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Réalisation
d'un fantôme de flux pour le contrôle
qualité en IRM
Actuellement
les nouvelles méthodes d’Imagerie par
Résonance Magnétique permettent de
mesurer la vitesse et le débit des flux in
vivopar
une technique non-invasive. La
vélocimétrie par IRM est capable
d’établir un diagnostic clinique pour
certaines maladies, par exemple les
dysfonctionnements d’écoulement de LCR
(liquide céphalo-rachidien) quand les autres
techniques ne peuvent pas être
appliquées. Pour contrôler et valider
la sureté de cette technique, nous avons
besoin d’un outil qui reproduit des
écoulements de fluides dans le corps humain
avec la dynamique des flux programmés.
L’objectif de ce projet est de
réaliser un fantôme qui simule des flux
à débit faible dans les petits
conduits (LCR et vaisseaux sanguins en calibre
moyen) pour contrôler et ajuster des
systèmes d’IRM. Mots clés
:
fantôme, fantôme de flux,
contrôle qualité, IRM, IRM de
flux, imagerie par résonance
magnétique, contraste de phase
ABSTRACT
Currently
the
MRI (Magnetic Resonance Imaging) modern methods
are able to measure the flow in vivo by a
non-invasive method. MRI velocimetry can to
establish a clinical diagnosis for some diseases,
such as malfunction of the CSF (cerebrospinal
fluid) flux when other techniques can not be
applied. To check and validate the reliability of
this technique, we need a tool that reproduces the
flows in the human body with dynamic parameters
defined. The goal of this project is to realize a
phantom that simulates the low flux in small ducts
(CSF and middle blood vessels) to control and
adjust MRI systems.
Key words :
phantom, flow
phantom, quality control, assurance quality, MRI,
flow MRI, Magnetic Resonance Imaging, phase
contrast
Remerciements
La
première personne que je tiens à
remercier est M. Gilles Bordet, l’Ingénieur
Biomédical responsable du Service de
Maintenance Biomédical et d'Electronique pour
m’avoir accueilli au sein de son équipe, pour
tous ses conseils et sa disponibilité.
Je
remercie également mon deuxième
tuteur le docteur Olivier Balédent qui m’avoir
accepté en tant que stagiaire, et pour m’avoir
proposé un projet plein d'avenir et qui m’a
aidé et donné les conseils
nécessaires pour la réalisation du
projet.
J’adresse mes
remerciements à:
M.
Laurent Bénard, Responsable Atelier
Biomédical Nord, M. Benoit Warambourg,
Julien Pruvost, Stéphan Jezierski, techniciens
supérieurs hospitaliers pour leur aide, leur
disponibilité et leurs conseils pendant mon
stage.
M. Pol
Manoël FELAN, responsable pédagogique de
la formation ABIH à l’UTC pour ses conseils et
ses critiques objectives pendant la préparation
du projet.
L’équipe
de l’atelier biomédical Nord et Sud pour leur
accueil, leur sympathie et leur patience.
M.
Cyrille Capel, interne du CHU d’Amiens, M. Roger
Bouzerar, ingénieur du laboratoire de
biophysique et de traitement de l’image pour leurs
conseils et leur disponibilité.
CHU – Centre
Hospitalier Universitaire. DM – Dispositif
Médical. DRB -
Département des Ressources
Biomédicales. FASE - Spin Echo
Rapide Avancée. FBI - Fresh Blood
Imaging. GMAO - Gestion de
Maintenance Assisté par Ordinateur. IRM – Imagerie par
Résonance Magnétique. LCR - Liquide
Céphalo-Rachidien. MCU-PH -
Maître de Conférences des
Universités – Praticien Hospitalier PDMS –
polydiméthylsiloxane. PHRC - Programmes
Hospitaliers De Recherche Clinique. PVC - Polychlorure
de Vinyle. PVDF -
polyfluorure de vinylidène. SAMU - Service
d'Aide Médicale Urgente. SMBE - Service de
Maintenance Biomédical et d'Electronique. SVD - Singular
Value Decomposition. TE – Temps
d’écho. TR – Temps De
Répétition.
INTRODUCTION
Actuellement,
l’examen IRM est devenu un moyen courant
pour le diagnostic clinique dans les
établissements de santé. En 2012
en France, près de 600 appareils IRM
sont installés dans les centres
hospitaliers et cabinets médicaux. Pour
garantir les meilleures performances des
appareils d’IRM et éviter leurs
dysfonctionnements, ce qui pourrait
compromettre le diagnostic du patient,
il est obligatoire d’effectuer un
contrôle qualité en
conformité de l’arrêté du
3 mars 2003 L5212 et D.665-5-3. Actuellement,
les paramètres
contrôlés concernent la
qualité d’image et
l’homogénéité des champs
magnétiques mais pas la
vélocimétrie. Depuis
quelques années, les nouvelles
techniques de la vélocimétrie
par l’IRM se sont considérablement
développées et
permettent de mesurer des flux in-vivo par la
technique non-invasive quand les autres
techniques ne peuvent pas être
appliquées. Et souvent l’IRM est la
seule technique qui est capable
d’établir un diagnostic clinique pour
certaines maladies, par exemple les
dysfonctionnements d’écoulement de LCR
(liquide céphalo-rachidien). Il
est important d’avoir un outil qui permet de
contrôler et de vérifier les
méthodes de la
vélocimétrie par l’IRM pour
garantir la précision des mesures de
flux. Actuellement sur le marché, il
n’existe que des fantômes qui
modèlent l’écoulement du sang
dans les grands vaisseaux avec un important
débit . L’objectif
de ce projet de stage était de
réaliser un fantôme qui simule
des flux à faible débit
dans les petits conduits (LCR et vaisseaux
sanguins de calibre moyen) pour
contrôler et ajuster les systèmes
d’IRM.
