FR 3080761 A1 20191108 FR 1853827 A 20180503 Dispositif et méthode animant un débit pulsé connu à l'intérieur d'une IRM, pour effectuer son évaluation de performances dans le domaine des mesures hémodynamiques Domaine de l'invention La présente invention concerne l'imagerie de flux par Imagerie par Résonance Magnétique (IRM). L'IRM dite « 4D flow » permet de fournir aux cliniciens de diverses spécialités médicales (cardiologie, neurologie, vasculaire), par une technique d'imagerie non- invasive et non-ionisante, des informations sur l'hémodynamique dans le volume exploré- Ces informations aident à la prise en charge des patients. Par IRM «4D Flow» ou « CMR » (cardio vascular magnetic resonance) on entend une acquisition par résonance magnétique qui produit une cartographie du champ de vitesses dans le volume exploré, obtenue par la technique d'imagerie par contraste de phase, qui a ici les trois composantes de la vitesse au cours du temps. Cette technique d'imagerie existe depuis plus de dix ans mais son utilisation en clinique courante est difficile à cause d'un temps d'acquisition trop long. Par ailleurs, la valeur de la vitesse est encodée en niveaux de gris sur la base d'une vitesse maximale ou « vitesse d'encodage ». Cette valeur doit être choisie avant l'acquisition. Si elle est trop faible pour le cas étudié, un phénomène d'aliasing se présentera, si elle est trop élevée, le contraste dans l'image sera-très faible avec une perte de précision sur la mesure. Des acquisitions avec plusieurs niveaux d'encodage (multi-venc) sont disponibles mais sont encore plus longues en temps d'acquisition. Des avancées récentes ayant permis une accélération des acquisitions volumiques (gradients magnétiques plus rapides, échantillonnage du signal recueilli), ont ouvert la possibilité 2 d'étendre les indications de l'angio-IRM aux informations fonctionnelles. Toutefois, même si ces cartographies de vitesse sont de plus en plus utilisées en clinique, rien ne garantit que les 5 mesures affichées soient fiables. En d'autres termes, à notre connaissance il n'existe pas de « gold standard » pour contrôler que ces mesures sont fidèles à l'hémodynamique du phénomène physique observé. De plus, les contrôles de qualité proposés par le constructeur ou par les référents chez l'exploitant de l'IRM, 10 ne couvrent pas ce domaine d'application. La présente invention comble cette lacune car elle propose un écoulement de référence parfaitement connu qui représente l'étalon par rapport auquel l'IRM testée devra être évaluée. 15 Les séquences par contraste de phase constituent la base des techniques d'IRM de flux 4D et utilisent le déphasage des protons présents dans le flux pour créer un contraste dans l'image. Ce contraste est proportionnel à la vitesse de déplacement du flux contenant ces protons. Le contraste dans 20 l'image sera encodé selon la « vitesse d'encodage » mentionnée plus haut. Les données obtenues peuvent fournir des mesures qualitatives (visualisation du flux) et quantitatives (paramètres hémodynamiques). Les informations qualitatives indiquent la direction du flux dans chaque voxel. La topographie 25 du flux peut être définie de façon précise en générant des lignes de passage de flux (lignes de courant) dérivées du champ de vitesse, ce qui produit un aperçu des flux dominants par tractographie virtuelle des flux. Les mesures quantitatives comprennent la valeur 30 inscrite dans la cartographie du champ de vitesse, mais aussi d'autres cartographies dérivées du champ de vitesse qui définissent l'hémodynamique du phénomène. On peut citer parmi les plus importantes les cartes de contraintes (pression hydrostatique - normale à la paroi- et forces de cisaillement - tangentielles à la paroi). Ces cartes de contraintes (wall stress 3 ou WS et wall shear stress ou WSS) correspondent aux efforts que le flux circulant exerce sur la paroi qui le contient. On retrouve actuellement nombreux logiciels d'analyse de ces cartographies de flux obtenues par IRM 4D Flow. Certains sont 5 déjà capables de calculer les cartes de contrainte à partir des données de vitesse. Cependant, si les données fournies à ces logiciels sont fausses, toutes les