Baudouin DENIS de SENNEVILLE

Présentation au sujet: "Baudouin DENIS de SENNEVILLE"— Transcription de la présentation:

1 Correction des mouvements pour la thermométrie temps réel guidée par IRM
Baudouin DENIS de SENNEVILLE Je vais vous présenter mon travail de thèse concernant la correction des mouvements pour la thermométrie temps réel guidée par IRM. Ce travail a été effectué au sein de la société Image Guided Therapy en collaboration avec le laboratoire d’Imagerie Moléculaire et Fonctionnelle unité du centre nationale de la recherche scientifique à Bordeaux. 9 Décembre 2005 Image Guided Therapy SA (IGT) Imagerie Moléculaire et Fonctionnelle (IMF) – CNRS Laboratoire Bordelais de Recherche Informatique (LaBRI) - CNRS

2 Plan de la présentation
1. Le monitorage de la température par IRM Introduction Analyses des artefacts - Cahier des charges 2. Estimation du déplacement des organes 3. La thermothérapie sur organes mobiles

3 Techniques thérapeutiques
Tumeur Cryothérapie Alcoolisation Chirurgie Chimiothérapie Hyperthermie Locale L’imagerie par Résonance Magnétique, en plus de son rôle bien établi dans le domaine diagnostique, a un rôle de plus en plus important pour le monitorage de gestes thérapeutiques. Voici par exemple reportée sur ce schéma une tumeur. L’objectif est de la détruire. Plusieurs techniques permettent de réaliser la destruction de cette tumeur : chirurgie, chimiothérapie, cryothérapie, alcoolisation. Un intérêt particulier a été récemment fourni en ce qui concerne l’hyperthermie locale. Cette approche consiste à réaliser une élévation de température pendant un intervalle de temps suffisant pour réaliser la destruction cellulaires de cette tumeur.

4 Hyperthermie locale IRM Outils de chauffage : Organe à traiter
Afin de comprendre plus précisément le principe de l’hyperthermie locale, une analogie peut être faite avec ce qui se passe dans nos cuisines. L’objectif est ici de parvenir à chauffer notre repas à une température acceptable. L’outil utilisé pour réaliser le chauffage sera alors la gazinière. Enfin pour mesurer la température l’utilisateur peut goûter, utiliser son doigt voir pourquoi pas utiliser un thermomètre. Une boucle de rétroaction est effectuée en temps réel pendant ce chauffage : l’utilisateur en fonction de la température du plat mesurée va agir sur sa gazinière afin d’avoir son plat à la température qu’il souhaite. C’est exactement le principe de l’hyperthermie locale : l’IRM joue le rôle du thermomètre, la tumeur située dans l’organe à traité celui du plat à chauffer et enfin plusieurs outils de chauffage permette de parvenir à la destruction cellulaire. Ici sont reportées les techniques utilisées dans le laboratoire. Une technique qui consiste à introduire une fibre laser dans la tumeur ou de manière similaire une aiguille radiofréquence qui s’ouvre comme un parapluie ce qui permet de réaliser une élévation de température sur un plus large volume. Ces deux techniques sont dite mini-invasives car un corps étranger (l’aiguille) est plantée dans l’organe à traiter. Enfin l’hypertermie peut être réalisée à l’aide d’un transducteur à ultrasons focalisés. Ce transducteur incurvé permet d’emettre des ondes ultrasonores qui vont se focaliser en un point de l’espace. La friction des molécules génère l’élévation de température. Cette dernière technique est particulièrement intéressante car elle est complètement non-invasive : l’hyperthermie est réalisée sans qu’aucun dommages ne soit causé au patient. Le but est donc d’utiliser l’imageur IRM pour mesurer et contrôler la température en temps-réel. Radiofréquences Organe à traiter Laser IRM Ultrasons focalisés

5 Estimation de la nécrose tissulaire
L’historique temporel de la température en chaque pixel permet l’évaluation de la dose thermique Température (T) Prédiction en ligne de l’efficacité du traitement thermique Dose thermique (DT) La mesure de la température permet l’estimation d’un paramètre particulièrement intéressant, il s’agit de la dose thermique déposée par le chauffage. La dose thermique sur un voxel nécessite l’historique de la mesure de température sur ce pixel. Ce graphique reporte l’évolution temporelle de la température et on peut donc définir la dose thermique comme l’air en dessus de cette courbe. Ce paramètre est très important car il permet d’avoir une estimation de la nécrose tissulaire, c’est-à-dire les régions détruites par le traitement thermique. Le monitorage en ligne de la température permet donc la prédiction en ligne pendant l’intervention de l’efficacité du traitement thermique. Une mesure très précise de la température est requise pour le calcul de la dose thermique car une perturbation a un effet exponentiel. Compensation du mouvement des organes par rapport à une position de référence indispensable pour le calcul de la dose thermique Temps Mais nombreux artefacts!