Actuellement le Centre Hospitalier Universitaire (CHU)
d’Amiens est établi sur quatre sites:
- Hôpital Nord
- Groupe hospitalier sud
- Centre Saint Victor
- Centre de Gynécologie
Obstétrique
Les 4 sites sont dirigés par le Directeur
Général assisté par le Directeur
Général Adjoint.
La direction générale travaille en
étroite collaboration avec le conseil
stratégique qui contient quatre membres donc
deux issus de la Commission Médicale de
l’Etablissement et deux de l’Unité
de Formation et Recherche. L’organigramme du CHU
d’Amiens est présenté sur la Figure 1.
Le CHU d’Amiens est un des grands centres hospitaliers
en France et comporte 1600 lits installés et 30
postes d’hémodialyse[1]. 5590 personnes travaillent au CHU
d’Amiens. Parmi eux, le personnel
médical – 484 et le personnel non
médical – 5105. Les dépenses
d’investissement du CHU d’Amiens en 2010
étaient égales à
107 097 712 €, y compris 8 000 000 €
pour l’équipement biomédical et
8 965 403 € pour l’équipement et les
logiciels.
L’effort d’investissement en matériel
médical pour le renouvellement ou le
développement de nouvelles techniques de
diagnostic et de traitement, particulièrement
dans le domaine de l’imagerie médicale, s’est
poursuivi en 2009-2011.
Les opérations majeures réalisées
dans CHU d’Amiens en 2009-2011 :
- Installation d'un nouveau scanner simulateur
de dernière génération en
Radiothérapie
- Modernisation des deux IRM 3T de
l'Hôpital Nord et 1,5 T de l'Hôpital Sud
avec de nouvelles antennes plus performantes
- Mise en place et modernisation de trois
salles de radiologie numériques (Saint Vincent,
Saint Victor, plateau technique d'imagerie
Hôpital Sud)
- Renouvellement du parc de
générateurs d'hémodialyse et
d'hémofiltration
- Modernisation du parc d'échographes de
dernière génération (Cardiologie,
Plateau d'imagerie, Dermatologie,
Anesthésie-Réanimation)
- Modernisation et renouvellement de monitorings
et de respirateurs en anesthésie et en
réanimation
- Nouvel échoendoscope au service
d'Hépato-gastro-entérologie
- Renouvellement d'un parc important de
centrifugeuses et divers matériels de
laboratoires d'analyses médicales
- Achat d’un quatrième scanner
ultra-rapide et installation d’un scanner mobile
O-ARM® pour les blocs opérations
- Nouveau mammographe numérique et
installation d’un échographe au Centre de
Gynécologie Obstétrique
- Renouvellement et modernisation du parc
d’échographes et de sondes
- Renouvellement du parc de
défibrillateurs
- Mise en place d’un tomographe à
cohérence optique en ophtalmologie
- Mise en place de deux antennes IRM
- Ouverture du laboratoire de Thérapie
Cellulaire
Durant mon stage, j’ai intégré l’Atelier
Biomédical du Département des Ressources
Biomédicales (DRB). Le Département des
Ressources Biomédicales dirigé par M.
Pierre Dariane est une partie du Pôle
Investissement et Logique. Les trois missions
principales qui lui sont assignées par la
Direction Générale se définissent
comme
suit :
- fonction d'interface entre la Direction
Générale, les services
médico-techniques et les services
médicaux;
- fonction achats et logistique ;
- fonction maintenance.
La fonction
maintenance
Cette fonction est assurée par le
Service de Maintenance Biomédical et
d'Electronique (SMBE) dirigé par M. G. Bordet,
Ingénieur Biomédical. Cette structure a
comme mission:
- d'assurer les actions de maintenance
interne ou externe ;
- de garantir le niveau de performances et de
sécurité des DM ;
- de mettre en œuvre de la
matériovigilance
- d'assurer de la veille réglementaire et
technologique ;
- de conseiller et former les
utilisateurs ;
- de garantir une traçabilité de
toutes les interventions effectuées par les
techniciens.
La fonction
achat et logistique
Cette fonction est accomplie par les quatre
Ingénieurs Biomédicaux du
Département des Ressources Biomédicales.
Chaque Ingénieur est spécialisé
sur l'achat d'une partie des dispositifs
biomédicaux. La fonction achat comprend toutes
les phases de la procédure d'achat et mise en
œuvre des dispositifs médicaux.
La fonction
d'interface avec la Direction
Générale, les Services
médico-techniques et les Services
médicaux
Le Département des Ressources
Biomédicales se situe dans les relations de
types Fournisseur-Client. Il fournit une prestation de
service d'une part aux services
médico-techniques et aux services cliniques et
d'autre part à la Direction
Générale par le biais de la Direction
des Investissement et de la Logistique. Le client
final dans cette chaîne des relations est
toujours le patient.
1.3. Le service de
maintenance biomédical et
d’électronique
Le Service de Maintenance Biomédical et
d'Electronique (SMBE) du CHU d'Amiens assure la
maintenance d'un très grand nombre
d'équipements biomédicaux, mais
également d'équipements
micro-informatiques et électroniques. Les
services techniques biomédicaux sont
répartis entre l'hôpital Nord et
l'hôpital Sud.
L'hôpital
Nord
A l’hôpital Nord, le SMBE est divisé en
deux secteurs d'activités :
- atelier biomédical;
- atelier électronique.
L'atelier biomédical qui s'occupe de
l'entretien, de la maintenance des équipements
électroniques médicaux et d'imagerie
médicale (8 techniciens biomédicaux).