cartographies dérivées reconstruites derrière le seront davantage. La présente invention se sert d'une technologie numérique 10 largement utilisée dans l'industrie aéronautique et automobile pour modéliser des phénomènes complexes. A partir d'un phénomène hémodynamique bien posé numériquement, un modèle réel est fabriqué et reproduit à l'identique dans un fantôme à l'intérieur de l'IRM. La différence entre le modèle numérique et les 15 cartographies IRM permet de quantifier les erreurs produites durant l'acquisition IRM. La modélisation numérique pour sa part, permet de résoudre les équations de mécanique des fluides dans un domaine défini numériquement. La solution calculée est cohérente en tout point du volume modélisé et ceci pour les 20 variables de vitesse et de pression, car elles sont définies dans les équations de dynamique. La Mécanique des Fluides Numérique (MFN) ou en anglais Computational Fluid Dynamics (CFD) permet de modéliser un champ d'écoulement de référence capable d'être reproduit à l'identique sous forme d'un modèle physique 25 réel. Ce couple numérique / physique permet d'évaluer les performances de l'acquisition IRM avec un écoulement connu a priori. Etat de la technique On connaît dans l'état de la technique les demandes 30 internationales W02015109254 et W02017091835 déposées par le système « Arterys » qui proposent de corriger certains artéfacts liés à la technique d'imagerie (aliasing, courant de Foucault, ..), d'isoler les structures anatomiques (par segmentation automatique) et de reconstruire les cartographies tirées des 4 acquisitions 4D flow. Ce système met à disposition le traitement des données sur serveur distant (Cloud) accessible depuis n'importe quelle station de travail. L'IRM ou les IRM connectées, envoient les données vers ce serveur et le clinicien peut les 5 consulter de façon sécurisée afin d'effectuer son diagnostic sur la base des paramètres mesurés. Le système possède entre autres des algorithmes basés sur l'intelligence artificielle (IA) pour déterminer les contours des organes ou proposer des mesures selon le type de diagnostic recherché. Le système permet de faire des 10 analyses qualitatives (observation des lignes de courant) et quantitatives (mesures de grandeurs hémodynamiques). On connaît aussi le brevet américain US7063942 décrivant un système de simulation hémodynamique comprenant un 15 vaisseau ayant les propriétés d'un vaisseau sanguin, un réservoir contenant une quantité de fluide, un tube reliant le vaisseau et le réservoir, et au moins une pompe pour faire circuler le fluide dans le système. Le fluide peut être un milieu de culture tissulaire 20 ou un fluide analogue du sang, et le vaisseau peut comprendre des cellules mammaliennes attachées à son intérieur. Un système d'entraînement, comprenant deux arbres d'entraînement alternatifs couplés par une came, permet le désaccouplement de l'écoulement pulsatile et de la pression pulsatile pour fournir 25 un contrôle indépendant de la contrainte de cisaillement de la paroi et de la déformation circonférentielle. L'arbre entraîne deux pompes qui sont déphasées de 180 degrés et sont raccordées en amont et en aval de la cuve, et effectuent ce désaccouplement. Un autre exemple de solution de l'art antérieur est 30 décrit dans le brevet américain US6205871. Ce brevet décrit un des matériaux et des procédés de modélisation de vaisseaux sanguins humains et notamment des fantômes d'artère carotide. Il propose la fabrication de fantômes vasculaires précis par stéréolithographie avec une représentation de jeu de données 35 d'entrée d'une surface vasculaire pour construire un fantôme 5 vasculaire anatomiquement précis comprenant une représentation physique de la surface. Inconvénient de l'art antérieur 5 Les solutions de l'art antérieur ne sont pas satisfaisantes car aucune ne propose un écoulement de référence qui évalue l'écart présenté par l'hémodynamique entre un écoulement réel et celui mesuré par IRM. La solution proposée par Arterys traite les données qui lui sont envoyées mais n'a 10 pas la capacité de contrôler la fiabilité des données qui lui sont transmises. Les informations exploitées sont essentiellement