FR 2617999 A1 19890113 FR 8709813 A 19870710 26 17999 PROCEDE D'ELIMINATION D'ARTEFACTS DANS UNE EXPERIMENTATION D'IMAGERIE PAR RMN La présente invention a pour objet un procédé d'élimination d'artefacts dans une expérimentation d'imagerie par résonance magnétique nucléaire RMN. Elle trouve plus particulièrement son application dans le domaine médical o on cherche à représenter les images de coupes de corps humains étudiés. Dans ces images, elle sert plus particulièrement à éliminer les perturbations résultant d'artérfacts dit de bougé causés par des mouvements des corps ou dans les corps. La représentation des objets en mouvement passe d'une manière classique par la saisie de clichés, cliché étant entendu au sens large, successifs régulièrement répartis dans le temps au cours du mouvement à étudier. La visualisation de ces clichés, à un rythme ralenti, permet de bien étudier le mouvement de l'objet. Les procédés de télévision modèrne permettent, avec des caméras, de mettre en oeuvre cette technique dans la mesure o les caméras sont suffisanmment rapides pour- acquérir des images très proches les unes des autres dans le temps. et dans la mesure o on visualise par la suite les images en ralentissant le rythme de projection. Ces techniques générales malheureusement ne sont pas applicables facilemert aux procédés d'imagerie par RMN. En effet, l'acquisition d'images de type tomographique avec de tels appareils n'est obtenue qu'après un traitement de reconstruction des images des coupes. Par exemple, les particules du corps d'un patient à étudier situées dans la coupe sont soumises à une excitation au cours de l'expérimentation. Elle restituent à l'issue un signal qui comporte une information représentative de leur nature. Malheureusement toutes les particules de la poupe réémettent un signal en même temps. Avec les procédés de reconstruction d'images connus, en particulier le procédé de reconstruction dit 2DFT, on tourne la difficulté de cette réponse simultanée en réitérant un certain nombre de fois les expérimentations et en changeant, d'une expérimentation à une autre, au cours de séquences d'excitation-mesure, les conditions d'acquisition du signal. Typiquement en imagerie par RMN on effectue 256 expérimentations successives pendant une durée totale qui, au plus court, avoisine la demiminute. Or les cycles de fluctuation du corps humain, par exemple à l'endroit du coeur sont beaucoup plus rapides. Il en résulte que l'ensemble des séquences est acquis pendant une durée plus longue que celle de la pulsation cardiaque par exemple A l'endroit du coeur les images sont alors brouillées. Pour remédier à cet inconvénient de bougé on a, dans un premier temps, effectué des synchronisations. Cependant en RMN, les procédés d'excitation les plus rapides (dit SSFP, Steady State Free Precession) qui correspondent à une précession libre en régime d'équilibre des moments magnétiques des particules doivent être appliqués à un rythme propre. Ce rythme propre dépend du temps de relaxation spin-spin, dit T2, des moments magnétiques des particules étudiées. Ce rythme propre s'oppose bien entendu à la synchronisation. Il n'y a en effet aucune raison pour que ce rythme propre soit un multiple du rythme cardiaque. Si on synchronise (et si donc on abandonne l'idée du mode SSFP), el qu'en plus on veuille faire une image dit en T2 (pour montrer les temps de relaxation spin-spin), il faut alors attendre entre chaque expérimentation une durée égale à 3 ou 4 fois la durée T1 (temps de relaxation spin-réseau) caractéristique des particules étudiées. Autrement dit chaque expérimentation dure de l'ordre de 2 secondes. L'acquisition de 256 séquences conduit alors à une durée, pour une s'-ule image synchronisée pendant le cycle cardiaque, d'environ 10 minuies compte tenu des pertes de temps lors des synchronisations. Or les médecins pour pouvoir bien comprendre le fonctionnement du coeur, demandent de disposer - d'environ 32 images pour un cycle cardiaque complet. Ceci