Ils interviennent également au Centre St
Victor, au Centre de Gynécologie
Obstétrique et à la maison d’arrêt
(Unité de Consultations Ambulatoire et de Soins
UCSA)
L'atelier électronique qui s'occupe des
systèmes micro-informatiques médicaux
ainsi que du logiciel de Gestion de Maintenance
Assistée par Ordinateur G.M.A.O de l'atelier
biomédical, des systèmes de
communication (recherche de personnes),
Visioconférences et de l’équipement du
SAMU (3 techniciens).
L’hôpital
Sud
A l’hôpital Sud, les 8 techniciens
biomédicaux s'occupent de l'entretien, de la
maintenance des équipements
électroniques médicaux, du laboratoire
et de l’imagerie médicale, des appareils de
dialyse et du traitement de l’eau. Ils
interviennent également sur les
équipements de dialyse de l'hôpital Nord.
Les ingénieurs biomédicaux
interviennent, eux, en tant que conseillers techniques
dans les centres hospitaliers d'Abbeville,
Péronne, Montdidier, Corbie et Doullens
(centres hospitalières situés dans la
Somme).
1.4.
Laboratoire de biophysique et de traitement de
l’image
Le laboratoire de biophysique et de traitement de
l’image est une unité fonctionnelle du CHU Nord
d’Amiens créée en 1995. Ce laboratoire,
installé au cœur de l’hôpital, est
composé des chercheurs, qui en interaction
directe avec les cliniciens, apportent un support
scientifique dans la mise en place des nouvelles
méthodes d’IRM et le développement des
traitements d’images associés.
L’unité spécialise
également ses recherches dans «
l’étude des écoulements du LCS et du
sang ». Cette unité est dirigée
par Monsieur Olivier Balédent et elle est
composée d’un MCU-PH, de 3 ingénieurs,
d’un thésard et accueille chaque année 4
à 6 étudiants en master.
En 2001 une méthode d’analyse des flux y a
été développée.
Cette méthode appliquée à l’homme
a permis de quantifier et de comprendre les
mécanismes mis en jeu dans la vascularisation
du cerveau. Cette expérience acquise sur la
dynamique intracrânienne est valorisée
par l’intégration de cette nouvelle
méthode d’investigation des flux dans
l’activité clinique [2][3].
Cette thématique d’étude des flux
cérébraux par IRM est à l’origine
de plusieurs Programmes hospitaliers de recherche
clinique (PHRC).
En 2004, l’activité du service s’est
étendue à d’autres organes
(quantification des flux vasculaires du foie et du
cœur). Depuis 2009, l’IRM de flux
cérébral s’applique à
présent aux nouveau-nés et jeunes
enfants permettant de mieux comprendre la physiologie
des écoulements intracrâniens au cours de
la croissance. Cette thématique des
études des flux par IRM est à l’origine
de plusieurs projets de recherche qui permettent
à l’unité d’assurer son financement et
pas uniquement sur des PHRC.
Les nouvelles techniques d’imagerie par
résonance magnétique permettent de
mesurer la vitesse et le débit des flux in
vivo par une méthode non-invasive. La
vélocimétrie par IRM permet d’analyser
les anomalies de l’écoulement du LCR et les
pathologies des vaisseaux sanguins. Pour
contrôler et valider la sureté de ces
mesures, nous avons besoin d’un outil qui reproduit
des écoulements des fluides dans le corps
humain avec la dynamique des flux programmée.
Actuellement, il existe déjà des
tests-objets de flux pour l’échographie, comme
par exemple, le fantôme Doppler Modèle
1425A-LE de Meditest [4].
Ce fantôme, qui contient 2 vaisseaux de 5 mm
sert à tester la précision du taux du
flux. Son système de contrôle
électronique du flux assure le débit de
flux constant : 1 à 17 ml/s.
La société canadienne Shelley medical
imaging technologies fabrique le fantôme de flux
pour IRM MR-QA123 Quality Assurance Flow Phantom Set [5] . Le
fantôme est destiné à
évaluer la fiabilité des mesures des
flux dans des tubes de 5 mm et de 8 mm.
Les tests-objets existants reproduisent les
écoulements dans les grands vaisseaux sanguins
et contiennent des tuyaux de 5-8 mm. Ces
fantômes sont capables d’assurer un débit
de flux assez important de 60-1000 ml/min.
Mais de tels flux comme ceux des écoulements
cérébraux passent dans des conduits plus
étroits et avec un débit plus faible.
Par exemple, dans le traitement
neurochirurgical, il est très important de
contrôler le fonctionnement de la
dérivation
ventriculo-péritonéale. Le débit
de l’écoulement du liquide
cérébral dans le tuyau de drainage
de diamètre 1,4 mm a une valeur de 0,01ml/min
à 1,93 ml/min [6].
Actuellement, la quantification des flux
cérébraux par IRM est la technique la
plus efficace [7].
Mais il n’existe pas de fantômes qui peuvent
reproduire des flux avec un faible débit.
L’objectif de ce projet est de réaliser un fantôme qui
simule des flux à débit faible dans
les petits conduits (LCR et vaisseaux
sanguins) pour calibrer des systèmes d’IRM.
Dans
les établissements de santé, la mise en
œuvre du fantôme de flux permet :
- de garantir la précision des mesures de
débit et de vitesse du LCR par IRM
- d'assurer les meilleures performances du
système IRM
- d'améliorer l’efficacité du diagnostic
et de préciser la thérapeutique
adéquate
- de garantir la sécurité du patient.
La mise en place du fantôme de flux permet aux
laboratoires scientifiques :
- d’assurer la sûreté des mesures des
flux par IRM
- de garantir la crédibilité des
recherches
- de garantir les résultats scientifiques
- de réaliser des mesures in-vitro
2. IRM DE FLUX ET
CONTROLE QUALITE EN IRM
2.1.
IRM de flux
La première image d'un corps humain vivant a
été réalisée en 1977 par
Damadian, qui dirigera ensuite la fabrication des
premiers appareils commerciaux [8]. Après plusieurs
années d'évolution, l'IRM est donc
devenue une technique importante du domaine de
l'imagerie médicale et cette technique ne
cesse de se développer.