qualitatives (lignes de courants), la quantification des paramètres obtenus, tels que les débits et les contraintes, contient une erreur qui reste incertaine sans 15 contrôle de qualité, et qui est intrinsèque aux paramètres de séquence (taille de voxel, vitesse d'encodage, méthodes d'échantillonnage du signal) et aux caractéristiques physiques de l'équipement (gradients, sensibilité d'antenne, homogénéité des champs magnétique). Ce manque de confiance est en somme 20 l'handicap principal pour cette modalité d'imagerie qui peut être une réponse certaine dans la décision de prise en charge du patient. Les autres brevets cités fixent des méthodes pour fabriquer des fantômes avec des caractéristiques physiques et de surface voisines à celles retrouvées in-vivo. Mais à notre 25 connaissance, aucun dispositif ne propose la dualité modèle numérique/modèle physique afin de créer un étalon de référence. Le taux d'erreur dépend du réglage de l'équipement IRM et de différents paramètres mal maîtrisés, qui ne permettent pas de tirer des enseignements cliniques fiables. 30 Or, les informations fournies au clinicien sont déterminantes pour décider d'un mode de traitement adapté, par exemple pour arbitrer entre un traitement médicamenteux ou une intervention chirurgicale. A titre d'exemple pour une pathologie telle qu'une fuite mitrale d'une valve, une prise en charge du 35 patient inappropriée, telle que la décision de remplacer la valve 6 plutôt que de prescrire un traitement médicamenteux, peut entraîner des conséquences vitales. Le but de l'invention est de fournir une solution pour objectiver la qualité des informations fournies et le degré 5 de confiance que le clinicien peut associer à son diagnostic pour en tirer des enseignements cliniques. Le cas échéant pour permettre à l'opérateur de l'IRM d'adapter une séquence optimisée pour atteindre l'objectif clinique. Solution apportée par l'invention 10 L'invention concerne selon son acception la plus générale un procédé de caractérisation du degré de confiance des données de flux IRM par l'imagerie d'un fantôme caractérisé en ce que : a) on met en oeuvre un couple de référence formé par 15 un fantôme numérique et un fantôme physique, b) on procède à une (ou plusieurs) modélisation(s) des données de flux IRM du fantôme numérique, soumis à une séquence d'alimentation fluidique de référence pour enregistrer un premier fichier de données numériques de référence, et 20 enregistrer les paramètres d'alimentation fluidique de référence c) on procède à une (ou plusieurs) acquisition(s) des données de flux IRM par l'équipement IRM à caractériser, du fantôme physique alimenté avec les mêmes conditions de ladite séquence d'alimentation fluidique de référence, pour enregistrer 25 un second fichier de données numériques (images IRM) mesurées expérimentalement, l'alimentation étant pilotée par lesdits paramètres d'alimentation fluidique de référence, d) Après avoir effectué a minima les étapes de recalage, correction et mise en forme des données, étapes 30 nécessaires à la compatibilité spatio-temporelle, on procède à une comparaison desdits fichiers de données numériques pour calculer au moins un indicateur d'erreur [vitesse, contrainte de cisaillement des parois, en anglais « wall shear stress », 7 débit, vorticité, entropie,...] représentatif des différences entre lesdits fichiers numériques. Cet indicateur de confiance concerne par exemple la vitesse en un point du domaine, la contrainte pariétale (le 5 frottement pariétal ou wall shear stress, la pression hydrostatique ou wall stress), le débit, la vorticité, l'entropie,... Selon des variantes de l'invention : - ledit modèle physique comporte au moins un capteur 10 d'un paramètre d'alimentation fluidique. - ledit modèle est placé dans un milieu aqueux. L'invention concerne aussi l'utilisation du procédé de caractérisation susvisé pour : 15 - caractériser les performances d'une séquence d'acquisition et optimiser des paramètres de séquence. OU - la mise au point d'un dispositif médical par une évaluation numérique du modèle numérique, précédent une 20 validation expérimentale du modèle physique. Description détaillée d'un exemple