conduit à une durée totale d'examen de 5 heures. Cette durée est tout à fait insupportable pour les patients. En outre, même si ces patients la supportaient, Ie cycle cardiaque n'est pas constant. De sorte que la synchronisation, effectuée par rapport à une date précise du cycle, des autres instants de ce cycle ne correspond pas toujours à un même état du coeur. L'avance ou le retard de phase par rapport à un état prédéterminé -du coeur dépendent de l'accélération ou du ralentissement du rythme cardiaque par rapport à un rythme cardiaque nominal estimé. Il en résulte que les images présentent des artefacts. Dans un mode d'excitation en variante, dit T2 rapide avec faible basculement, et en synchronisant on peut aller beaucoup plus vite puisque typiquement un cycle T2 rapide dure environ 50 millisecondes. De sorte que l'on peut acquérir:ne deuxième phase du cycle cardiaque sur une durée sensiblement égale à deux fois ce cycle. En imagerie avec résolution normale (256 séquences par phase de cycle), ceci conduit à une durée totale de l'expérimentation de 4 minutes. Mais l'imagerie T2 rapide ne peut pas être menée systématiquement dans une même tranche: le signal de RMYN s'y amortit trop, on perd en contraste. On utilise alors une technique multicoupe: pendant des temps morts pour laisser renaitre le signal on effectue des mesures dans d'autres coupes. Pratiquement l'expérimentation dure alors quatre fois plus longtemps: 40 minutes. C'est aussi bien trop long. De plus le même problème de synchronisation que ci-dessus se présente. Lorsque ia fréquence cardiaque n'est pas constante (pendant 40 minutes!)., les images présentent aussi des artefacts. Une autre technique et été imaginée par Michaël L. WOOD et R. MF-c HENKELMAN du ONTARIO CANCER INSTITUTE AND IEPARTMENT OF MEDICALT, BIOPHYSICS, 26 1 7999 UNIVERSITY OF TORONTO, CANADA. Elle a été publiée dans Medical Physics, volume 13, numéro 6 de Novembre/Décembre 1986. Elle consiste, pour l'essentiel à effectuer une moyenne sur plusieurs images successives, en vue d'éliminer des artefacts de bougé. Mais cette technique d'imagerie, qui s'intéresse à l'élimination des effets des mouvements n'est pas totalement efficace, et certains parasites restent dans l'image. La raison du maintien de ces parasites est liée encore une fois à la variation du cycle cardiaque aull cours de l'expérimentation. Dans l'invention on remédie à ces inconvénients en utilisant les avantages d'un procédé particulier de reconstruction d'images: le procédé dit 2DFT. Dans ce procédé 2DFT, au cours de chaque séquence, une excitation est suivie avant la mesure du signal de RMN résultant d'une période au cours de laquelle on applique à la partie étudiée dans le corps un gradient de champ magnétique ayant une fonction de codage de phase du signal de RMN. La valeur de ce gradient évolue pas à pas au fur et à y. sure de l'exécution des séquences nécessaires à la reconstruction de l'image selon ce procédé. On peut montrer que le choix du pas du gradient est totalement lié à la dimension du volume étudié, mesurée selon l'orientation de l'axe d'application de ce gradient de codage. Ce gradient de codage de phase a pour effet de déphaser, dans le signal reçu, les contributions au signal de RMN global des différentes parties du corps en fonction de leurs abcisses mesurées dans le volume étudié selon cet axe de gradient de codage. En pratique la résolution significative de l'image obtenue dépend du nombre de séquences entreprises et au cours desquelles le gradient de codage de phase varie pas à pas. Dans l'invention on. décide d'utiliser un pas de variation du gradient de codage de phase qui est un sous multiple. Dans un exemple préféré, et pour fixer. les idées uniquemen, le pas de variation du gradient de codage de phase est huit fois inférieur au pas normal. Il en résulte que le champ image dkcrit a, selon la direction de ce gradient de codage de phase, une dimension huit fois plus grande que le champ image classique. Autrement dit