mesure locale, la distance doit être réduite au maximum. La distanceminimale est limitée par 2 phénomènes : la valeur minimale du TR étant dépendante de lamachine, une distance trop faible ne permettrait pas la visualisation du passage de l’onde depression. De plus, l’erreur produite pour l’estimation de la VOP augmente avec la diminution dela distance. En effet l’erreur commise sur le calcul de la VOP, liée à la discrétisation des signauxet à la distance est donnée par l’expression suivante : 0 ‫݅ݏ‬ ‫ܸ .ݎܶ .݊ = ܮ‬ ‫ۓ‬ ‫ܮ‬ ܸ− ‫ܮ‬ ‫= ݎݎܧ‬ ‫۔‬ ܶ‫ ݎ݁݅ݐ݊݁ .ݎ‬ቀܶ‫ ܸ .ݎ‬ቁ ‫ە‬ ‫݊ ݅ݏ‬ሺ−ሻ. ܶ‫݊ < ܮ < ܸ .ݎ‬ሺ+ሻ. ܶ‫ܸ .ݎ‬ ܸ Où V est la VOP, et L est la distance entre les 2 coupes. Pour limiter cette erreur, nous avons fait le compromis de fixer à environ 4 cm pourconserver une estimation locale, puis nous avons procédé à une interpolation des courbes devariation de surface afin d’augmenter la résolution temporelle de ces courbes. En effet, cetterésolution est discrète, d’un pas égal à TR, mais avec une interpolation linéaire, la résolutionaugmente et l’erreur liée à la résolution discrète est amoindrie. Nous avons proposé plusieurs méthodes pour répondre à la problématique. Dans tous lescas, on limite la zone d’intérêt à la zone correspondant à la première pente, en effet pendant cetintervalle, qui correspond à la systole, la variation de pression y est la plus importante et les effetsdes ondes réfléchies et des autres fluctuations sont supposés négligeables. Une interpolation cubique splines et un lissage par moyenne sont appliqués sur chaquecourbe afin d’augmenter la résolution temporelle et d’éliminer les irrégularités provenant de lasegmentation. Les courbes sont ensuite mises à niveau en rabaissant le pied de chaque courbe àzéro. Nous avons développé 3 techniques pour calculer le délai caractéristiques : - Inter corrélation (M1). - Points d’inflexion (M2). - Distance moyenne (M3). Pour la première et la troisième méthode, une étape préalable de normalisation desmaximums des deux courbes à 1 est nécessaire afin d’obtenir deux courbes comparables. 27
  28. 28. (1) Inter corrélation (M1) : Une approche pour déterminer le délai est de caractériser le déplacement relatif, de lacourbe de la coupe supérieure par rapport à la courbe de la coupe inférieure, qui minimise lasurface comprise entre les 2 zones d’intérêts des pentes décalées (méthode 1.1) ou minimiser ladifférence entre les coordonnées des deux courbes ce qui nous donne un indice du rapprochementdes 2 courbes (méthode 1.2). (2) Points d’inflexion (M2) : Une autre approche est de déterminer pour chaque courbe le point d’inflexion de sa pentecaractéristique. Deux algorithmes ont été développés. Le premier consistant à obtenir le pointd’inflexion par le calcul d’un ensemble de tangentes à la pente autour de son milieu puis àdéterminer l’abscisse pour laquelle l’écart-type entre les ordonnées de toutes les tangentes estminimal, la correspondance mathématique est le point où la dérivée seconde s’annule (méthode2.1). Une moyenne des délais en faisant osciller le milieu théorique des pentes est effectué afin derenforcer la robustesse de l’algorithme. La deuxième approche consiste à obtenir le maximum de ladérivée de la courbe au niveau de sa pente caractéristique (méthode 2.2). Pour ce faire, une courbede variation de surface est calculée à partir de la courbe initiale lissée. Un fitting de la portion encloche de la courbe de variation de surface par une fonction polynomiale est réalisé afin d’endéterminer sa valeur maximale qui correspond mathématiquement au maximum de la dérivéepremière. (3) Décalage moyenne (M3): Cette technique (Méthode 3) calcule le délai moyen existant les points des pentes de mêmevaleur de surface. C. Interfaçage graphique Afin de faciliter le travail avec la segmentation des images et pour avoir un outil