Acquisition et traitement d’images
médicale
Introduction
L’imagerie médicale englobe différentes technologies telles que l’échographie, la radiographie, la tomodensitométrie, l’IRM (Imagerie par Résonance Magnétique), etc … Un intérêt particulier est porté aux techniques de tomographie dont les plus fréquentes en imagerie médicale sont : la tomodensitométrie, l’IRM, la TEP (Tomographie à Emission de Positons) ou encore la TEMP (Tomographie d’Emission MonoPhotonique). Ces deux dernières nécessitent l’injection d’un produit radioactif et sont donc à écarter compte tenu du caractère non-invasif et atraumatique souhaité pour cette étude. L’IRM, technique non-irradiante, est préférée au scanner pour des raisons d’expositions répétées. De plus, le port du bas de contention ne perturbe pas l’exposition et l’acquisition de l’image. D’une manière générale, l’IRM est prescrite pour l’observation des tissus mous alors que la tomodensitométrie (sans injection de produit de contraste) est prévue plutôt pour l’observation du squelette. Dans notre étude l’imagerie est utilisée pour observer et quantifier de manière précise la réponse des tissus biologiques mous de la jambe à la sollicitation particulière qu’est la contention. Cependant pour extraire des données cinématiques exploitables dans le cadre d’une étude mécanique, il est nécessaire de traiter ces images. Pour extraire des déplacements d’une comparaison de deux images, la technique la plus couramment utilisée est la Corrélation d’Images Numériques (CIN). Dans ce chapitre, nous présentons les différents traitements d’images qui sont nécessaires à la génération d’un maillage EF calqué sur la géométrie de la jambe ainsi que le traitement des images IRM par CIN afin d’en extraire des déplacements nécessaires dans le processus d’identification des propriétés mécaniques des tissus mous de la jambe.
Imagerie par Résonance Magnétique
Comme présenté précédemment, les images utilisées pour ce travail sont obtenues par résonance magnétique. Afin de permettre une bonne compréhension des images que nous allons traiter par la suite, la présentation du principe de l’IRM est nécessaire.
Principes physiques
La partie de ce chapitre consacrée aux principes physiques de l’IRM est, pour des raisons de lisibilité, très simplifiée. Nous encourageons donc le lecteur à se référer pour de plus amples détails aux livres suivants [HMG+07] et [Aiv96]. La résonance magnétique clinique s’appuie les propriétés magnétiques des noyaux atomiques, monoprotoniques, des atomes d’hydrogène présents dans le corps humain. En plaçant les protons dans un champ magnétique, ils sont animés d’un mouvement de précession1 autour de l’axe du champ à une fréquence de 63,855 MHz pour un champ de 1,5 T. L’aimantation tissulaire résultante est donc dirigée dans l’axe du champ magnétique avec une composante longitudinale maximale et une composante transversale i.e. perpendiculaire à l’axe du champ, minimale. Les protons sont ensuite excités par une onde radiofréquence (RF) de courte durée à la fin de laquelle les protons restituent l’énergie accumulée lors de leur résonance. La restitution de cette énergie est appelée relaxation et c’est durant ce retour à l’état polarisé qu’un signal FID (Free Induction Decay) est enregistré. L’ensemble des signaux issus de la relaxation des protons constitue le signal RMN (Résonance Magnétique Nucléaire), nécessaire à la formation de l’image. Avant de présenter les différents types d’images et les séquences fréquemment utilisées, les temps caractéristiques sont définis. Les paramètres primordiaux en IRM sont le Temps de Répétition (TR) et le Temps d’Echo (TE). Le TR est le temps qui sépare deux excitations par une onde RF et le TE est le temps auquel le signal est enregistré. Un paramétrage ad hoc du TE et du TR permet une bonne différenciation des tissus. En effet, l’utilisation d’un TR court ( < 500 ms) fournit des images dites pondérées en T1 car les différences de signal enregistrées sont dues principalement à la différence d’aimantation longitudinale (T1). Le paramètre T1 est un temps caractéristique de la relaxation longitudinale. Il est défini comme le temps nécessaire pour que l’aimantation longitudinale retourne à 63 % de sa valeur initiale. L’aimantation transversale n’a qu’une faible dépendance pour ce type d’image, alors qu’en utilisant un TR long (pas de pondération en T1) et un TE long ( > 90 ms), les différences de signal observées sont dues à la relaxation transversale T2, les images sont pondérées en T2. Le paramètre T2 est un temps caractéristique de la relaxation transversale. Il est défini comme le temps nécessaire pour que l’aimantation transversale retourne à 37 % de sa valeur initiale. Sur les images pondérées en T1 apparaissent en blanc les tissus à T1 court, comme la graisse, alors que sur les images pondérées en T2 ce sont principalement les liquides qui apparaissent en blanc car ils sont caractérisés par un T2 long. Les paramètres T1 et T2 ainsi que ρ, la densité protonique permettent de caractériser les tissus. L’acquisition du signal permettant la formation de l’image se fait suivant plusieurs grandes familles de séquences. La plus répandue est la séquence echo de spin qui consiste à émettre une impulsion de 90° puis une seconde de 180° au temps TE/2 afin de compenser le déphasage des spins dû aux inhomogénéités de champ. L’impulsion de 90° excite les protons par une onde de radiofréquence permettant de faire basculer l’aimantation tissulaire à 90 ° i.e. au lieu d’avoir une composante majoritairement longitudinale, l’aimantation n’est plus que transversale. Lors de la relaxation, les spins vont se déphaser, certains iront plus vite que d’autres à se relaxer, c’est pourquoi on émet une impulsion à 180 ° inversant la composante tranversale de l’aimantation. Les spins conservant les vitesses à l’origine du déphasage, ils vont se rephaser.