au lieu d'étudier ce qui se passe sur une hauteur, par exemple de 30 cm selon cet axe de codage de phase, on cherche à savoir ce qui se passe sur une hauteur multiple de 240 cm: là o en définitive il n'y a rien. Pour obtenir une image avee la même résolution dans les 30 cm utile, il est alors nécessaire de décrire cette image, huit fois plus haute, par huit fois plus de séquences. Dans un exemple pratique pour aboutir à une résolution de 256 lignes dans l'image utile, il est alors nécessaire d'exécuter 8 x 256 = 2048 séquences successives. On montre alors que par traitement de Fourier on peut reconstruire une image représentative de ce qui n'est que fixe dans le coi Ps sous examen. Ce résultat est alors obtenu quelle que soit l'évolution de la durée du cycle de la partie qui pourrait êt re cycliquement en mouvement (le coeur) dans le corps étudié. Il en résulte que les images des parties fixes ne sont maintenant plus dépendantes de la variation du cycle cardiaque. On montrera qu'en pratique il n'est nécessaire, pour aboutir à cette image des.parties fixes, que de ne reconstituer qu'en partie l'image significative (par exemple, par une transformée de Fourier à 256 fois 8 points, pour obtenir une image réduit' aux 256 lignes utiles). L'invention concerne donc un procédé d'élimination d'artefacts dans un 'expérimentation d'imagerie par RMN, dans laquelle on met en oeuvre un procédé d'imagerie de type 2DFT, avec un pas de codage de phase prédeterminé par une image de dimension donnée à obtenir, et avec un nombre de séquences prédeterminé par une résolution significative attendue, caractérisé en ce qu'on modifie le pas de codage de phase en en prenant un sous multiple et en ce qu'on multiplie en correspondance de nombre de séquences pour correspondre à une image de même résolution mais de dimension multiple selon une direction correspondant à ce codage de phase. L'inveni ion sera mieux comprise à la lecture de la 26 1 7999 description qui suit et à l'examen des figures qui l'accompagnent. Celles ci ne sont données qu'à titre indicatif et nullement limitatif de l'invention. Les figures montrent: - figure 1: une machine de RMN utilisable pour la mise en oeuvre du procédé selon l'invention; - figure 2a à 2d: une représentation schématique des principales phases d'un procédé d'imagerie de type 2DFT; - figure 3: la représentation schématique de la modification résultant de l'invention dans le procédé d'imagerie concerné; - figure 4 à 6: des représentations schématiques des significations des images obtenues respectivement dans l'état de la technique et avec le procédé de l'invention. - figures 7a et 7hb: des variantes du procédé selon l'invention. "a figure 1 montre une machine utilisable pour la mise en oeuvre du procédé selon l'invention. Cette machine comporte essentiellement des moyens, symbolisés par une bobine 1, pour produire un champ magnétique uniforme intense B0 dans une région o est placé le corps 2 d'un patient, au dessus d'un plateau 3. Soumis à cette aimantation, les moments magnétiques des particules du corps 2 s'orientent selon la direction du champ uniforme BO' Dans cette situation on soumet en outre le corps 2 à une excitation électromagnétique radiofréquence transmise par une antenne, par exemple à barres rayonnantes 4 à 7, alimentée au travers d'un circuit rayonnant 8 par un générateur d'excitations 9. A l'issue de l'excitation, une antenne do réception 10 permet de prélever le signal de désexcitation qui marque le retour à l'équilibre des moments magnétiques des particules du coi ps 2. L'antenne de réception peut d'ailleurs être confondue avec l'antenne d'émission. Le signal reçu est traité dans un récepteur 11 en vue de la visualisation, sur un dispositif de visualisation 12, d'une image d'une coupe du corps 2. De manière A discriminer dans le signal reçu les contributions pour chacun des éléments de volume de la coupe, une série d'expérimentations est entreprise. Au cours de chacune des expérimentations, des codages