L’arrivée d’aimants supraconducteurs et
d’ordinateurs puissants a finalement imposé
l’IRM comme un moyen courant pour un diagnostic
clinique à tel point que les appareils d’IRM
sont maintenant présents dans la plupart des
hôpitaux.
Si l’imagerie morphologique par résonance
magnétique est désormais connue du grand
public, la technique des mesures des flux par
l’IRM est assez rare dans les
établissements de santé. Actuellement,
différentes méthodes ont
été développées et
nous pouvons évoquer l’imagerie par
résonance magnétique comme une
véritable technique de
vélocimétrie. Ajoutons que les
progrès importants de l’IRM pendant ces
dernières années permettent de faire des
mesures d’autres grandeurs physiques comme la
température, la concentration d’espèces
chimiques, etc…
La vélocimétrie par résonance
magnétique nucléaire (VRMN) est une
technique expérimentale non appliquée en
clinique qui permet de mesurer des flux
laminaires et turbulents dans la
géométrie complexe quand les autres
techniques ne peuvent pas être utilisées
[9]. La
vélocimétrie par résonance
magnétique nucléaire est une
méthode non-invasive qui n’a pas besoin des
produits de contraste. Les mesures peuvent être
obtenues dans un milieu transparent ou opaque. La
technique VRMN est capable de mesurer de nombreux
paramètres de flux :
vélocité moyenne, débit et
cartographie de vitesses.
Nous
pouvons citer ici trois techniques les plus
utilisées dans la vélocimétrie
par résonance magnétique
nucléaire :
- Temps de vol.
- Contraste de phase.
- FBI (fresh blood imaging).
Le temps de vol,
qualitatif technique la plus répandue dans
l'exploration vasculaire par IRM, repose sur les
différences de magnétisation entre les
tissus stationnaires dont le signal est minimal et le
sang circulant dont le signal est maximal grâce
au phénomène d'entrée de
coupe : comme le sang circulant entrant dans la
zone explorée n’a pas été
saturé, son aimantation longitudinale est
maximale. Le signal provenant du flux sanguin est donc
élevé par rapport à celui des
tissus saturés. L’importance du signal
vasculaire dépend [10]:
- de la vitesse et du type de flux;
- de la longueur et de l’orientation du vaisseau
exploré (le signal vasculaire sera meilleur si
la coupe est perpendiculaire à l’axe du
vaisseau);
- des paramètres de la séquence : TR,
angle de bascule, TE, épaisseur de coupe.
Les principales limites de la technique Temps de vol
sont :
- la perte de signal liée au déphasage
des spins lorsque les flux sont complexes ou
turbulents (sténoses);
- lorsque les flux sont trop lents ou orientés
parallèlement au plan de coupe;
- la mauvaise suppression du signal des tissus
stationnaires à T1 court (graisse,
athérome, hématome, thrombus).
Le contraste de phase
est une technique basée sur la variation du
champ magnétique (gradient) entraînant un
décalage de la phase des éléments
mobiles (flux circulant) par rapport au gradient de
champ magnétique. Ainsi le signal
généré dépend uniquement
de la vitesse du flux circulant.
Les applications potentielles des techniques de phase
sont nombreuses : imagerie morphologique
particulièrement sensible aux flux lents,
quantification des flux, calcul de gradients
valvulaires, évaluation hémodynamique de
l'efficacité d'un pontage ou d'une
angioplastie, mesure d’écoulement du liquide
céphalo-rachidien.
Le FBI est une
technique d’acquisition d’IRM sans injection de
produit de contraste utilisant la séquence FASE
(Spin Echo rapide avancée) synchronisée
à l’ECG. La double acquisition
synchronisées à l’ECG permet de
visualiser en hyper signal les veines en phase
systolique, les veines et artères en phase
diastolique. Elle permet de visualiser le sang frais
éjecté du cœur en définissant le
délai optimal de l'onde R et en synchronisant
l’acquisition sur le signal physiologique.
L'imagerie par résonance magnétique avec
injection de produit de contraste, qui permet
permet d'explorer le fonctionnement des vaisseaux
sanguins ne mesure pas la vitesse de flux. Cette
technique repose sur le
raccourcissement du T1 du sang lié à
l'injection intraveineuse du gadolinium.
Celui-ci passe de 1200 ms avant injection,
à environ 100 ms après injection,
permettant un rehaussement très significatif de
la lumière vasculaire, quels que soient les
plans d'acquisition. Cette technique est plus rapide
et offre un meilleur rapport signal/bruit que les
méthodes sans injection du produit de
contraste. Les bénéfices liés au
raccourcissement du T1 provoqué par les
chélates de Gadolinium sont multiples:
- Augmentation du signal vasculaire qui devient
prépondérant par rapport au
phénomène d’entrée de coupe.
- Évite la saturation du signal sanguin, ce qui
permet l’exploration de grands volumes.
- Meilleure imagerie des flux turbulents.
Mais la
technique avec injection du gadolinium présente
évidemment les inconvénients de
l’injection du produit de contraste (ponction
veineuse, allergie, risque rénal,
surcoût). Bammer R, Hope TA, Aksoy M, Alley MT [11] utilisant la
méthode de contraste de phase 3D ont
mesuré le flux des principaux vaisseaux
cérébraux. Ils ont
identifié le nombre de
caractéristiques à l’aide de la
visualisation de flux laminaires. Le Figure 3 montre
des flux sanguins pendant quatre phases cardiaques
dans le siphon carotidien et dans le segment de
caverneuse.
Figure 3. Les flux sanguins
pendant quatre phases cardiaques dans le siphon
carotidien et dans le segment de caverneuse.
2.2.