6 Imagerie par IRM j i Me A chaque unité de volume est associé un nombre complexe M L’imagerie par résonance magnétique est basée sur la détection des propriétés magnétiques des protons contenus dans les molécules d’eau du corps humain. L’IRM fournit des images complexes (avec une partie réelle et une partie imaginaire) dont la transformée de Fourier inverse permet d’obtenir une image de magnitude et une image de phase (ici l’abdomen d’un sujet acquis dans le plan transversal). L’image de magnitude correspond à l’image anatomique de la région observée. La valeur de phase permet donne une information sur le champ magnétique. Carte de phase = cartes des fréquence de résonance à un instant donné. On va donc pouvoir utiliser cette information pour calculer la température de la manière suivante :

7 La mesure de température par fréquence de résonance des protons
[Quesson et al. 2000] Dans certaines conditions bien définies : t t n Temps M … M n … Artefact La méthode utilisée pour obtenir des cartographies de température est basée sur la thermométrie par fréquence de résonance des protons. Le principe est le suivant : la fréquence de résonnance varie avec la température. Dans certaines conditions bien définies une variation de phase est directement proportionnelle à une variation de température. k le facteur de proportionnalité directement dépendant des paramètres d’acquisition de la séquence. Evidemment des séquences d’acquisition spécifiques sont nécessaires pour avoir cette relation. Pour mesurer la température pendant le chauffage, l’objectif va être d’effectuer une acquisition dynamique des images IRM. La cartographie de température à l’instant tn est calculée en effectuant la différence de phase mesurée cette instant et une image de phase de référence mesurée avant l’hyperthermie. Typiquement la première image de la série temporelle) et à appliquer le facteur multiplicatif. Le calcul de la température est donc effectué de manière relative et le problème survient donc lorsqu’une perturbation survient pendant l’expérience (par exemple une modification du champ magnétique qui va causer une modification apparente de la température qui ne sera pas lié au chauffage). Le moyen le plus simple pour se rendre compte de ce phénomène consiste à mettre un muscle ex-vivo dans l’IRM et à mesurer la température pendant un intervalle de temps suffisament long : ici est reportée l’image anatomique du muscle, et là la cartographie de température mesurée après deux minutes d’acquisition. Aucun problème jusqu’ici. En revanche après 20 minutes d’acquisition, une légère dérive temporelle du champ magnétique à l’intérieur de l’IRM induit une élévation apparente de la température de près de 4°C alors qu’aucun chauffage n’a été réalisé sur cette expérience. Cette artefact est facile à corriger en soustrayant à chaque image de température la moyenne de la température mesurée sur une région d’intérêt définie par le radiologue à l’extérieur de la région de chauffage. En revanche la correction de la perturbation induite par un artefact de mouvement s’avère être un challenge beaucoup plus compliqué. Ce mouvement peut être typiquement induit par l’activité respiratoire ou cardiaque ou par un mouvement réflexe ou accidentel du patient (hoquet, toussotement). 4°C Ex : Légère dérive du champ magnétique 2°C 0°C à 2 minutes à 20 minutes

8 Image anatomique du sein Région de validité obtenue
Analyse du SNR Analyse de la précision de la température en fonction du bruit Construction d’une région de validité sur le signal Il va falloir analyser ce SNR car il est justement possible d’avoir une estimation direct de l’incertitude sur la mesure de la température que l’on va avoir en fonction du bruit estimé sur l’image anatomique. En effet, lorsque le module du signal est faible, la phase peut prendre n’importe quelle valeur entre 0 et 2pi. Il en résulte dans ce cas là une forte incertitude sur la mesure de température. Si le radiologue fixe une borne supérieure sur l’incertitude de la mesure de température qu’il souhaite obtenir pendant l’intervention, cette relation va nous permettre de trouver un seuil sur l’image de module qui satisfont ce critère en théorie. Voici par exemple l’image anatomique obtenue sur le sein d’une patiente atteint d’un cancer du sein et on voila la tumeur qui apparaît avec un fort signal. Sur cette image est reportée la région de validité sur le signal obtenue pour une incertitude maximale requise de 2°C. La thermométrie n’est donc fiable que dans la tumeur, ce qui est bien car c’est la région que l’on va vouloir traiter. Image anatomique du sein Région de validité obtenue