magnétiques 2617 999 de l'espace o est situé le corps 2 sont imposés à des valeurs différentes par des champs magnétiques supplémentaires appliqués par des bobines 13 dites de gradient. Les bobines de gradient sont alimentées par un générateur d'impulsions de gradient 14. L'ensemble de ces moyens fonctionne sous la conduite d'un séquenceur 15. Dans la pratique on retient que l'image peut être reconstruite selon un procédé de reconstruction dit 2DFT, dont les figures 2 donnent un aperçu des phases principales. Un excitation radiofréquence 16 est appliquée en présence d'une impulsion 17 de gradient de sélection de coupe (axe Z). Une impulsion radiofréquence 18 dite d'écho de spin est émise ultérieurement en présence d'une impulsion 19 d'un même gradient de sélection de coupe, pour sélectionner la même coupe et pour éliminer des défauts d'homogénéité du champ B. Pendant la réception du signal 20 de désexcitation, une impulsion 21 d'un gradient dit de lecture est appliqué (axe X). Entre l'impulsion 16 et l'impulsion 18, un codage de phase 22 du signal de RMN est appliqué (axe Y). D'une expérimentation à l'autre (au bout d'une durée Tr) ce codage de phase évolue. Les niveaux en tirets 23 montrent la valeur que peut prendre ce codage de phase d'une expérimentation à l'autre. La description qui est faite jusqu'içi tient compte de ce que l'axe de lecture sur lequel est appliqué un gradient de lecture est l'axe X, tandis que l'axe de codage de phase est l'axe Y et que l'axe de sélection de coupe est l'axe Z. D'une manière connue ces axes peuvent voir leurs fonctionnalités d'interchangées ou même combinées pour produire des images d'orientation particulière. Ceci n'interfère pas dans le principe de l'invention. G Le calcul de reconstruction d'image est connu. Il comporte l'exécution de 2 transformées de Fourier.: une dite sur K1 dépendant du gradient de lecture, et une dite sur K2 dépendant du gradient de codage de phase. Au cours d'une expérimentation i le gradient de codage de phase vaut i. K2 Dans l'invention le pas du gradient de codage de phase 1 multiple de la précédente. On va étudier maintenant, à l'aide des figures 4 à 6, la signification du contenu des images obtenues respectivement dans l'état de la technique et dans l'invention. La figure 4 montre le débattement d'une image de hauteur L dont la réso]ution comporte N lignes. L'acquisition d'une telle image d'une manière classique est obtenue avec un gradient codeur de phase K2 tel que: K2 L= 2 7. La résolution N dépend du nombre N de séquences effectuées. Intuitivement on conçoit que si une seule séquence est effectuée, l'image ne pourra être représentée que par une ligne. On n'aura pas discriminé dans cette image les contributions des particules situées à différentes ordonnées dans la coupe. La signification de résolution significative de l'image est liée au fait qu'il est toujours possible, mathématiquement, de produire une image sur plus que N lignes alors qu'on n'a acquis que N mesures. Cette résolution apparente obtenue n'est en fait pas plus précise que la précédente puisqu'on pourrait montrer que ce nombre supérieur de lignes n'apporte pas d'information dans l'image. Il ne correspond qu'à une simple interpolation. Si on appelle S (i. K2) le signal de RMN reçu au cours d'une expérimentation de rang i (dans l'état de la technique cité avec K2) on peut écrire que la valeur du moment magnétique M (y0) à une ordonnée y0 peut être obtenu par intégrale de Fourier. Dans une approximation de cette Intégrale par un calcul discret on peut écrire M (y0) de la manière suivante: M N(v N/2 =-j.l.K2- yO / M(v0) e S(i.K2) Ce moment magnétique est en définitive représentatif de l'intensité d'un point lumineux correspr ndant sur l'image montrée par un écran de visualisation. L'ordonnée de ce point lumineux correspondant, en résolution significative, est telle que yO = a. L/N o a est une constante dépendant de la hauteur de l'écran. TLes flèches 16 et 17 de la figure 4 montrent que pour y0 extérieur à