completpour calculer la VOP j’ai créé un interfaçage graphique sous Matlab qui est capable de faire lessegmentations pour les deux coupes, montrer les images segmentées et les courbes de surface etd’accéder à une autre fenêtre pour calculer la VOP en choisissant la méthode. Cet interfaçage est aussi capable de montrer les série d’images originales et des imagessegmentées en vidéo, d’afficher le rapport signal sur bruit dans l’image, de sauvegarder lessignaux de surface selon le nom du patient, montrer les paramètres d’acquisition et accéder à unmenu d’aide et d’information. Un interfaçage graphique sur Matlab est un outil qui nous permetde créer une fenêtre capable d’échanger les données entre l’ordinateur et l’utilisateur. Le but defaire un tel interfaçage est de faciliter le travail, d’économiser les instructions de programmationd’une part et permettre aux personnes qui n’ont pas l’habitude d’interagir le langage deprogrammation de Matlab de faire leur manipulations sur ce logiciel. Des outils (UICONROL)sont mis à dispositions, et un langage de programmation dédié à ces outils nous permet de créerles taches que les outils doivent faire après un ordre de l’utilisateur. 28
  29. 29. Figure 02.12 L’interfaçage graphique au moment d’ouverture 12 L’interfaçage (Fig. 2.11) contient du gauche à droite : )- Un panel pour entrer le nom du patient et les paramètres de segmentation : o Seuil. o Facteur de correction de turbulence.- Un panel passif qui sert à montrer les paramètres d’acquisition (TR, Tck, Hôpital, Type de la machine, …).- Le panel de la coupe inferieur : inferieure o Un bouton qui nous ouvre une interface (Directory Dialogue Box) pour chercher la série des images dans le disque dur afin que l’utilisateur sélectionne la série d’images. o Deux boutons vidéo : Un pour faire défiler la série des images originales. Un érie autre est également créé pour défiler les images segmentées. o Deux curseurs pour se déplacer entre les images originales et les images segmentées.- Le panel de la coupe supérieure : o Contient les mêmes éléments que le panel de la coupe inferieure et fonctionne de la la même façon, mais il sert à faire la segmentation de la série d’images gmentation supérieures.- Un graph pour montrer les courbes de surface.- Un bouton ‘Normalize’ pour montrer les deux courbes de surfaces normalisées.- Un bouton pour accéder un fichier d’information et un autre pour un ficher d’aide. our- Le logo des trois organismes partenaires dans le projet (CIMA – UTC – GE).- Un bouton ‘Close’ pour fermer ;’interface. 29
  30. 30. - Le bouton ‘Go to PWV calculation’ qui nous permet d’accéder à une autre fenêtre pour calculer la VOP. L’interface est caractérisé par une auto-assistance et auto-aide qui aide l’utilisateur àréaliser les instructions dans le bon ordre et lui indiquer s’il y a une erreur dans le téléchargementdes données de traitement comme : - Le message d’erreur qui s’affiche si on met des lettres à la place des chiffres dansun des cases des paramètres de segmentation (Fig. 2.12) : Figure 2.13 Un message d’erreur lors de l’entrée des fausses données - Un message indiquant la fin de la segmentation de la première série : Figure 02.14 Indication de linterfaçageL’interfaçage montre des indices techniques et indique la fin de la segmentation de la coupe inferieure et invite à faire la segmentation de la coupe supérieure 30
  31. 31. - Un message d’erreur lors du téléchargement des images pour deux patientsdifférents : Figure 02.015 Un message d’erreur apparait lors du téléchargement des données pour deux patients différents - Un message de confirmation de la fin de segmentation Figure 02.016 Un message indiquant la fin de la segmentation des deux coupes L’interface de calcul de la VOP : 31