non limitatif de l'invention La présente invention sera mieux comprise à la 25 lecture de la description détaillée d'un exemple non limitatif de l'invention qui suit, se référant aux dessins annexés où : - la figure 1 représente une vue schématique d'un fantôme physique selon l'invention, - la figure 2 représente une vue en perspective d'un 30 fantôme selon l'invention, - la figure 3 représente une vue schématique du système d'alimentation du fantôme, - la figure 4 représente le diagramme fonctionnel de l'invention, 8 - la figure 5 représente une vue de la représentation graphique d'une image acquise avec un fantôme physique par un équipement IRM (image de droite) et l'image avec un fantôme numérique (image de gauche). 5 Contexte général de l'invention Le but de l'invention est de fournir une (ou plusieurs) information(s) fiable(s) et objective(s) concernant le niveau de confiance qu'un clinicien ou un opérateur d'un équipement IRM peut apporter aux données d'imagerie 10 hémodynamique, afin de déterminer la pertinence des informations obtenues lors d'un diagnostic basé sur une exploration par imagerie type « 4D-Flow ». Pour cela, l'invention concerne un procédé permettant de tester un équipement IRM exécutant une séquence 15 d'imagerie en présence d'un fantôme qui présente un écoulement de référence. Cet écoulement qui est bien réel est parfaitement connu par modélisation par mécanique des fluides numérique, ce qui lui confère son caractère d'écoulement de référence ou d'écoulement étalon. 20 Ce fantôme physique est placé dans l'équipement d'IRM avec une alimentation contrôlée qui satisfait les conditions de débit correspondant aux paramètres du modèle numérique étalon. La comparaison entre les mesures par IRM et la 25 référence numérique permet d'objectiver le niveau de confiance que l'opérateur ou le clinicien peut accorder au résultant d'une imagerie IRM 4D flow. Le fantôme physique muni de capteurs de pression est alimenté par une pompe contrôlée par un système de vérification 30 de débit indépendant. Ceci permet de garantir expérimentalement les conditions d'écoulement modélisées numériquement. La partie « fantôme physique » est placée au centre du tunnel IRM, à la place du patient. 9 En résumé, l'invention consiste à : a) construire un modèle numérique du fantôme et b) produire une géométrie physique du modèle numérique en question permettant d'assurer au moins un couple 5 indissociable « modèle numérique/modèle physique ». Pour procéder à une évaluation d'un équipement, on place le modèle physique (le fantôme) dans l'IRM et on l'alimente avec le flux de référence qui sera déterminé en fonction de l'utilisation clinique de la séquence d'imagerie 10 programmée sur l'IRM en évaluation. On procède ensuite à une comparaison qui comprend pour exemple les étapes suivantes : - recalage géométrique des volumes d'imagerie et de modélisation numérique, 15 - dé-bruitage classique des données d'imagerie IRM, - moyenne temporelle des solutions numériques instantanées obtenues par CFD pour construire un cycle de référence, - échantillonnage d'un domaine numérique tétraédrique vers un domaine d'imagerie voxélisé et vice-versa, 20 - de comparaison point par point des paramètres disponibles lors de la mesure (magnitude de la vitesse locale, vecteurs selon la direction de l'écoulement). Cette comparaison point par point permet de quantifier l'erreur que le système (appareil_IRM + séquence_IRM) fait quand il mesure 25 une réalité physique connue a priori. Création du couple modèle numérique / modèle physique L'invention n'est pas limitée à une forme particulière de fantôme et la forme décrite dans ce qui suit constitue un simple exemple non limitatif. L'objectif n'étant 30 pas de reproduire la géométrie des parois artérielles spécifiques au patient, mais de rassembler plusieurs caractéristiques impliquant des complexités topologiques observées in vivo, afin de mettre en évidence les aspects 10 importants du flux sanguin tout en gardant un fantôme de flux relativement compact et bien contrôlé. La figure 1 représente un exemple d'une configuration géométrique d'un fantôme de flux (1), présentant 5 une forme générale de U avec