Application médicales d'IRM de flux
IRM Cardiaque L’IRM
cardiaque est une technique d’imagerie par
résonance magnétique qui permet
d’obtenir une image des organes intra-thoraciques sans
limitation liée à la composition des
tissus. Contrairement à
l’échocardiographie pour laquelle la
pénétration du faisceau d’ultrasons dans
les tissus est empêchée par
l’interposition de tissu pulmonaire, l’IRM cardiaque
procure des images diagnostiques chez tous les
patients, indépendamment de leur morphologie.
L’IRM cardiaque est capable de diagnostiquer les
pathologies valvulaires comme les fuites mitrales et
les sténoses aortiques.
Maladies
coronariennes
L’IRM cardiaque offre en un seul examen une
évaluation exhaustive de la cardiopathie
ischémique avec caractérisation de la
morphologie, de la fonction, de la perfusion
myocardiques. Un protocole d’imagerie standard
comprend la mesure des volumes et de la fraction
d’éjection du ventricule gauche à l’aide
de séquences ciné en long axe et court
axe. Les anomalies de la cinétique segmentaire
sont évaluées sur ces mêmes images
; leur sévérité est
classifiée de façon semi-quantitative
(normokinésie, hypokinésie,
akinésie, dyskinésie). Après
l’injection de gadolinium, les séquences de
rehaussement tardif détectent les cicatrices
d’infarctus, de localisation sous-endocardique ou
transmurale avec une sensibilité
supérieure à celle de la scintigraphie.
Angiographie
IRM
Les séquences d’angiographie consistent
en une acquisition volumétrique durant le
transit d’un bolus de contraste. Grâce à
la rapidité des scanners modernes, plusieurs
angiographies peuvent être
réalisées durant une même
apnée d’environ 20 secondes, permettant
d’obtenir en une seule séquence une
angiographie pulmonaire et une angiographie aortique ;
on parle de séquences en quatre dimensions ou
4D.
Figure 4. L’image des
vaisseaux sanguins reconstruits par l’angio-IRM.
La vélocimétrie par résonance
magnétique est la seule méthode qui
permet explorer la dynamique du LCR. L’IRM de
flux permet de diagnostiquer les anomalies de
l’écoulement du LCR:
- Hydrocéphalies sur obstacle ou à
pression normale.
- Malformations d’Arnold Chiari, syringomyélie.
- Evaluation de l’efficacité d’une
ventriculocisternostomie.
Le liquide céphalo-rachidien (LCR) est un
liquide biologique transparent dans lequel baignent le
cerveau et la moelle épinière. C'est un
liquide qui circule dans les quatre ventricules
cérébraux, à l'intérieur
du cerveau, et dans le canal central de la moelle
épinière. Le LCR présente un flux
lent ou bulk-flow depuis le système
intraventriculaire où il est
sécrété par les plexus
choroïdes vers son lieu de résorption au
niveau des granulations arachnoïdiennes au
contact des sinus veineux, la surface
cérébrale et les capillaires sanguins.
Les troubles hémohydrodynamiques du LCR de
l’adulte peuvent être à l’origine de
graves pathologies comme l’hydrocéphalie,
quand le volume des espaces contenant le liquide
céphalo-rachidien (LCR) est trop
augmenté. Dans le traitement
neurochirurgical pour drainer l’excès de
LCR (liquide céphalo-rachidien), on met en
place une dérivation
ventriculo-péritonéale (DVP), cette
dérivation est interne entre le système
ventriculaire et le péritoine où va se
drainer l'excès de LCR.
Il est important de mesurer le débit de ce flux
pour savoir que le drainage fonctionne correctement.
Actuellement la technique IRM est une technique des
plus efficaces qui permet d’évaluer le
débit dans le tuyau de drainage
ventriculo-péritonéale.
Le mauvais fonctionnement de la dérivation
ventriculo-péritonéale arrive dans
27% des cas. N. S. Kurwale et D. Agrawal dans leurs
recherche scientifique [12] ont examiné un groupe de
patients avec le shunt de drainage
ventriculo-péritonéale en utilisant le
technique de contraste de phase d’IRM. Les
paramètres d’écoulement dans le shunt
pour le patient avec un mauvais fonctionnement du
drainage sont affichés sur la figure 5. Nous
pouvons observer que certaines valeurs de
vélocité sont de zéro ou
très faibles.
Figure 5.
Les paramètres d’écoulement dans le
shunt pour le patient avec un mauvais fonctionnement
du drainage.
Les caractéristiques de flux pour la
dérivation qui a bien fonctionné sont
affichées sur la Figure 6. Les valeurs de
vélocité et de débit
calculés indiquent que le shunt de ce patient
fonctionne correctement.
Figure 6.
Les paramètres d’écoulement dans le
shunt pour le patient avec un bon fonctionnement du
drainage.
L’Arrêté
du 3 mars 2003 L5212 et D.665-5-3
détermine que les dispositifs d'imagerie
médicale sont soumis à l’obligation de
maintenance et de contrôle de qualité
interne et externe. Donc l’exploitant est
obligé effectuer la maintenance et le
contrôle qualité des appareils IRM.
Depuis 2007 existent des normes européennes NF EN 62464-1 Sept. 2007[13]qui précisent les
principaux paramètres de qualité d’image
pour les appareils à résonance
magnétique. Les normes européennes
spécifient des procédures de mesure pour
la détermination de nombreux paramètres
essentiels de la qualité d'image des appareils
à résonance magnétique à
usage médical. Les procédures de mesure
développées dans ces normes conviennent
pour :
– l'évaluation de la qualité dans le
cadre de l'essai d'acceptation;
– l'assurance qualité dans le cadre de l'essai
de constance.
Les principaux paramètres de qualité
d'image soumis au contrôle qualité selon
les normes européennes sont les suivants:
– résolution spatiale ; – rapport
signal/bruit ;
– uniformité ;
– épaisseur et profil de coupe ;
– distorsion géométrique.