  32. 32. Après la segmentation des deux coupes d’images, on procède au calcul de la VOP. Onclique sur le bouton ‘Go to PWV calculation window’ pour ouvrir une autre interface afin decalculer la VOP. Un message de confirmation apparait, l’utilisateur doit confirmer son souhaitpour calculer la VOP afin que l’autre interface s’ouvre. Figure 2.017 L’ouverture de la fenêtre de calcul de la VOP L’autre interface qui s’ouvre est constitue des graphes et des cases pour entrer lesparamètres spécifique de la méthode pour calculer la VOP : Figure 02.018 La fenêtre de mesure de la VOP avec les différentes touches de contrôle A partir de cet interfacage on peut réaliser des manipulations diverses avec les signaux desurface, comme la comparaison des signaux selon differentes paramètres de segmentation, etprincipalement choisir la methode avec laquelle on veut calculer la VOP (Fig.) d’après un menudans un panel special. 32
  33. 33. Figure 0.19 Un panel pour choisir la méthode de calcul de délai 33
  34. 34. Chapitre 3 : Résultats et discussion Différents cas étudiés avec des paramètres d’acquisition, de segmentation et de méthodesdu calcul de délai différents seront présentés afin de discuter l’effet de ces paramètres sur lecalcul de la VOP. A. Calcul de la VOP avec les différentes méthodes de calculde délai Le tableau 3.1 et 3.2 montre respectivement la moyenne et la dérivation standard de laVOP pour 4 patients, dans la carotide droite (D) et gauche (G). Pour chaque patient nous avonscalculé le délai avec les trois méthodes. - Inter corrélation (M1). - Points d’inflexion (M2). - Distance moyenne (M3).Patient M1 M2 M3 D G D G D G 1 2.5 2.3 2.2 2.8 4.3 3.4 2 --- 2.2 ---- 2.2 --- 2.7 3 3.5 2.3 3.6 3.2 3.3 2.7 4 4.5 2.25 4.7 --- 4.6 --- Tableau 3.01 Valeurs moyennes de la VOP avec les 3 méthodes de calcul de délai Patient M1 M2 M3 D G D G D G 1 0.24 0.18 0.32 0.56 0.39 0.33 2 --- 0.19 ---- 0.23 --- 0.24 3 0.8 0.13 0.75 0.9 1.17 0.29 4 0.85 0.56 0.6 --- --- Tableau 3.2 Déviation standards de la VOP avec les 3 méthodes de calcul de délai 34
  35. 35. B. Calcul de la VOP avec différentes paramètres desegmentation Nous avons calculé aussi la VOP en segmentant les images avec différentes valeur de H(coefficient de seuillage) et différentes valeurs du coefficient de correction de l’effet deturbulence et nous avons obtenues les valeurs dans le tableau 3.2. VOP h min M1 M2 M3 0.7 6 3.2 3.5 3.4 8 4.0 4.0 3.9 10 3.5 2.9 3.2 0.75 6 5.7 4.9 5.1 8 3.2 2.6 3.3 10 4.45 3.8 4.1 0.8 6 3.2 3.4 3.1 8 3.3 3.1 3.1 10 3.3 3.3 3.1 0.85 6 3.5 3.2 3.3 8 3.3 2.9 3.2 10 3 2.8 3.1 0.9 6 2.3 2.2 2.3 8 3.3 3.3 3.1 10 3.8 2.8 3.5 Moyenne 3.5 3.3 3.4 Dérivation St. 0.7 0.6 0.6 Tableau 03.3 Valeurs moyenne de la VOP selon différentes paramètres de segmentation 35
  36. 36. C. Discussion L’étude des effets des paramètres de segmentation, de la valeur du champ magnétique et destechniques d’estimation de délai nous a donné une idée à propos de la reproductibilité de la technique.Les valeurs estimées varient avec une déviation standard de 0.5 m/s en moyenne entre les différentesméthodes. Cependant, la variabilité provient aussi des paramètres de segmentation, qui affectent ledélai entre les deux courbes de surfaces, et par conséquent l’estimation de la VOP. Cette variation estfaible, de l’ordre de 0.2 m/s sauf pour quelques couples (h, min) comme (0.75, 6) et (0.75, 4.5). Ces variations entre les valeurs de VOP ainsi estimées proviennent de plusieurs sources d’erreur.Ces sources d’erreur prennent naissance dans l’acquisition des images, meilleure est l’optimisation desparamètres de la séquence, meilleure est la qualité des images et la fiabilité de la segmentation et plusla mesure est reproductible et fiable. En effet, l’optimisation des paramètres de la séquence ne mènepas toujours à l’objectif principal qui est une estimation locale et fiable de la VOP. Cette estimation esttoujours liée à un compromis localisation/fiabilité. 