9 L’artefact de mouvement
Mouvements intra-scan : Temps Mouvements inter-scan : 1. Déplacement de la cible Validité des régions d’intérêt Calcul de la température t t n Temps L’artefact de mouvement peut se traduire de 2 manières illustrées sur l’exemple suivant : Un volume de 16 coupes a été acquis toutes les 15 secondes environ sur un muscle dans lequel a été inséré une fibre laser. Un déplacement mécaniquement a été appliqué sur la cible et une image. Un mouvement intra-scan est survenu dans un premier temps. Cette artefact survient lorsque la cible est en mouvement pendant la lecture du signal. La correction de cette artefact est très difficile car la correction doit être réalisée dans le processus de reconstruction des images. Les images doivent être détectées et rejetées. De plus on peut réduire la probabilité d’apparition de cet artefact par réduction du temps d’acquisition en optimisant la séquence d’acquisition utilisée. Un mouvement mouvements inter-scan survient ensuite. Les images acquises sont de bonne qualité sont obtenues mais avec des organes déplacés par rapport à la position de départ. Dans un premier temps, le déplacement des organes doit être estimé. Cette image montre l’abdomen d’un sujet sain en respiration libre sur lequel le radiologue a défini plusieurs régions d’intérêt avant l’intervention. Par exemple, la région de chauffage, une région pour évaluer la dérive progressive du champ magnétique que j’ai évoqué tout à l’heure, et par exemple une région d’intérêt pour surveiller le bruit de la mesure. On voit sur cette animation que le mouvement des organes par rapport à une position de référence fixe doit être estimé afin de préserver la validité des régions d’intérêt pendant toute la durée de l’intervention. De la même manière, le mouvement de l’organe doit être corrigé entre l’image courante et l’image de référence afin de calculer des différences de phase sur des pixels qui correspondent à la même localisation de l’organe pour que le calcul de la température. La position de référence des organes sera typiquement celle correspondant à la première acquisition de la série temporelle. Malheureusement la perturbation de la température induite par le mouvement n’est pas si simple à corriger.

10 L’artefact de mouvement
[Concepts in Magnetic Resonance 2003] 2. Modification du champ magnétique Malheureusement la perturbation de la température induite par le mouvement n’est pas si simple à corriger. En effet, le mouvement d’un objet à l’intérieur de l’IRM induit aussi une perturbation du champ magnétique (c’est la susceptibilité magnétique : proporiété d’une objet physique à devenir source d’un champ magnétique lorsqu’il est placé dans un champ magnétique extérieur). Ici le champ dipolaire généré par un point ponctuel. Ce champ est déplacé avec l’objet. Dès lors, la distribution du champ magnétique n’étant plus la même dans la différence de phase, une modification apparente de la mesure de température est induite. Cette modification de température est loin d’être négligeable puisqu’elle peut atteindre plusieurs dizaines de degrés. La perturbation de température induite est très difficile a modélisée hors ligne (éléments finis proposés mais ça prend des jours). Et donc inenvisageable en ligne pendant l’intervention. Par exemple, un mouvement de la jambe entraine une modification du champ magnétique dans le reste du corps humain. En bref, une image de phase est perturbé par énormément de facteurs : comme ici : le déplacement des organes, la modification du champ magnétique, le phénomène que l’on veut observer (la mesure de la température) et il est impossible de discerner ces effets sur une seule image de phase. Il va donc falloir trouver des stratégies pour corriger en ligne pendant une intervention, cette perturbation de température en évitant sa modélisation explicite. → Trouver des stratégies de correction

11 Le monitorage de la température par IRM
Reconstructeur Le monitorage de la température se déroule comme ceci : l’IRM acquière dynamiquement les images et les envois à un reconstructeur. Ce que nous allons faire c’est placer une console de monitorage qui est un PC standard pour lire sur le réseau les données acquises par l’IRM. Cette application va calculer en ligne les cartographies de température et de PILOTER l’outil de chauffage. Voici donc une capture d’écran de cette application appelée Thermoguide. La capture d’écran a été réalisée pendant une intervention sur la tumeur d’une patiente atteinte d’un cancer du foie avec un dépôt d’énergie amené par radio-fréquences. Les trois images montrent les images obtenus sur 3 coupes consécutives. On voit ici l’aiguille radiofréquence introduite dans le foie. Les 3 images du haut montrent les cartographies de température et les 3 images du bas montrent en rouge l’estimation de la région de l’organe qui a été détruite par le traitement. Le graphique montre l’évolution temporelle de la température au cours de l’intervention sur un pixel situé dans la région de chauffage. On voit qu’une élévation de température de plus de 25°C a été réalisée par 6 chauffages successifs. La mise au point de ce logiciel a constitué la partie développement de ma thèse. L’ensemble des images que je montrerai au cours de cette présentation sont des captures d’écran de ce logiciel. Console de monitorage Athlon 3.2 GHz 1.5Go de RAM Console d’acquisition IRM Logiciel « Thermoguide »