Les normes européennes NF EN 62464-1 Sept. 2007
ne traitent pas des procédures de diagnostic
particulières telles que l'imagerie de flux, de
perfusion, de diffusion, etc…
Actuellement, la technique de
vélocimétrie par résonance
magnétique nucléaire a bien
progressé et la quantification des flux par IRM
est utilisée dans les recherches scientifiques
et de plus en plus dans la pratique clinique.
C’est pourquoi la mise en œuvre du contrôle
qualité de la vélocimétrie en
imagerie par résonance magnétique est
importante.
2.4. Outils de contrôle
qualité
Le contrôle qualité en IRM est
réalisé par l’intermédiaire
d’acquisitions faites sur des tests-objets
appelés aussi des fantômes, qui simulent
le patient et les processus physiologiques dans
le corps humain. Actuellement, il existe beaucoup de
tests-objets pour le contrôle qualité
d’images en IRM.
La Figure 7 montre un fantôme de la
société General Electric, qui est
destiné à contrôler
l’homogénéité du champ et le
rapport signal bruit. Le fantôme Model 802
Gillian QA fournit une solution simple et efficace
pour vérifier les distorsions
géométriques.
Figure 7. Le fantôme
de General Electric (à gauche) et le
fantôme Model 802 Gillian QA (à
droite)
Jusqu'à
présent, le seul fantôme de flux
commercialisé est le MR-QA123 Quality Assurance
Flow Phantom Set de la société
canadienne Shelley medical imaging technologies.
Les logiciels d’analyses de contrôle
qualité permettent d’automatiser et de tracer
le contrôle qualité en IRM. En
général, les fabricants des appareils
utilisent le logiciel qui permet effectuer le
contrôle qualité des principaux
paramètres pendant 15-30 min.
3. REALISATION
D’UN FANTOME DE FLUX 3.1.
Etat de l’art
Jusqu’à présent, le seul fantôme de flux
pour l’IRM est commercialisé par la
société canadienne Shelley Medical
Imaging Technologies (voir la partie 2.4). Ce
fantôme contient des tuyaux de diamètre 5
et 8 mm, ce qui correspond à la taille des
grandes vaisseaux sanguins : veines et
artères. Mais actuellement, il n’existe pas sur
le marché de fantôme de flux qui
modèle l’écoulement du LCR, i.e. des
flux dans les petits conduits avec un débit
faible.
Dans cette partie nous allons faire la revue des
fantômes qui ont été
réalisés pour des recherches
scientifiques dans le domaine de la
vélocimétrie par résonance
magnétique.
B. J. Young, P. Gibbs, L. W. Turnbull [14] ont fabriqué un simple
fantôme de flux pour évaluer les
résultats du calcul des débits de
flux obtenu par le technique d’IRM par
décomposition en valeurs singulières
(SVD -singular value decomposition). Leur
fantôme de flux a été
fabriqué à la maison, et il est
composé de trois éléments
principaux : un cylindre en plexiglas, des tuyaux de
1,8 mm de diamètre interne et de la
gélatine utilisée pour incorporer les
tubes. Une pompe avec un débit de 2000 l/h a
assuré le débit constant à
travers les tubes.
A.
Wahlin et all [19] ont
étudié la
répétabilité de quantification de
flux fait par la méthode de contraste de phase.
Pour évaluer des erreurs systématiques,
ils ont utilisé trois fantômes de
flux qui simulaient la géométrie des
vaisseaux sanguins du cou, l'aqueduc
cérébral et rachidien LCR. Les tubes ont
été installés dans le gel
d’agar-agar (30 g/l) pour éviter l’interface
«’eau/plastique ». L’eau a
été utilisée comme composant
liquide qui coule dans les tuyaux. Une pompe
péristaltique a généré un
flux constant de 229 ml/min pour le sang,
de 91 ml/min pour le LCR cervical et de 11
ml/min pour le LCR aqueduc.
Figure 9. Trois
fantômes. a : Le fantôme du sang
avec trois diamètres (6,4, 4,9 et 3,8 mm).
b : le fantôme de LCR aqueduc avec trois
diamètres (3,0, 2,3, et 1,4 mm). La
flèche représente la direction de
l'écoulement. c: une coupe du fantôme
LCR de moelle épinière. L. Guy Raguin,
Sharon L. Honecker, John G. Georgiadis ont
décrit dans leur article MRI Velocimetry in
Microchannel Networks [15] un fantôme du réseau des
microcanaux.
La Figure 10 affiche le fantôme de flux,
composé de deux réseaux
capillaires identiques, chacun avec deux ouvertures
secondaires pour les études de la perfusion.
Chaque réseau capillaire dispose de canaux
décalés de 2 mm de profondeur et
de 0,9 mm de large qui forment le tableau
périodique 10 x 8. Le fantôme est
constitué de couches de PDMS (plastique).
Le fantôme doit être utilisé pour
la quantification de flux par l’IRM et doit simuler
l’écoulement du liquide cérébral
et l’écoulement du sang dans les petits
conduits. En prenant en compte ces exigences, nous
pouvons imposer les contraintes suivantes pour la
fabrication du fantôme de flux :
a. Tous les matériaux doivent être
amagnétiques.
b. Le fantôme doit entrer dans l’antenne
de tête.
c. Le milieu du fantôme doit avoir les
caractéristiques du tissu humain (T1, T2).
d. Diamètres des conduits de 1,5 à
4 mm.
e. Débit de flux compris entre
0,6 ml/h et 120 ml/min.
f. Pertes de charges de 960 Pa = 0,096
bar.
g. Les tuyaux doivent être fixés et
positionnés.