1. Les sources d’erreur Il y a différents sources d’erreur qui peuvent affecter la mesure de la VOP puisque cette mesure passe par différentes étapes qui nécessitent chacune un traitement différent. Je veux dire par source d’erreur, chaque paramètre qui, selon sa valeur, modifie le résultat de la VOP. Les différences entre les résultats de VOP en fonctions de plusieurs paramètres sont montres en détail dans le chapitre ‘’Discussion et résultat’’, cette différence ne dépasse pas 0.3 m/s pour une mesure de 3-4 m/s de VOP. Ces paramètres sont : - Au niveau des acquisitions : o La grandeur du champ magnétique. o L’antenne utilisée. o Le temps de répétition. o L’épaisseur de la coupe. o Distance entre les deux coupes. - Au niveau du traitement d’images : o Le facteur de seuillage. o Le facteur de correction de l’effet de la turbulence. - Au niveau du calcul du délai : o La méthode avec laquelle on calcul le délai. (1) Au niveau des acquisitions Au niveau des acquisitions, on s’intéresse au rapport signal sur bruit qui dépend de plusieurs paramètres et des caractéristiques de la séquence. Par définition, le RSB est : 36
  37. 37. (a) La grandeur du champ magnétique et l’antenne utilisée : La grandeur du champ magnétique joue sur le rapport signal sur bruit. Plus le champmagnétique de la machine est intense, plus que le RSB est plus grand et par conséquence lesartères apparaissent plus blanches et l’arrière plan de l’image apparait plus noir, et par suite lecontraste dans l’image augmente Le type de l’antenne joue aussi sur le rapport signal sur bruit.L’antenne surfacique que nous avons utilisée, l’antenne des carotides est dédiée pour faire desacquisitions dans la région des carotides. Le RSB de cette antenne est très grand par rapport àcelui d’une antenne volumique, l’antenne neurovasculaire. Figure 03.01 comparaison entre IRM 3T et 1.5 T(a) Images acquise avec une machine IRM 3 T en utilisant une antenne volumique (tête-cou). (b) Image acquise avec une machine IRM 1.5 T en utilisant une antenne surfacique (Antenne de carotides) (b) Le temps de répétition - TR Le temps de répétition est le temps entre deux impulsion RF et il définie aussi larésolution temporelle des courbes de surfaces. Plus le TR est petit, plus la résolution temporelleest grande. Nous sommes arrivés à faire des acquisitions avec un TR de l’ordre de 5 ms, ce quidiminue aussi le temps de l’examen. L’avantage de cette méthode est que l’acquisition des images se fait avec la séquenceécho de gradient rapide, ce qui nous permet d’acquérir une centaine des images au cours d’uncycle cardiaque. (c) L’épaisseur de la coupe - Tck 37
  38. 38. Si on fait des acquisitions avec une épaisseur de coupe relativement grande, la RSBaugmente, mais d’un coté, nous allons perdre le codage vitesse-signal. En effet, pour une grandeTck tous les protons auront le temps pour être semblable au niveau de l’aimantation quelle quece soit la vitesse du sang qui traverse la coupe, selon le principe du temps de vol. Donc, il fautfaire un compromis entre le RSB et la capacité à faire le codage cinétique. (d) Distance entre les deux coupes - d Ci-après un calcul développé afin de connaitre la distance optimale entre les deux coupes.Plus la distance est petite, plus la mesure est locale et plus l’erreur augmente. Il faut donc uncompromis entre une erreur minimale et une distance aussi minimale. (i) Calcul théorique Supposons que l’on va mesurer une vitesse de valeur connue V et que le temps derépétition Tr de la séquence est lui aussi connu. Pour que l’erreur soit égale à zéro, il faut que l’acquisition des lignes vienne avec lepassage de l’onde (figure 1). Si on fait l’acquisition dans le cas 1, alors on prend l’image lors dupassage de l’onde. Dans le cas 2 la distance n’est pas optimale pour prendre l’acquisition lors dupassage de l’onde. Figure 0.2 Effet de la distance entre les deux coupes sur lerreur Illustration de la position des coupes axiales par rapport au passage de l’onde de pression. Dans la position 1 :l’acquisition de passe juste avec l’acquisition, ce qui donne une mesure exacte. Dans la position 2 l’acquisition ne tient pas toute l’onde ce qui introduit une erreur dans la mesure D’un point de vue logique, la distance d1 vaut la vitesse de l’onde de pression multipliéepar le temps mis par l’onde pour passer de la coupe inférieure à la coupe supérieure : 38