12 Monitorage en ligne de la température
Temps d’acquisition réduit comparé à un changement de température significatif Temps réel : Traitements effectués entre deux acquisitions successives Signal/Bruit (SNR) / Résolution spatiale / Résolution temporelle Le temps réel signifie dans notre cas que le temps d’acquisition doit être réduit comparé à un changement de température significatif. Un compromis doit donc être trouvé sur les paramètres d’acquisition afin d’obtenir un signal/Bruit suffisant tout en ayant une résolution spatiale suffisante ainsi qu’une résolution temporelle suffisamment faible pour limiter les mouvements intra-scan. De plus l’ensemble des calculs et des traitements doivent être effectués entre deux acquisitions successives pour assurer un monitorage en ligne de la température. Avec les progrés actuels le bon compromis est un temps d’acquisition de 400ms pour une image de résolution 128x128 et une taille de voxel de 1x1x3mm3. Il en résulte un SNR généralement faible qu’il va donc falloir analyser. Typiquement : ~ 400ms / une image de 128x128 pixels / taille des voxels 1x1x3mm 3

13 Chaîne de traitement I , …, I Analyse préparatoire Analyse en ligne
Suggestions opérateurs Données IRM I , …, I n Seuils de qualité Informations complémentaires Construction d’une région de validité Calcul de la température Correction des mouvements Voici l’ensemble des traitements ont été ordonnancés dans une chaîne de traitement destinée à assurer au radiologue une mesure fiable de la température. Cette chaîne comprend une analyse préparatoire effectuée avant l’intervention avec la même séquence d’acquisition et sans chauffage. Un certain nombre de données IRM vont être acquises et en fonction des suggestions fournies par l’opérateur des seuils pour les différents critères de qualité vont être calculés ainsi que des informations complémentaires qui permettront la correction des artefacts. Cette analyse fournit aussi une évaluation de ma qualité de la mesure de température qu’il pourra avoir pendant l’intervention qui est alors libre de changer la séquence ou de changer ses suggestions etc… Pendant l’intervention, une acquisition dynamique des images est réalisées. Une région de validité sur le signal est construite pour le calcul de la température. Les traitements pour la correction des mouvements sont alors réalisés et un test de qualité permet de vérifier la fiabilité des calculs et des correction effectués. Si ce test est passé avec succés, la dose thermique est calculée. Sinon l’image ne peut pas être corrigés (traitements inefficaces, mouvement intra scan, perturbation du signal par le fonctionnement de l’outil de chaufage) est rejetée et des calculs additionnels palliatifs sont réalisés (comme le remplacement de l’image par sa précédente). Les données peuvent alors être affichées, sauvegardées et analysées. TEST DE QUALITE REJET AFFICHAGE SAUVEGARDE ANALYSE … Calcul de la dose thermique

14 Plan de la présentation
1. Le monitorage de la température par IRM 2. Estimation du déplacement des organes 3. La thermothérapie sur organes mobiles

15 Approche proposée Estimation du mouvement des organes sur les images anatomiques Contraintes pas de spécification de l’organe observé pas d’intervention de l’utilisateur implémentation temps réel Principe général des algorithmes de recalage d’images [Maintz 1998] définir les structures homologues L’approche proposée consiste à estimer le mouvement sur les images anatomiques à l’aide d’algorithmes de traitement d’images. Le principe va donc être, pour chaque pixel de l’image acquise, de trouver leur homologue dans l’image de référence. Les contraintes que nous sommes imposés pour le choix des algorithmes sont les suivants : pas de spécification de l’organe observé, pas d’intervention de l’utilisation, implémentation temps réel. Je rappelle rapidement le principe général des algorithmes de recalage : dans un premier temps on définit les structures homologues sur lesquelles le recalage va se baser (ex : ligne, contours, points caractéristique etc…). Il convient ensuite de définir la transformation à détecter ainsi qu’un critère déterminant la qualité du recalage. Enfin une stratégie de résolution est définie pour trouver la transformation sur les structures homologues optimisant la qualité du recalage. définir la transformation à détecter définir un critère déterminant la qualité du recalage définir une stratégie de résolution

16 [ ] ( ) Algorithmes testés ò ò [ ] I u + I v + Ñ + Ñ dxdy I + a u v
Testés en 2D : Corroborer expérimentalement les hypothèses qui soutendent ces algorithmes - données synthétiques - données IRM Compromis à trouver entre la permissivité et la robustesse du recalage Contrainte de régularité proposée par Horn&Schunck correspond bien au mouvement réel des organes Différents algorithmes ont été testés en 2D sur des données synthétiques et des données IRM afin de expérimentalement les hypothèses qui soutendent ces algorithmes et comprendre le comportement induit dans le contexte qui nous intéresse. De ces tests il est ressorti en particulier qu’un compromis doit être effectué entre la permissivité dans la transformation à détecter et la robustesse du recalage. En effet, plus un algorithme est permissif, plus il utilise cette liberté pour faire ce qui l’arrange. Parmi les algorithmes les plus permissifs, la contrainte de régularisation proposée par Horn&Schunck (qui impose que le mouvement entre un pixel et son voisin ne doit pas être trop élévé) correspond bien au mouvement relatif des organes les uns par rapport aux autres. ( [ ] ) ò ò [ ] 2 I u + I v + Ñ 2 + Ñ 2 dxdy I + a 2 u v x y t 2 2 y x [Schunck 1981]