l'image L une même image est reproduite. En effet les termes i.K2. YO dans l'expression de M (y0) sortr retrouvés, par une translation de L, par une rtation de phase de 2. On peut montrer qu'il en est de même pour toutes les images décalées. La figure 5 montre, dans les mêmes conditions que pour la figure 4, ce qu'il advient dans l'invention lorsque le pas de codage a été pris égal à un sous multiple. La valeur M (yo) se calcule exactement de la même façon sauf que l'intégration 17 se fait sur beaucoup plus de points, dans un exemple 2 048 points. Dans ce cas M (y0) peut s'écrire de la même manière que précédemment sauf que K2 est remplacé par k2 et que N est remplacé par un multiple de N. Dans l'exemple ce multiple vaut 8 x 256 = 2048. Quand y0 appartient à l'intervale de définition de L (L/2;-L/2) le calcul de M (y.) aboutit au même résultat que précédemment mais avec une transformée de Fourier à 2048 points au lieu d'une transformée de Fourier à 256 points. Tout au plus cette valeur est plus précisémment calculée. Par contre pour des images décalées 18 de l'image centrale 19, on peut montrer que ces images sont maintenant vierges. C'est d'une part intuitif puisque, le champ image s'étendant en dehors de l'endroit o se trouve le corps 2, les images qui correspondent à ces parties o le corps est absent doivent être vierges. On peut par ailleurs mathématiquement retrouver ce résultat en remarquant que pour ces images les moments magnétiques peuvent s'écrire sous la forme (dans l'exemple évoqué, et en remplaçant y'0 par y0 + 256) i = + 1024 - () =.- -j.i.k2.256 - ÀJ- i =- O2t e.e 5(i.k2) Dans cette express ion on reconnait à droite les termes utilisés pour le calcul de M (y0) pondérés par un coefficient exp (-j.i. k.256). Ce coefficiert, compte tenu du fait qu'un sous 2' multiple k2 de t valeur de M (y'0) est nulle également. Donc l'image 18 est vierge. La figure 6 montre ce qu'il advient de l'image 18 lorsqu'à l'endroit de coordonnées x0 Y0 dans la coupe, le moment magnétique des particules qui y résident subit une évolution alternative sinusoïdale pure dont la pulsation W est laplainwes telle que wO Tr = Tr/4 Cette valeur correspond exactement au sous multiple huit dans l'exemple choisi. Cette pulsation sinusoïdale peut, en première approximation, être le résultat d'une pulsation cardiaque dont Içi, pour les besoins de la cause, on a éliminé la composante continue. Si les conditions indiquées ci-dessus se présentent le signal S peut s'écrire S(l. k) = ej.w.i.Tr *2 1i En replaçant cette valeur de S dans la précédente intégrale discrète de M (y'0), on se rend compte que le eoéfficient exponentiel, modulé par cette valeur sinusoïdale de S, est maintenant une constante. Il en résulte que l'image de la variation cyclique inusoïdale pure des moments magnétiques, des particules situées à un endroit x0, y0 dans la coupe dans le corps 2, apparaît maintenant aux coordonnées x0,y'0 de l'image 18. Ce résultat particulièrement intéressant conduit, en étant généralisé, à représenter dans les images décalées 18,20,21,22 etc... les harmoniques des variations temporelles des valeurs des moments magnétiques. Les harmoniques sont décomposés selon une décomposition en série de Fourier Cou mouvement qui provoque la variation temporelle. On peut montrer que, si la pulsation du phénomène étudié n'est pas exactement telle que w0. Tr = /4, les images en harmoniques se déplacent verticalement dans les images 18 et 20 à 22. En pratique on s'arrange pour respecter approximativement cette contrainte en ajustant Tr. Autrement dit si la pulsation car-ilaque n'est pas constante tout au long de l'acquisiton des 2048 séquences, l'image 18 sera floue. Par contre l'image 19 qui représente en définitive tout ce qui est fixe dans le corps, ou du moins la composante continue des variations des moments magnétiques des particules dans le corps, n'est pas altérée par la variation du cycle cardiaque. En résumé même si l'image 18 devient trouble, l'image 19 reste nette. On