  39. 39. Do = temps x distance. Cet instant d’acquisition vaut n.Tr, donc si l’onde passe après un temps n.Tr, on peut direque l’image nous donne l’information exacte de la déformation de surface. D’une manièrelogique on peut dire que la distance optimale pour prendre l’acquisition pour un une vitesse Vconnue et Tr connu, la distance optimale = n.Tr.V. Cependant, il y a deux contradictions sur ce sujet : 1- Prendre la distance la plus petite que possible afin de mesurer une VOP locale. 2- Plus la distance est petite, plus il est possible de faire le codage des grandesvitesses. (a) Conditions de codage La vitesse maximale qu’on puisse mesurer sous une distance L est : ‫ܮ‬ ܸ݉ = ܶ‫ݎ‬ (b) Erreur : L’erreur de vitesse dans la séquence est : 0 ‫ܸ .ݎܶ .݊ = ܮ‬ ‫ = ݎݎܧ‬൝ܸ − ܸܿ ݊ሺ−ሻ. ܶ‫݊ < ܮ < ܸ .ݎ‬ሺ+ሻ. ܶ‫ܸ .ݎ‬ ܸ Ou : - V est la vitesse qu’on va mesurer. - n(-) < n < n(+), tous les n sont des nombres entiers. - Vc est la vitesse calculée. (c) Vitesse calculée: ‫ܮ‬ ܸܿ = ‫ܦ‬é݈ܽ݅ Ou délai : est le décalage entre les 2 courbes de surface. Le délai est un nombre déterminé de Tr puisque l’échelle de temps est échantillonnéeavec une période d’échantillonnage Tr. Alors : 39
  40. 40. ‫ܦ‬é݈ܽ݅ = ݁݊‫ ݎ݁݅ݐ‬ሺ ݊݀ ሻ. ܶ‫ݎ‬ L’entier (n) est le nombre entier qui convient au numéro de Tr qui forme le délai. Alors ‫ܮ‬ ܸܿ = ܶ‫ݎ݁݅ݐ݊݁ .ݎ‬ሺ݊݀ሻ ‫ܮ‬ ܸܿ = ‫ܮ‬ ܶ‫ݎ݁݅ݐ݊݁ .ݎ‬ሺܶ‫ ܸ .ݎ‬ሻ (d) Reformulation de l’erreur : La nouvelle formule de l’erreur sera : 0 ‫ܸ .ݎܶ .݊ = ܮ‬ ‫ۓ‬ ‫ܮ‬ ܸ− ‫ܮ‬ ‫= ݎݎܧ‬ ‫۔‬ ܶ‫ ݎ݁݅ݐ݊݁ .ݎ‬ቀܶ‫ ܸ .ݎ‬ቁ ‫ە‬ ݊ሺ−ሻ. ܶ‫݊ < ܮ < ܸ .ݎ‬ሺ+ሻ. ܶ‫ܸ .ݎ‬ ܸ (ii) Relation entre l’erreur, la vitesse calculée et la vitesse maximale pour obtenir la distance optimale : Notre objectif de ce calcul est de mener l’erreur à zéro dans le cas ou L ne vaut pasn.Tr.V. Cependant, il faut prendre en compte la condition de la vitesse maximale qu’on peutmesurer. La reformulation des ces conditions est : - V < Vm. - Vc < Vm. - Err=0. A- Vc < Vm nous donne : ‫ܮ‬ ݁݊‫ ݎ݁݅ݐ‬൬ ൰>1 ܶ‫ܸ .ݎ‬ B- Err=0 nous donne : ‫ܮ‬ ܸ= ‫ܮ‬ ܶ‫ ݎ݁݅ݐ݊݁ .ݎ‬ቀܶ‫ ܸ .ݎ‬ቁ ‫ܮ‬ ‫ܮ‬ ݁݊‫ ݎ݁݅ݐ‬൬ ൰= ܶ‫ܸ .ݎ‬ ܶ‫ܸ .ݎ‬ 40
  41. 41. Comme résultat : La distance optimale est donc déterminée par ces deux conditions : ‫ܸ .ݎܶ > ܮ‬ ‫ܸ .ݎܶ .݊ = ܮ‬ - condition de la vitesse d’encodage. - condition de minimisation de l’erreur. Rejoignons les deux conditions ensemble : ‫ ,ܸ .ݎܶ .݊ = ܮ‬ሺ݊ + 1ሻܶ‫ ,ܸ .ݎ‬ሺ݊ + 2ሻ. ܶ‫ , … ,ܸ .ݎ‬ሺ݊ + ܰሻܶ‫ܸ .ݎ‬ (iii) En pratique En pratique, on peut prévoir la vitesse mais on ne peut donner sa valeur exacte pourremplir la condition L=n.Tr.V. Cependant, les paramètres qu’on peut faire varier en respectanttoujours la relation sont la longueur L et la constante n. le point fort dans les conditions de calculest que la VOP augmente avec l’âge dans le cas normal, ce qui nous oblige d’augmenter ladistance entre les deux coupes, ce qui est possible puisque la longueur de la carotide est plusgrande chez les adultes. En plus, on ne sait pas si on tombe sur une valeur de L qui remplit lacondition d’optimisation de longueur ou non. A noter, que l’erreur passe par zero en augmentantla distance si la longueur est (n+k).Tr.V, et vaut une valeur absolue différente de zéro entre leslongueurs qui valent (n+k).n.Tr et (n+k+1).n.Tr. Cette erreur diminue en tout cas en augmentantL. Regardant cette équation : 0 ‫ܸ .ݎܶ .݊ = ܮ‬ ‫ۓ‬ ‫ܮ‬ ܸ− ‫ܮ‬ ‫= ݎݎܧ‬ ܶ‫ ݎ݁݅ݐ݊݁ .ݎ‬ቀ ‫۔‬ ܶ‫ ܸ .ݎ‬ቁ ݊ሺ−ሻ. ܶ‫݊ < ܮ < ܸ .ݎ‬ሺ+ሻ. ܶ‫ܸ .ݎ‬ ‫ە‬ ܸ La figure ci-dessous explique l’équation dans le plan d’acquisition. Figure 03.03 Illustration de l’erreur en fonction de la distance entre les deux coupes 41