La prise de vues
L’acquisition des images IRM utilisées dans le cadre de ce travail est réalisée avec l’imageur Magnetom Avanto 76-18 de Siemens©, dans un champ magnétique de 1,5T [Figure 5.1]. L’antenne utilisée pour la récupération du signal est une antenne BodyMatrix composée de 12 éléments sur un maximum de 18 possibles sur cette machine. Plus le nombre d’éléments est important, plus le rapport signal/bruit est amélioré. La séquence utilisée est une séquence Turbo Spin Echo 5, soit une séquence avec 5 impulsions à 180°. Grâce à ce type de séquence, le temps d’acquisition est de 6 min 39 s pour une acquisition de 8 coupes de 512 x 512 pixels. Le nombre de coupes est choisi de façon à pouvoir faire correspondre au moins une coupe dans chacune des différentes séries. En effet, nous avons réalisé 4 séries correspondant chacune à une contention BVSport R . Avant de procéder à l’acquisition, des dispositions ont été prises afin que le mollet ne soit en contact avec aucun élément extérieur. Le genou est sur-élevé et la cheville repose sur un cale-pied. La série que l’on considèrera par la suite comme initiale est une série sans contention [Figure 5.2-(a)], ce sera la série de référence. La deuxième série concerne la contention par la chaussette B [Figure 5.2-(b)], la troisième série, la contention par la chaussette C [Figure 5.2-(c)]. La dernière série est un test dans les conditions extrêmes de la contention avec des chaussettes superposées. À la chaussette C est ajoutée une chaussette A. Cette dernière série ne sera pas présentée dans l’étude compte tenu de l’écrasement total des veines jumelles que cette contention entraîne [Figure 5.2-(d)].
Le traitement d’images
Les images utilisées et leurs recalages
Chacune des séries d’IRM est composée de 8 coupes de 512 x 512 pixels et distantes de 3 mm. La résolution spatiale de l’image dans le plan de coupe est de 3,2 pixels/mm. Pour pouvoir comparer les images, les coupes doivent être prises à la même hauteur du mollet. L’enfilage de chacune des chaussettes nécessitant le retrait de la jambe de l’appareil, de faibles différences de placement de la jambe peuvent persister malgré les précautions prises. Une marque est faite sur le bord du banc afin de placer la jambe toujours à la même hauteur, cependant des variations de quelques millimètres existent. Pour prendre en compte ces variations, on compare les contours des os, admis comme rigides, afin de choisir les images correspondantes à une hauteur donnée. Les coupes choisies dans les séries sont présentées sur la[Figure 5.2]. Nous rappelons que les images sont pondérées en T1, ce qui signifie que la partie apparaissant en blanc sur les images est la graisse (ou l’hypoderme). Après avoir choisi des images à la même hauteur du mollet, il est à présent nécessaire de faire correspondre les images dans le plan transverse. En effet, pour réaliser des mesures, il est indispensable que les images soient prises dans le même répère. Des opérations de translation et rotation sont réalisées sur les images afin que les contours des os se superposent, les os étant les seules parties supposées quasi-rigides de l’image. Les opérations de traitement d’images sont réalisées avec le logiciel Amira R .
La segmentation des images
La segmentation d’image est une opération de traitement d’images qui a pour but de rassembler des pixels entre eux suivant des critères prédéfinis. Ceci correspond physiquement à isoler des régions où les tissus biologiques sont identiques. Dans le cas présent, l’intérêt qui est porté à la segmentation est relatif à la différenciation des tissus et à la génération de maillage qui y fera suite. Le but est de rassembler les pixels selon leur appartenance à un des matériaux prédéfinis. Une première observation des images permet d’ores et déjà de différencier certains muscles en recoupant avec l’anatomie. Si la différence de niveaux de gris entre la graisse et les muscles est flagrante et peut donc être traitée par un seuillage, il n’en est pas de même pour différencier les muscles entre eux. L’anatomie et la détection de contour nous permettraient de différencier les principaux muscles. Une fois les pixels attribués aux muscles, à la graisse et aux os, il subsiste un domaine où réside le système vasculaire. Ce domaine englobe un paquet nerveux, le système vasculaire et du tissu conjonctif. Compte tenu de l’imprécision de la segmentation du système vasculaire, il n’est pas raisonnable de prendre en compte celui-ci dans le processus d’identification. En première approximation, nous tenterons d’identifier seulement deux types de tissus, la graisse et les muscles. Notons cependant que le tissu appelé muscle regroupe l’ensemble des tissus à l’exception de la graisse et des os. Le système vasculaire et le tissu conjonctif seront assimilés au muscle pour l’identification. Les causes des imprécisions de segmentation du système vasculaire peuvent être la résolution de l’image insuffisante [Figure 5.3] et le type de pondération utilisée. En effet, les images pondérées en T2 sont plus adaptées à l’étude du système vasculaire mais au détriment des autres tissus. Sur des images pondérées en T2, la différenciation de la graisse et du muscle aurait été plus difficile et la segmentation n’aurait pas pu être réalisée par seuillage. Le choix de la pondération en T1 est fait car on souhaite, en première approche, déterminer les propriétés mécaniques de la graisse et du muscle, d’où la nécessité d’une segmentation précise de ces domaines. La pondération en T1 permet d’avoir beaucoup de contraste entre la graisse et le muscle.