une zone recourbée (11) de section circulaire constante prolongée de part et d'autre par deux branches (12, 13). Ces deux branches (12, 13) sont reliées par un conduit transversal (14) avec un volume hémisphérique d'entrée (15) simulant un anévrisme. Les branches du U (12, 13) 10 présentent un connecteur d'entrée (5) et un connecteur de sortie (4). Le fantôme (1) est raccordé à un tube rigide d'entrée (2) pour l'alimentation d'un fluide pulsé provenant d'une pompe (6) et par un tube rigide de sortie (16). La longueur de ces 15 tubes (2, 16) est typiquement de 80 centimètres, avec une section de 26 millimètres. Ils sont reliés à la pompe (6) par des conduits flexibles (17, 20) par l'intermédiaire de connecteurs (21, 22). Le tube d'alimentation (2) comprend un stabilisateur 20 d'écoulement type « nid d'abeille » (10) supprimant les turbulences du flux pénétrant dans le fantôme (1). Il comprend aussi un robinet de purge (18) et une vanne (19). Un débitmètre (7) est placé en série pour contrôler le débit réel instantané alimentant le fantôme (1). 25 Le fantôme possède des ouvertures ou sont connectés des capteurs de pression. Des exemples sont données la partie recourbée (11) avec des capteurs (23 à 25) mais il y a aussi sur les branches latérales (12, 13) ainsi que la cavité (15), qui présente également un point de mesure de pression locale (26). 30 La forme est choisie pour générer un flux complexe et réaliste, tel que celui observé dans la grande circulation (aorte-coeur) du système cardiovasculaire. Le diamètre intérieur du fantôme (1) est de 26 mm et a été conçu avec un rayon de courbure de 50 mm pour imiter les 35 flux sanguins de l'arche aortique. 11 Une branche collatérale (14) a été établie par analogie avec les artères collatérales. La taille de cette branche collatérale a été conçue pour reproduire le dédoublement observé in vivo entre l'aorte et 5 les artères du tronc supra-aortique, coeliaque, les artères rénales et iliaques. Enfin, la protubérance (15) attachée à l'intersection entre la branche collatérale (14) et la branche principale (13) simule les flux sanguins dans les anévrismes 10 aortiques, mais aussi permet d'apprécier les tourbillons présents dans les cavités cardiaques. La forme du fantôme est d'abord réalisée numériquement avec un logiciel de conception assisté par ordinateur. Le fichier de CAO constitue alors la base numérique 15 pour préparer d'une part un fantôme hémodynamique numérique et d'autre part le fantôme physique, par une technique d'impression 3D basée sur la stéréolithographie. La stéréolithographie permet de réaliser des modèles physiques complexes avec d'excellentes conditions de surface et 20 une tolérance géométrique de l'ordre de 25gm à la date de publication de ce document. Cette fidélité entre la géométrie du modèle CAO et le modèle physique réel permet de garantir le couple numérique/physique en termes d'équivalence géométrique. D'autres modèles obtenus par segmentation sur les images 25 médicales sont tributaires de la résolution spatiale des images et du caractère voxelisé des données. C'est la raison pour laquelle il est indispensable de partir du modèle CAO vers le modèle physique afin de préserver l'équivalence géométrique. Le fantôme physique est placé dans l'équipement IRM, 30 à la place du patient, après avoir été disposé dans une poche remplie d'un gel. Il est alimenté par un circuit comprenant une pompe (6) et un débitmètre (7) ainsi qu'un réservoir tampon t8). La pompe (6) est commandée par ordinateur pour fournir des formes d'ondes reproductibles dans le temps et conformes au modèle 35 numérique défini par dans l'écoulement de référence. Le fluide 12 a des caractéristiques hydrodynamiques voisines à celles du sang dans la grande circulation : viscosité = 4 cPoi et densité = 1020 kg/m?. La pompe délivre un débit pulsé qui est contrôlé à 5 tout instant par le débitmètre (7). Les capteurs de pression permettent de valider les cartographies de pression hydrostatique reconstruites à partir des cartes de vitesse. Pour réduire le mouvement tourbillonnant du fluide entrant, un « nid d'abeille » (10) permet de rendre le flux 10 laminaire à l'entrée de la région