  42. 42. La figure 3.4 montre l’erreur qu’on puisse avoir lors de la mesure en fonction de ladistance prise entre les coupes et la vitesse de l’onde de pression. 1 data1 0.9 1 0.8 0.9 0.8 0.7 0.7 0.6 0.6 Erreur relative 0.5 0.5 0.4 0.3 0.4 0.2 0.1 0.3 0 15 0.2 150 10 100 0.1 50 0 5 0 vitesse-VOP Distance entre les 2 coupes Figure 0.4 Illustration de l’erreur en fonction de la distance entre les deux coupes Les régions d’erreur inférieure à 10% sont illustrées dans la figure 4 0.1 0.08 Erreur relative 0.06 0.04 0.02 0 15 14 13 12 11 150 10 9 100 8 7 50 6 vitesse-VOP 5 0 Distance entre les 2 coupes Figure 03.5 Région d’erreur moins que 10% 42
  43. 43. (2) Au niveau du traitement d’images (a) Le facteur de seuillage La méthode de seuillage utilisée dans [1] est base sur la théorie d’OTSU. Cependant, après des seuillage selon cette théorie on a remarqué que le seuillage d’OSTU qui est indispensable pour faire une segmentation pour les images médicales n’est pas suffisant, cest-à- dire on a besoin d’un facteur qui augmente ou qui diminue le seuil de selon le contraste et le RSB. On a introduit donc un seuil qui est en fonction d’un autre facteur, H : ‫ܥ‬ ܵ݁‫= ݈݅ݑ‬ ‫ܪ‬ Ou C est le seuil d’OSTU et 0.7 < H < 1.3. (b) Le facteur de correction de l’effet de turbulence (FTu) Ce facteur est le plus important dans la technique de segmentation. En effet la segmentation classique basée sur le principe de seuillage n’est pas suffisante à cause de la turbulence du sang dans l’artère. La turbulence donne un hyposignal dans la région de l’artère. Ce hypo signal sera éliminé par le seuillage. En considérant que la forme de l’artère est unique tout au long du cycle cardiaque, mais avec une variation proportionnelle à la pression, la technique de segmentation réalise la segmentation d’une image référence (où il n’y a pas de turbulence) et calcule la surface à tous les instant du cycle cardiaque en agrandissant la surface de référence par incrémentation jusquà l’obtention d’une différence qui vaut FTu entre la surface segmentée avec la seuillage et la surface agrandie. Ce facteur FTu vaut la surface de la region de turbulence. Cependant, l’ordre du facteur utilisé, joue aussi sur la fiabilité de la segmentation. (3) Au niveau du calcul du délai Le calcul du délai entre les deux coupes mérite une large discussion pour les raison suivantes : - Les courbes ne sont pas totalement semblables. - La courbe de surface varie légèrement avec les paramètres de segmentation. - Il n’y a pas une formule standard pour le calcul de délai. - 2. Conclusion et Perspective Nous avons étudié différentes techniques d’estimation de délai pour la mesure de la vitesse del’onde de pression en tenant en compte de l’effet des différents paramètres affectant le diagnostic. Lesdifférentes estimations montrent une homogénéité entre les résultats avec une variabilité ne dépassant 43
  44. 44. pas 0.4 m/s en moyenne. L’intérêt de cette technique d’estimation de VOP est sa faible dépendanceaux différents paramètres, ce qui rend la mesure fiable et reproductible. Le domaine de l’étude des propriétés biomécanique avec l’IRM est un domaine prometteur vules avantages que cette technique assure : - Totalement non invasif. - Ne dépend pas de l’operateur. - Un temps d’examen relativement court. Le modèle du liquide céphalorachidien [8] met en évidence une relation directe entre la pressionintracrânienne et la pression artérielle au niveau des artères a destinées cérébrales. D’autre part, desétudes comme [9] ont montrées la relation entre la compliance et la pression