17 Addomen d’un volontaire sain en respiration libre
Approche proposée Addomen d’un volontaire sain en respiration libre Etape 1 : extraction du mouvement global (transformation affine) Les performances sont optimisées en vue de l’implémentation temps réel à l’aide : - approche multi-résolutions et multi-grilles - élimination des pixels dont le signal conduit à une incertitude sur la mesure de la température trop importante. Etape 2 : estimation des mouvements locaux (Horn&Schunck) Temps de calcul : 250ms

18 Estimation 3D du mouvement
Algorithmes généralisables en 3D Limitations techniques : acquisition de volumes 3D isotropiques sur des organes mobiles difficile → Recalage de volumes difficilement réalisable → plan de coupe doit être orienté dans l’axe principal du mouvement L’ensemble des algorithmes testés sont généralisables en 3D. Néanmoins, Limitations techniques : acquisition de volumes 3D isotropiques sur des organes mobiles difficile. Le recalage de volumes est donc impossible. L’estimation du mouvement doit donc à l’heure actuelle être effectuée en 2D avec le plan de coupe orienté dans l’axe principal du mouvement. Néanmoins, pendant l’intervention, les mouvements hors plan de coupe résiduels implique souvent que le calcul de température est effectué sur des pixels de l’image courante n’ayant pas leurs homologues sur l’image de référence. Ces pixel doivent être éliminés du calcul de la température afin d’améliorer la précision de la thermométrie. Pour cela l’approche suivante a été proposée. Détection de mouvements hors plan de coupe nécessaire → Améliorer la précision de la thermométrie

19 Approche proposée pour l’estimation 3D du mouvement
[ICIP 2005] Dans une étape de pré-traitement : Un volume de référence de l’organe observé est obtenu avec la séquence d’acquisition nécessaire pour la thermométrie 2. Durant l’intervention : Le champ de déplacement 3D est estimé avec : Mouvement élastique 3D ~ Mouvement rigide 3D hors plan de coupe + Mouvement élastique 2D dans le plan de l’image

20 mouvements réduits d’un facteur N
Etape de pré-traitement : Discrétisation du volume de référence M séries . Organe Coupes . Série de N acquisitions (synchronisation respiratoire) volume de 2M+1 coupes . Impossible d’obtenir un volume avec une seule acquisition => Construire l’information volumétrique à partir de différentes séries dynamiques d’images 2D Réduire autant que possible le mouvement entre les différentes séries dynamiques d’image mouvement périodiques : réduire les mouvements en synchronisant l’acquisition à une période stable du mouvement réduire les mouvements résiduels mouvements réduits d’un facteur N

21 Etape de prétraitement : discrétisation du volume de référence
10 séries d’images de résolution 128x128 pixels 21 coupes Taille d’un voxel : 2x2x3mm Y Y 3 X Z A : plan de coupe (coronal) B & C : hors du plan de coupe (resp. sagittal and transversal) Z D : rendu 3D X

22 Durant l’intervention : estimation du mouvement 3D hors plan de coupe
Estimation de la position de la coupe dans le volume de référence Une transformation rigide 3D (6 paramètres) déterminant la position de la coupe dans le volume de référence est estimée (optimisation au sens des moindres carrés) Image acquise (Pas de synchronisation respiratoire) Image à la même position dans le volume de référence Image correspondante dans le volume de référence après estimation du mouvement

23 Durant l’intervention : estimation du mouvement 3D hors plan de coupe
Axes : X dans le plan de coupe Y Z hors plan de coupe Important d’estimer le mouvement hors plan de coupe en dépit des efforts fait par le radiologue pour placer le plan de coup dans l’axe du mouvement dominant du rein Evolution temporelle des 3 translations Evolution temporelle des 3 rotations

24 Estimation du mouvement 2D dans le plan de coupe
Mouvement dans le plan de coupe estimé avec une approche hiérarchique multi-résolution de l’algorithme de Horn&Schunck Image de différence sans traitement Après estimation du mouvement 3D hors plan de coupe Avec estimation du mouvement 3D utilisant notre approche

25 Discussion de la partie 2
Recalage d’images : Amélioration significative de la description du mouvement en temps réel in-vivo Estimation 3D : - efficacité testée sur un muscle ex-vivo & sur le rein in-vivo - perspectives pour : les déformations complexes, mouvement accidentels, … Rétroaction des informations de mouvement sur les paramètres de localisation du plan de coupe sur la console IRM - perspectives pour du suivi du plan de coupe en temps réel