Tous les
matériaux doivent être
amagnétiques
Pour satisfaire à cette exigence, nous
avons choisi la boîte en PVC dans laquelle se
trouvent des tuyaux en silicone des tailles
différents. Nous avons utilisé
également les tiges et des écrous en
nylon pour fixer des séparations dans la
boîte.
Le
fantôme doit entrer dans l’antenne de
tête
En prenant en compte les tailles de
l’antenne de tête, une boîte en PVC
de 28 x 13 x 6 cm a été
utilisée pour la fabrication du fantôme.
Pour protéger le gel à
l’intérieur, on a fait un couvercle en
plastique transparent.
Figure 11.
La boîte en PVC qui a été
utilisée pour la fabrication du fantôme
de flux.
Le milieu du
fantôme doit avoir les caractéristiques
du tissu humain (T1, T2)
Le fantôme destiné aux tests
qualitatifs doit simuler les T1 et T2 des tissus
humains. Pour reproduire ces caractéristiques
magnétiques au milieu du fantôme,
nous avons utilisé le gel d’agarose. La
préparation du gel d’agarose est décrite
dans la partie 3.4.
Diamètres
des conduits de 1,5 à 4 mm
Pour assurer l’écoulement de l’eau dans
le fantôme, nous avons utilisé des
tuyaux en silicone de diamètres 1,5 mm, 2
mm, 3 mm et 4 mm. Les tubes ont
été connectés par des raccords
réducteurs cannelés pour le tube souple.
Ces réducteurs sont fait en Kynar® /PVDF
(polyfluorure de vinylidène) et sont
destinés à raccorder les tuyaux de
tailles différentes et ils
possèdent une bonne résistance chimique.
Le
débit de flux est égal de 0,6 ml/h
à 120 ml/min
Le flux avec un débit à valeur
programmé peut être assuré par le
pousse-seringue ou par la pompe spéciale. Une
fourchette de débit de 0,6 ml/h à 120
ml/min a été prise parce que ces valeurs
correspondent au débit de l’écoulement
du LCR en cas de dérivation
ventriculo-péritonéale. Pour les tests
du fantôme de flux, nous avons utilisé le
pousse-seringue Fresenius Vial Pilot. Dans le futur,
le laboratoire de biophysique et de traitement de
l’image envisage d’exploiter la pompe spéciale
CompuFlow 1000 MR qui est IRM-compatible et
possède le mode de waveforms (courbes de formes
différentes).
Figure 13.
Le pousse-seringue Fresenius Vial Pilot et la pompe
CompuFlow 1000 MR.
Quand le liquide passe dans le tuyau, il existe
toujours des pertes de charge qui correspondent
à l'énergie dissipée par le
frottement du liquide. Si les pertes de charges
sont importantes, leurs valeurs peuvent
dépasser le seuil d’alarme du pousse-seringue
et la perfusion s’arrêtera. Donc il est
important de calculer la valeur des pertes de charge
dans le système des tuyaux afin d’éviter
tout accident. Dans l’Annexe A,
nous avons calculé les pertes de charges pour
le flux linéaire dans le tuyau de 3 m de
long et de 1 mm de diamètre.
Les tuyaux
doivent être fixés et
positionnés
Pour fixer et positionner les tubes dans le
fantôme, nous avons utilisé des
séparations en plastique qui ont
été fixées par les tiges en
nylon.
Le
fantôme de flux consiste en deux
principales parties : la boîte avec des
tuyaux de tailles différentes et le
pousse-seringue destiné à
établir le débit programmé.
La figure 15 affiche le schéma
général du fantôme.
Le
liquide avancé par le pousse-seringue arrive
dans la boîte par le tuyau à 4 mm et il
passe dans toute la longueur de la boîte dans
les deux sens. Le tuyau de 4 mm est connecté
avec le tuyau de 3 mm par le raccord réductible
et l’écoulement se poursuit dans le tuyau
de 3 mm. Puis l’eau coule dans un tuyau de
2 mm et ensuite dans un tube de 1,5 mm et sort dans le
collecteur d’eau.
Dans l’Annexe B est
présenté le schéma des trous dans
la boîte et les positions des séparations
dans la boîte. Le schéma des trous dans
une séparation est affiché dans l’Annexe C.
Dans la première phase du projet, la maquette
du fantôme a été fabriquée.
Les séparations ont été
fabriquées avec du carton et le couvercle n’a
pas été prévu.
Figure 16.
La maquette du fantôme avec des
séparations en carton
Pendant la deuxième étape du projet, le
couvercle plastique et les deux séparations
plastiques ont été fabriqués.
Puis le deuxième conduit avec des tuyaux de 4
mm ont été ajoutés pour modeler
les flux dans les grands vaisseaux à
côté des vaisseaux petits. Le vue
générale du fantôme
réalisé est présentée sur
la Figure 17.
Figure 17. La photo du
fantôme réalisé : il
y a deux entrées et deux sorties pour
deux circuits.
Pour la fabrication des fantômes d’IRM,
différents matériaux peuvent
être utilisés. Les chercheurs japonais
Koichi Yoshimura, Hirokazu Kato, Masahiro Kuroda et
d’autres [16]
dans leurs articles mentionnent des substances telles
que l’agar-agar, l’agarose, l’alcool polyvinylique, la
gélatine, le polyacrylamide et le
carraghénane.
On réalise souvent des fantômes sur la
base du gel d’agarose parce que la préparation
du gel d’agarose est simple et n’est pas chère.
Les temps T1 et T2 du gel d’agarose sont semblables
des ceux du tissu humain. La valeur de T1 peut
être facilement modifiée avec l’apport
des ions paramagnétiques. La valeur T2
dépend de la concentration d’agarose dans le
gel. La plupart des gels d’agarose sont faits avec une
concentration de 0,7% à 2% [17].