artérielle. Cependant lesartères carotides sont les vaisseaux qui amènent le sang vers le cerveau. Par conséquent, une relationdevra exister entre la compliance de l’artère carotide et la pression intracrânienne. L’un desperspectives de ce travail est donc de trouver une corrélation entre la VOP est la pressionintracrânienne. Sur le plan personnel, j’ai profité de ce stage dans plusieurs domaines. Dans le domainescientifique, j’ai acquis une forte connaissance en IRM et en traitements d’images médicales. En outre,les journées que j’ai passées entre le centre de recherche et l’hôpital ont enrichi ma personnalité etm’ont aussi aide à mieux comprendre l’environnement de travail dans lequel je souhaite continuer. Jen’oublie pas les relations que j’ai créées durant ce stage et les instants de challenge et de stressponctuels qui ont été à la base de la réussite de ce travail. 44
  45. 45. Références[1] Darwich, M., Capellino, S., Langevin, F. Adaptative segmentation for vessels dynamic Characterization using high resolution MR Sequences. Machine vision and Image processing conference 2008; 125-129.[2] Macgowan, C. K., Henkelman, R. M. and Wood, M. L. Pulse-wave velocity measured in one heartbeat using MR tagging. Magnetic Resonance in Medicine 2002; 48(1):115-121.[3] Boese, J. M., Bock, M., Schoenberg, S. O. and Schad, L. R. Estimation of aortic compliance using magnetic resonance pulse wave velocity measurement. Physics in Medicine and Biology 2000; 45(6):1703-1713.[4] Asmar, R. et al. Assessment of Arterial Distensibility by Automatic Pulse Wave Velocity Measurement : Validation and Clinical Application Studies. Hypertension 1995; 26(3):485-490.[5] Qasem, A. and Avolio, A. Determination of aortic pulse wave velocity from waveform decomposition of the central aortic pressure pulse. Hypertension 2008; 51(2):188-195.[6] Urchuk, S. N. and Plewes, D. B. A velocity correlation method for measuring vascular compliance using MR imaging. Jmri-Journal of Magnetic Resonance Imaging 1995; 5(6):628-634.[7] Vulliemoz, S., Stergiopulos, N. and Meuli, R. Estimation of local aortic elastic properties with MRI. Magnetic Resonance in Medicine 2002; 47(4):649-654.[8] Otahal, J., Stephanik, Z., Kaczmarska, A., Marsik, Z., Broz, Z. Simulation of cerebrospinal transport. Advances in Engineering Software 2006, 38(11-12), 802–809.[9] Mitchell, G.F., Conlin, P.R., Dunlap, M.E., Lacourcière, Y., Malcolm, J., Arnold, O., Ogilvie, R.I, Neutel, J., Izzo, J.L., Pfeffer, M.A. Aortic Diameter, Wall stiffnesse, and Wave Reflection in Systolic Hypertension. Hypertension 2007; 51(1); 105-111.[10] Rabben, S.I., Stergiopulos, N., Hellevik, L.R., Smiseth, O.A., Slordhal, S., Urheim, S., Angelsen, B. An ultrasound based Method for determining pulse wave velocity in superficial arteries. Jounal of biomechanics 2004; 37(10): 1615-1622. 45
  46. 46. Annexe 1 : Imagerie par résonance magnétiqueLa magnétisation Le noyau de l’atome est composé de nucléons, qui sont en rotation individuelle autourd’un axe passant par leur propre centre. Un nucléon en rotation, induit autour de lui un momentmagnétique, du aux charges composants cette particule. Ce moment magnétique est représentépar un vecteur µ . Ainsi, les nucléons pourront être assimilés à de petits aimants tournants. Seulles atomes à nombre impair de nucléon possèdent un moment magnétique total, puisque neutronet protons s’apparient et leurs moments magnétiques s’annulent deux à deux. En IRM, c’est lenoyau d’hydrogène (formé d’un seul proton,) qui constitue le principal centre d’intérêt, vu sonabondance dans le corps humain. Figure 1 - Moment magnétique d’un nucléon Figure 2 - Orientation parallèles et anti parallèles des protons placés dans un champ B0 En état d’équilibre, les protons sont orientés d’une façon aléatoire de sorte que la sommedes moments élémentaires soit nulle. Cependant, placé dans un champ magnétique externe B0 , lapopulation de spins se divise en deux populations parallèle et antiparallèle à peu prèséquivalentes. En effet, le nombre de protons parallèles (basse énergie) est plus grand que lenombre de protons antiparallèles (haute énergie). 46