d'intérêt. Diagramme fonctionnel La figure 4 illustre le diagramme fonctionnel de l'invention. On prépare un modèle numérique (50) composé d'une 15 géométrie (1) et des conditions d'écoulement. On fabrique par impression 3D un fantôme physique (51) à partir de la géométrie CAO du modèle numérique. A partir du modèle numérique on génère une cartographie CFD par modélisation de l'hémodynamique conforme au 20 modèle numérique (52). Cette cartographie sert de référence (étalon). On place le modèle physique dans l'IRM, on alimente le système avec les conditions d'écoulement fixées par le modèle numérique et on lance la ou les séquences d'acquisitions 4D flow 25 (53) qui pilotent l'acquisition. Alimenté avec les paramètres conformes au modèle numérique, le fantôme et son système d'alimentation reproduit à l'identique l'hémodynamique de référence et l'IRM génère une cartographie IRM (54) qui est la mesure expérimentale du phénomène. On enregistre aussi les 30 données de la séquence IRM à valider. On met en forme les données des cartographies IRM et CFD pour être comparées. Par corrélation des deux volumes de données on procède au calcul des écarts (55) entre l'étalon et la mesure. 13 Ces traitements permettent d'établir les écarts (55) sur des marqueurs utiles de la spécialité. Ces informations permettent ensuite au praticien d'apprécier le degré de confiance qu'il peut accorder à une 5 acquisition d'une image sur un patient avec la même séquence IRM. 14 Résultats expérimentaux A titre d'exemple, on a placé le fantôme dans un équipement IRM piloté avec une séquence 4D Flow optimisée avec les réglages suivants: 5 Vitesse d'encodage VENC = 0,5 m / s dans les trois directions d'encodage de la vitesse; Temps d'écho TE = 3,43-3,5 ms; Résolution temporelle = 49-52 ms; Angle de basculement = 15 °. 10 Les mesures de vélocité sont corrigées pour tenir compte des effets de volume partiel causés par les parois du fantôme et du bruit aléatoire sur les images de phase dû à l'air environnant le fantôme. Le fluide imitant le sang a été modélisé sous la 15 forme d'un fluide newtonien incompressible de viscosité cinématique y = 4,02 X 10-6 m2/s. (4cPoi) Le solveur Yales2bio a été utilisé pour résoudre les équations de mécanique de fluides. Une condition limite d'entrée de flux est imposée en 20 entrée, elle représente le débit de référence. Une condition limite de sortie de type convective a été imposée de telle sorte qu'elle garantit la conservation de la masse pour l'ensemble du domaine d'écoulement. Toutes les parois étaient supposées rigides, en 25 accord avec le matériau choisi pour la fabrication du fantôme, et une condition de non glissement était prescrite (vitesse=0 à la paroi). Afin de s'assurer d'imposer le bon profil d'écoulement (2D) à l'entrée du domaine numérique lors du calcul 30 CFD, la répartition relative des vitesses a été ajustée basée sur l'image d'une acquisition par contraste de phase en mode 2D, mesurée à l'entrée du fantôme et perpendiculaire au flux. Cette acquisition est indépendante à l'acquisition 4D flow et permet de corriger les décalages de la forme d'onde créée par 15 l'impédance contenue par la série de tuyaux entre la pompe et le fantôme. Le débitmètre garantie la valeur absolue du débit et la série 2D permet de lui donner la bonne répartition à l'entrée du domaine numérique. Cette boucle de contrôle permet de garantir 5 une parfaite équivalence entre les profils d'entrée utilisés dans le domaine numérique et ceux présent dans le domaine physique. Moyenne temporelle de la solution numérique pour construire le 10 champ de référence Lors d'une exploration par IRM 4D Flow, le signal IRM est construit pendant plusieurs centaines de cycles cardiaques. A titre d'exemple, une acquisition centrée sur le 15 coeur peut durer 15 minutes et une acquisition au niveau du cerveau peut durer 45 minutes d'acquisition. Pendant ce temps le signal IRM permet de reconstruire un seul cycle représentatif de l'hémodynamique caractéristique de la région étudiée. Pour sa part, la modélisation par mécanique des fluides va proposer des 20 solutions instantanées qui ne sont pas exactement identiques car elles vont tenir compte des fluctuations et instabilités présente dans les écoulements complexes (tourbillons). Afin de reconstruire une solution numérique équivalente à celle qui est mesurée par l'IRM, toutes les simulations ont été effectuées 25 pendant 40 cycles, en moyenne sur les 30 derniers cycles après suppression des 10 premiers cycles pour annuler l'effet de la condition initiale arbitrairement sélectionnée. Les cartographies de vitesses modélisées par CFD (gauche) et mesurée par IRM (à droite) sont présentées en figure 30 4. 