26 Plan de la présentation
1. Le monitorage de la température par IRM 2. Estimation du déplacement des organes 3. La thermothérapie sur organes mobiles - Réduction des artefacts de thermométrie - Suivi de la cible - Intégration dans le processus d’asservissement

27 Correction des artefacts de thermométrie
Compensation du mouvement sur les images de phase Ex : Mouvements rigides successifs sur un muscle ex-vivo chauffé par laser : 25°C 1 15°C 0.5 5°C La première technique qui vient à l’esprit consiste à appliqué le champ de vecteurs estimé sur les images de phase spatialement déroulées afin que le la différence de phase pour le calcul de la température soit réalisé sur des pixels correspondant à la même localisation dans l’organe. Modification du champ magnétique non prise en compte => Nécessité d’hypothèses supplémentaires sur le mouvement

28 Correction des mouvements accidentels
[MICCAI 2004] Méthode proposée Mouvement accidentel Cible … … j - j j - j j - j n n+1 n i n+1 Temps t t t t n n+1 i Transformation spatiale estimée L’image de phase à l’instant t(n+1) est prise comme image de référence pour le calcul de la température après le mouvement. Ce terme correspond l’élévation de température avant le mouvement et cette différence de phase correspond à l’élévation de température après le mouvement. La variation de température après mouvement est recalée pour que la somme puisse être effectuée sur des pixels correspondant à la même localisation dans l’organe. Détection du mouvement Par rapport à une image de référence Détection du retour à la stabilité de la thermométrie Entre 2 acquisitions successives

29 Correction des mouvements accidentels
Résultats obtenus : 25°C 1 15°C 0.5 5°C Discussion : - Pertes de l’information sur une dynamique - Accumulation du bruit et des incertitudes sur les images

30 Correction des mouvements reproductibles
[ICIP 2004] … Etape de prétraitement … Durant l’intervention Etape de prétraitement : - Etape d’apprentissage : analyse de la perturbation de la température => construction d’un atlas de mouvements Un nombre suffisant d’image doit être obtenu pour avoir un maximum de positions stockées dans l’atlas - la première image de la série temporelle définie la position de référence des organes Pendant l’intervention : - recherche dans l’atlas de l’acquisition réalisée avec les organes à la même position - image de phase correspondante utilisée comme référence pour le calcul de la température - recalage des images par rapport à la position de référence (pour permettre le calcul de la dose thermique)

31 Correction des mouvements périodiques
Stabilité de la thermométrie sur l’abdomen d’un sujet sain en respiration libre 10°C 5°C La correction est très bonne mais il est intéressant de remarquer que certaines régions ne sont pas aussi bien corrigés que les autres (haut de la rate). Ces imprécisions sont induites par le fait que l’image la plus proche est cherchée dans l’atlas est utilisée pour le calcul de la température. La position des organes dans l’image courante n’est donc pas exactement celle de l’image sélectionnée dans l’atlas. Permet de faire la même chose que ce qui existait mais en améliorant avantageusement les conditions. 0°C Image anatomique Ecart-type de la température sans correction Ecart-type de la température avec correction - augmenter la résolution temporelle - délai entre 2 acquisitions successives constant

32 Correction des mouvements résiduels
[ISMRM 2005] Stabilité de la thermométrie sur le cœur d’un sujet sain 10°C 5°C La méthode d’atlas de mouvement permet de corriger les mouvements résiduels qui subsistent lorsque le mouvement périodique a été restreint avec les techniques de synchronisation. C’est par exemple ce qu’il se passe dans le cœur lorsque le mouvement a été réduit par synchronisation simultanée sur la respiration et sur le rythme cardiaque. On voit l’image acquise dans le petit axe du myocarde gauche. L’intervention dans le cœur est actuellement effectué par radiofréquence. Néanmoins, l’efficacité du traitement thermique ne peut pas être obtenue à l’instant présent. La température de l’électrode peut être mesurée mais elle dépend significativement de la température du tissu à cause de la conduction locale de la chaleur. La technique proposée permet donc la correction de mouvements résiduels ce qui permet de rendre possible la mesure de température dans des régions où la thermométrie est impossible sans traitements d’images. 0°C Image anatomique Ecart-type de la température sans correction Ecart-type de la température avec correction