  47. 47. Chaque proton, décrit alors un cône autour de B0 , à la vitesse ω 0 = γB0 , où est le rapportgyromagnétique, et on aura ainsi un champ résultant M tournant autour de B0 à la même vitesseω0 . Le vecteur M se décompose donc en une composante longitudinale M z alignée avec lechamp B0 , et une composante transversale M xy contenue dans le plan perpendiculaire au champ.Cependant, M xy est en fait nul, à cause de la dispersion des composantes transversalesélémentaires (le déphasage des protons). Ce déphasage s’explique par le fait que les protons precèssent à des vitesses angulaireslégèrement différente par rapport à ω 0 . En effet, les protons évoluent dans des environnementsmoléculaires différents, où de petits champs magnétiques locaux vont se superposer au champmagnétique principal B0 .L’excitation A l’équilibre, on se retrouve avec un champ macroscopique, M z 0 orienté dans le sens deB0 . Cependant la mesure directe de ce vecteur d’aimantation, est impossible vu qu’il estinfiniment petit par rapport au champ B0 . Il faudra donc le basculer dans le plan xOy à l’aided’un second champ . Figure 3 - Les champs macroscopiques dans B0 Figure 4 - Calotte sphérique décrite par M Si on applique un champ magnétique B1 tournant autour de B0 à la vitesse ω r = ω 0 , lesystème rentre en résonance, et le vecteur macroscopique M , tout en continuant à tourner autour 47
  48. 48. de B0 à la fréquence ω 0 , va se mettre également à tourner autour de B1 à la fréquence ω1 = γB1 .L’extrémité du vecteur M va alors décrire une spirale sur une calotte sphérique. En pratique, l’impulsion de radiofréquence (RF) B1 , n’est appliquée que pour une duréetrès courte, de telle sorte que M soit basculé d’un angle θ égale 90° ou 180°, on parle alorsd’une excitation RF de 90° ou 180° respectivement. En se positionnant dans le système d’axetournant à la vitesse ωr on pourra décrire le mouvement de M comme un basculement dans leplan xOy. On observe donc, une diminution de la composante longitudinale M z , et augmentationde la composante transversale M xz . Ceci est du au fait que l’application du champ B1 , provoquedes transitions de protons entre le niveau de basse énergie (parallèle) et le niveau de hauteénergie (antiparallèle). En effet, à l’équilibre, on observe deux niveaux d’énergie pour lesprotons, entre lesquels existent en permanence des transitions à nombre égal, conservant lemême excès de protons parallèles, maintenant un moment résultant M parallèle à B0 . Figure 5 - Basculement dans le plan xoy, diminution de la composante longitudinale et création d’une composante transversale Or, l’énergie d’une onde électromagnétique est donnée par E = hω , d’où, à la résonance,le champ appliqué B1 va fournir une énergie E = hω 0 , qui est exactement l’énergie nécessairepour induire une transition vers le niveau de haute énergie. Ces transitions en position antiparallèles, accompagnées de rephasage des protons vaainsi provoquer la diminution de M z et l’accroissement de M xy . Lorsque tous les protons parallèles en surnombre basculent en position antiparallèle, onaura égalité entre les deux populations de spins, M z sera ainsi nul et M xy maximal (impulsion90°). Si on prolonge encore l’excitation on va observer un surnombre de protons antiparallèled’où l’apparition d’un M z négatif ; Ainsi pour une impulsion 180° on aura M z = - M z 0 .Relaxation en T1 et T2- FID – signal Dès la fin de l’excitation, il va y avoir retour à l’état d’équilibre. 48

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