16 Échantillonnage des champs de vitesse CFD Deux méthodes classiques peuvent être adoptées pour comparer les champs de vitesse CFD et IRM entre eux : les champs de vitesse IRM voxélisés peuvent être interpolés sur le maillage 5 tétraédrique CFD haute résolution (appelée HR-CFD), ou les vitesses HR-CFD, localisées sur les noeuds du maillage tétraédrique peuvent être prises en compte dans le voxel des images IRM, pour obtenir un champ voxélisé avec les valeurs de vitesse CFD sous échantillonnées, appelée CFD basse résolution 10 (LR-CFD). Cette dernière méthode est apte pour étudier les erreurs sur la mesure du débit. Elle est pondérée par rapport aux volumes des tétraèdres inclus dans le voxel reconstruit. Dans l'exemple donné, les champs de vitesse ont été 15 comparés qualitativement aux mesures d'IRM de 2 mm de taille de voxel isotrope. Les cartes de vitesse révèlent une excellente concordance et montrent des écoulements très similaires même en cas de motifs complexes, comme c'est le cas dans l'anévrisme. 20 Une analyse statistique des différences de vitesse dans l'ensemble du domaine segmenté entre LR-CFD et 4D Flow IRM (taille de voxel de 2 mm) a été réalisée, pour chaque composante de vitesse. Pour cette analyse, la solution CFD a été sous- 25 échantillonnée vers le domaine de l'IRM, moyennée en phase, et les vitesses des voxels chevauchant la paroi ont été mises à zéro. Toutes les corrélations se sont révélé statistiquement significatives (p REVENDICATIONS1 - Procédé de caractérisation du degré de confiance sur les mesures de flux IRM par l'imagerie d'un fantôme caractérisé en ce que : a) on met en oeuvre un couple de référence formé par un modèle numérique et un modèle physique, b) on procède à une modélisation des données de flux IRM du fantôme numérique soumis à une séquence d'alimentation fluidique de référence pour enregistrer un premier fichier de données numériques de référence, et enregistrer les paramètres d'alimentation fluidique de référence C) on procède à une acquisition des données de flux IRM par l'équipement IRM piloté par la séquence à caractériser, du fantôme physique alimenté avec ladite séquence d'alimentation fluidique de référence, pour enregistrer un second fichier de données numériques mesurées expérimentalement, l'alimentation étant pilotée par lesdits paramètres d'alimentation fluidique de référence, d) Après avoir effectué a minima les étapes de recalage, correction et mise en forme des données, étapes nécessaires à la compatibilité spatio-temporelle, on procède à une comparaison desdits fichiers de données numériques pour calculer au moins un indicateur d'erreur représentatif des différences entre lesdits fichiers numériques. 2 - Procédé de caractérisation du degré de confiance des données de flux IRM selon la revendication 1 caractérisé en ce que ledit modèle physique comporte au moins un capteur d'un paramètre d'alimentation fluidique. 3 - Procédé de caractérisation du degré de confiance des données de flux IRM selon la revendication 2 caractérisé en ce que ledit modèle physique comporte au moins un capteur de pression. 19 4 - Procédé de caractérisation du degré de confiance des données de flux IRM selon la revendication 2 caractérisé en ce que ledit modèle physique comporte au moins un 5 capteur de débit. 5 - Procédé de caractérisation du degré de confiance des données de flux IRM selon la revendication 1 caractérisé en ce que ledit modèle est placé dans un milieu 10 aqueux. 6 - Utilisation du procédé de caractérisation conforme à l'une des revendications précédentes, pour caractériser les performances d'une séquence d'acquisition et 15 optimiser des paramètres de séquence.