33 Estimation de mouvements non stockés dans l’atlas
Amplitude du mouvement dominant estimé Informations disponibles dans l’atlas Nouveau mouvement Temps Résultats obtenus : 5°C Usuellement, l’image la plus proche est recherchée dans l’atlas. Voici par exemple reporté l’évolution du mouvement d’un organe. Les points verts correspondent aux informations disponibles dans l’atlas. Voici une image acquise pendant l’intervention qui correspond à une position qui n’est pas disponible dans l’atlas. L’approche proposée consiste à trouver dans l’atlas une borne supérieure et inférieure sur le mouvement et à déduire l’image de phase correspondant à la nouvelle position à l’aide d’une interpolation linéaire. Pour cela le mouvement dominant des organes (c’est-à-dire la projection du mouvement sur l’axe principal du déplacement) est utilisé comme critère et permet l’évaluation des coefficients de pondération pour l’interpolation linéaire. Incompatible avec la réduction des mouvements résiduels car un mouvement dominant significatif doit pouvoir être estimé (dans le cœur, plusieurs mouvements peuvent donner un même mouvement dominant). 3°C 1°C Ecart-type de la température sans/avec estimation des mouvements non stockés dans l’atlas => Incompatible avec la réduction des mouvements résiduels (cœur)

34 Homogénéisation des données stockées dans l’atlas
4 2 Limiter les redondances d’informations 1 4 Temps Classification hiérarchique effectuée à la fin de l’analyse préparatoire Diminuer : - l’espace mémoire nécessaire au stockage de l’atlas Jusqu’à ~ 70% de gain Voici par exemple reporté les images correspondant à un mouvement périodique. Les redondances d’informations vont être sur cette exemple plus importantes sur les classes extrêmes. L’approche proposée va être d’effectuer une Classification hiérarchique des images à la fin de l’analyse préparatoire Une évolution intéressante de ce processus consiste à évaluer des sous-classes pour pouvoir ainsi, pour chaque image acquise pendant l’intervention, rechercher l’image correspondante avec une structure d’arbre de recherche. - les temps de recherche dans l’atlas - réduire le bruit des données => Compromis nombre de classes/mouvements interclasses Arbre de recherche des images

35 Suivi de la position de la région de chauffage
Système mini-invasifs : - généralement aiguille introduite dans la tumeur région de chauffage suit le mouvement de l’organe Système non invasifs : - position fixe de la zone ciblée/repère de l’IRM - organes (abdomen) en mouvement par rapport à ce repère Chauffer uniquement lorsque l’organe est à une position fixe Focaliser et déplacer le point de focalisation dynamiquement Avec les récents développement un transducteur FUS 256 éléments offre la possibilité de déplacer électroniquement le point de tir avec un temps de réaction de 0.1s (1ms dans les prochaines années). Repositionner le point de tir sinon : - traitement inefficace - tissus voisins détruits

36 Plateforme d’évaluation
Type de mouvements simulables : - accidentels - périodiques This is the evaluation platform used to simulate each type of motion. A focus transducer is used to heat a point deep into an ex vivo muscle. This phased array transducer composed of 256 elements offers the possibility to move electronically the focal point. This muscle is placed at the center of an MRI magnet of 1.5T to provide anatomical and thermal map. A transmission line is used to moved the muscle. A microcontroller record the position of the muscle from a graduation bar to check the MR motion estimation. Accidental motion, like muscle contraction, is simulate by a manual motion of the transmission line. Periodical motion, like respiration or cardiac cycle, is produce by a rotating motor. Elastic motion might by also simulate with a stop block placed behind the transducer. Type de déformation applicable : - translation - élastique

37 Mouvements accidentels
Sens du mouvement : Amplitude : 14mm Cartographies de température Sans correction de la thermométrie Sans repositionnement du point focal Correction thermométrie + position du point focal 40°C 0°C 20°C 14°C 2°C 8°C Cartographies de dose thermique 1 0.1 0.5 This muscle is placed at the center of an MRI magnet of 1.5T to provide anatomical and thermal map. A transmission line is used to moved the muscle. A microcontroller record the position of the muscle from a graduation bar to check the MR motion estimation. Accidental motion, like muscle contraction, is simulate by a manual motion of the transmission line. Position du point focal repositionné à l’aide du champ de vecteur estimé Un mouvement accidentel a été mécaniquement appliqué par un déplacement de l’arbre de transmission de 14mm pendant le chauffage Ce déplacement induit une erreur sur la mesure de température apparent de plus de 40°C Les cartographies de température déduite de ces cartes de température sont inexploitables. Ces cartographies de température sont corrigés. Comme la position du point focal est fixe, 2 régions de chauffage apparaissent : le premier correspondant à la région ciblée avant le mouvement en phase de refroidissement et le deuxième correspondant à la nouvelle région ciblée en phase de chauffage. Le chauffage ne produit aucune destruction cellulaire car l’énergie déposée est insuffisante. Quand la position du point focal est repositionné à l’aide du champ de vecteurs estimé sur les images anatomiques, une seule région de chauffage est observée et l’énergie déposée sur la même zone du tissu induit une necrose.