remarque par ailleurs que ce résultat est obtenue sans synchroniser. On remarque ensuite que si l'harmonique de rang trois apparait dans l'image 22 l'harmonique de rang quatre se replie sur cette image 22. L'harmonique de rang cinq se replie sur l'image 21, l'harmonique de rang six se replie sur. l'image 20 et l'harmonique de rang sept se.'eplie sur l'image 19: celle qui nous intéresse. Cette situation est à rapprocher de l'état de la technique précédent o, figure 4, les flèches 23 et 24 montrent un repliemer. t des images dûes au rythme fondamental dans l'image. principale. Or 261 7999 les mouvements à prendre en considération, en particulier le mouvement cardiaque, peuvent être décomposés en des composantes d'influence décroissante avec le rang de l'harmonique auquel elles correspondent. En conclusion l'image 19 de ce qui est fixe est moins perturbée par l'harmonique sept du mouvement que ne peut l'être, dans l'état de la technique, l'image principale par le cycle fondamental de ce mouvement. Et pour obtenir l'image 19 il n'est nécessaire que de faire, dans l'exemple, 256 transformées de Fourier (correspondant aux 256. o10 ordonnées y0 utiles) à 2048 points de calcul chacune. Dans l'état de la technique on faisait 256 transformées de Fourier à 256 points de calcu] chacune. Au lieu de présenter l'image de ce qui fixe, il peut être intéressant de montrer l'image d'un harmonique donné. Dans le cas o on suppose que le rythme du mouvement étudié est constant, on peut aboutir à ce résultat de deux manières. Dans :ne première solution on calcule, pour l'image de l'harmonique considéré, comme indiqué jusqu'içi des transformés de Fourier avec 2048 points. En variante on démodule le signal de RMN mesuré par un signal théorique oscillant à la fréquence du phénomène qu'on veut étudier. On filtre en basse fréquence le signal démodulé et on recalcule l'image de cette harmonique avec une transformée de Fourier à 256 points de calcul simplement. Les figures 7a et 7b représentent schémtiquement ces deux variantes possibles. 26t7999 REVENDICATIONS 1 - -Procédé d'élimination d'artefacts dans une expérimentation (Fig. 1) d'imagerie par RMN, dans laquelle on met en oeuvre un procédé d'imagerie de type 2DFT (Fig.2) avec un pas (K2) de codage de phase prédéterminé par une image de dimension donnée à obtenir, et avec un nombre N de séquences prédeterminé par une résolution significative attendue, - caractérisé en ce qu'on modifie le pas (k2) de..codage de phase en en prenant un sous multiplie et en ce qu'on multiple en correspondance le nombre des séquences, pour correspondre à une image de même résolution mais de dimension multiple selon une direction correspondante à ce codage de phase. 2- Procédé selon la revendication 1 caractérisé en ce qu'on reconstruit au moins en partie (19) l'image significative par une transformée de Fourier à un nombre de points multiple de N pour obtenir au moins une image (19) à au moins N lignes. 3 - Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce que le procédé d'imagerie cormporte un certain nombre de séquences de durée élémentaire Tr et en ce que la durée totale 2 d'un nombre multiple de séquences consécutives est 2 0 approximativement égale à un f.mps de cycle d'un phénomène (w0)cyclique à étudier dans l'expérimentation. 4 - Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce qu'on extrait de l'image reconstruite plusieurs images (18-22) à N lignes correspondant chacune à une composante harmonique d'une décomposition harmonique du phénomène cyclique. - Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'expérimentation comporte des séquences comprenant une excitation radiofréquence suivie d'une mesure du signal de RMN réémis en réponse à l'excitation, et en ce que le signal mesuré est démodulé par un signal harmonique d'un phénomène cyclique, plis filtré a-vant que l'image ne soit reconstruite 26 17999 par au moins N transformées de Fourier à N points de calcul pour obtenir au moins une image à au moins N lignes.