38 Mouvements périodiques
Problématique : temps entre mouvement/disponibilité de l’information : acquisition de l’image transfert des données analyse des données ~ 2 secondes variable cycle respiratoire ~ 5s => Correction du mouvement en quasi-opposition de phase

39 Mouvements périodiques
Anticiper le mouvement de la cible jusqu’à l’obtention de la prochaine information sur le mouvement Analyse préparatoire : Période « type » du mouvement dominant Pendant l’intervention : - localiser temporellement l’image en cours sur la période type - localiser la position réelle de la cible sur la période type - anticiper le déplacement dominant jusqu’à la prochaine acquisition

40 Précision de l’anticipation des mouvements périodiques
Résultats obtenus : Ecart-type (mouvement réel/appliqué) Sans correction Sans anticipation Avec anticipation Expérimental 4.76mm 7.54mm 0.33mm

41 Translation périodique le long d’un axe
Sens du mouvement : Amplitude : 14mm Sans correction de la thermométrie Sans repositionnement du point focal Correction thermométrie + position du point focal Cartographies de température 40°C 0°C 20°C 14°C 2°C 8°C 1 0.1 0.5 Cartographies de dose thermique Periodical motion, like respiration or cardiac cycle, is produce by a rotating motor.

42 Mouvements périodiques élastiques
Mouvement global dominant anticipé ne caractérise pas le déplacement de la cible Solution proposée : Images anatomiques Champs de déplacements Analyse préparatoire : Stockage des champs de vecteurs dans l’atlas Elastic motion might by also simulate with a stop block placed behind the transducer. Pendant l’intervention : - mouvement global dominant le plus proche recherché dans l’atlas - sélectionner le champ de déplacement associé

43 Mouvements périodiques élastiques
Sans correction de la thermométrie Sans repositionnement du point focal Correction thermométrie + position du point focal Cartographies de température (T) 300°C 0°C 150°C 14°C 2°C 8°C Cartographies de dose thermique (DT) 1 0.1 0.5 DT DT

44 Asservissement spatial sur un mouvement périodique
Sens du mouvement : Amplitude : 14mm Cartographies de température Evolution temporelle de la température 9°C Sans mouvement 6°C 3°C 9°C Avec mouvement 6°C 3°C

45 Résultats obtenus Sens du mouvement : Amplitude : 14mm
[Brevet CNRS septembre 2005] [ISTU2005] Sens du mouvement : Amplitude : 14mm Cartographies de température initiale Correction de la thermométrie 40°C 14°C 20°C 8°C 0°C 2°C Correction : - Thermométrie - Point de tir - Asservissement ponctuel Correction : - Thermométrie - Point de tir - Asservissement spatial 13°C 9°C 8°C 6°C 3°C 3°C

46 Conclusion Améliorations apportées : Perspectives :
1. Monitorage de la température sur organe mobile in-vivo Abdomen : meilleure précision et fiabilité de la thermométrie (réduction artefacts de respiration) Cœur : faisabilité de la thermométrie (écart-type de la température < 5°C sur 95% des pixels) Réalisé en temps réel 2. Guidage de l’hyperthermie locale démontrée sur muscle mobile ex-vivo - Suivi des ultrasons focalisés - Intégration dans le processus d’asservissement automatiques Perspectives : à l’aide de l’observation du passage d’un agent de contraste - Estimation 3D du mouvement - Combinaison mouvements accidentels/périodiques - Validation in-vivo des techniques - Mouvement des structures anatomiques faisant obstruction au chauffage (côte) - Analyse dynamique de données IRM : mesure de perfusion

47 Conférences internationales :
Denis de Senneville B., Desbarats P., Quesson B., Moonen C. T. W., Real-Time Artefact Corrections For Quantitative MR Temperature Mapping. WSCG2003. Denis de Senneville B., Desbarats P., Salomir R., Quesson B., Moonen C. T. W., Correction Of Accidental Patient Motion For On-line MR Thermometry, MICCAI 2004 Denis de Senneville B., Quesson B., Desbarats P., Salomir R., Palussière J., Moonen C. T. W., Atlas-Based Motion Correction For On-Line MR Temperature Mapping, IEEE, ICIP 2004 Denis de Senneville B., Quesson B., Desbarats P., Moonen C. T. W., 3D Motion Estimation For On-Line MR Temperature Mapping, IEEE, ICIP 2005 Journaux internationaux : Denis de Senneville B., Quesson B., Moonen C. T. W., Magnetic Resonance Temperature imaging, International Journal of Hyperthermia 2004. Weidensteiner C., Kerioui N., Quesson B., Denis de Senneville B., Trillaud H., Moonen C. T. W., Stability of real-time MR temperature mapping in healthy and diseased human liver, J Magn Reson Imaging. 2004 Salomir R., Denis de Senneville B., Moonen C. T. W., A fast calculation method for magnetic field inhomogeneity due to an arbitrary distribution of bulk susceptibility. Concepts in Magnetic Resonance, 2003 Brevet : « Dispositif de traitement thermique de tissus biologiques en Mouvement », CNRS déposé le 29 Septembre 2005.