Gilles Grenot, dans son rapport du stage
« Protocole pour effectuer des
fantômes pour l'IRM 3T constitués
d'agarose-CuSO4» [18] a décrit le protocole de
la préparation du gel d’agarose avec des T1 et
T2 différentes. Il affirme que la modification
de la concentration d’agarose dans le gel permet de
changer la valeur T2 et l’apport de CuSO4 a de
l’impact sur la valeur T1.
Dans le rapport Gilles Grenot indique les
valeurs suivantes pour T1 et T2 pour le gel
d'agarose-CuSO4 [18] : T1 moyen = 558 ms, T2
moyen = 28 ms. Dans le tableau 1, nous avons
affiché les valeurs de T1 et T2 pour les
différents tissus humains.
Tissue
T1, ms
T2, ms
Substance grise
1820
99
LCR
2400
160
Sang
1932
275
Tableau 1.
Les valeurs de T1 et T2 pour les différents
tissus humains.
L’agarose est un polymère à base
d'agar purifié, il se présente sous
forme de poudre. Dans ce projet, l’agarose de la
société Promega (Agarose, LE, Analytical
Grade, 500g) a été utilisé et une
concentration de 1% a été choisie.
Procédure
de la préparation du gel
La procédure de la préparation du gel de
1% pour la boîte du fantôme de 2L est la
suivante:
1. Préparer la solution de 20 g d’agarose en
poudre et 2l de l’eau pure dans un bécher.
2. Réchauffer la solution dans une micro-onde
jusqu’au point d’ébullition ou au
bain-marie à 85° pendant 20 min.
3. Laisser refroidir la solution jusqu’à
50-60 degrés C.
4. Remplir de gel liquide la boîte du
fantôme.
5. Laisser refroidir jusqu’à 30-35
degrés C.
En-dessous de 39°, la solution commence à
se solidifier sous forme de gel. Le mélange
devient complètement
solide à température ambiante et ensuite
on peut utiliser le fantôme.
3.4. Résultats
Tous les tests du fantôme de flux IRM ont
été réalisés au CHU Nord
d’Amiens sur l’appareil IRM Signa HDx 3T GE. Medical
Healthcare. Le fantôme a été
installé dans l’antenne de tête.
L’écoulement dans les tuyaux a
été assuré par l’injecteur de
produit de contraste MALLINCKRODT OptiStar LE.
L’injecteur OptiStar LE est un
système numérique d’injection qui est
désigné pour injecter les produits de
contraste IRM avec un débit programmé.
Ce dispositif a été choisi pour les
tests du fantôme pour les raisons suivants:
-
Ce dispositif est IRM compatible ;
-
Cet injecteur est administré par la console
installée dans la salle de commande ;
-
Cet injecteur peut utiliser deux pousse-seringues, ce
qui permet d’augmenter le volume de liquide
passé pendant le test sans intervention.
Nous
avons utilisé comme collecteur d’eau une
boîte en PVC qui a aussi servi de
réservoir d’eau pour remplir des seringues. La
figure 18 montre le fantôme installé dans
l’antenne de tête, l’injecteur OptiStar LE et
l’appareil d’IRM.
Figure 18.
Le fantôme de flux installé dans
l’antenne de tête avant le début du
test.
Les
données reçues pendant le test ont
été traitées par le logiciel de
laboratoire de biophysique et de traitement de
l’image. La vitesse de flux a été
calculée par la technique de contraste de phase
et la surface de la section a été
obtenue par la méthode de segmentation. Les
données du test sont présentées
dans le Tableau 2.
Circuit
Surface
calculée
moyenne,
mm3
Diamètre
calculé,
mm
Diamètre
mesuré
avec le pied à coulisse,
mm
Débit
calculé, ml/s
Débit
programmé,
ml/s
Erreur absolue
Circuit 1, tube
1, aller
7,78
3.14
4.04
0,158
0,2
21%
Circuit 1, tube
1, retour
7,78
3.14
4.04
-0,161
-0,2
19%
Circuit 2, tube
1, aller
7,78
3.14
4.04
0,160
0,2
20%
Circuit 2, tube
1, retour
7,48
3,09
4.04
-0,154
-0,2
23%
Circuit 2, tube
2, aller
6,28
2,83
3,0
0,211
0,2
5%
Circuit 2, tube
2, retour
6,28
2,83
3,0
-0,211
-0,2
5%
Circuit 2, tube
3, aller
3,89
2,22
2,24
0,217
0,2
8%
Circuit 2, tube
3, retour
3,59
2,13
2,24
-0,212
-0,2
6%
Tableau 2. Les
données du test de fantôme sur
l’IRM
Sur la figure 19 est affichée une coupe axiale
du fantôme de flux reçu pendant le test
sur l’IRM. Avec les niveaux de gris, qui correspondent
à des vitesses différentes, nous pouvons
évaluer l’écoulement à
l’intérieur du fantôme. Le cercle plus
foncé (7 sur la Figure 19) et le cercle plus
clair (8 sur la Figure 19) sont des
sections de tuyau de 2 mm. Le cercle noir correspond
au flux aller et le cercle blanc
correspond au flux retour. 4 cercles gris en haut (1 et 3 sur
la Figure 19) et 4 cercles gris plus
clairs (2 et 4 sur la Figure 19) en bas sont
des sections de tuyau de 4 mm. Plus le diamètre
du tuyau est petit, plus la vitesse du flux est
importante. Pour cette raison, sur la Figure 19
le tuyau de 2 mm a le niveau de gris le plus
foncé pour l’aller et le plus clair pour
le retour que le tuyau de 4 mm.
Nous
n’avons pas réussi à calculer le
débit pour le tuyau à 1,5 mm car pour le
débit programmé de 0,2 ml/s, la vitesse
de flux dans ce petit tube est importante et
nécessite la modification des paramètres
de séquence.
Pendant le stage, le fantôme de flux a
été fabriqué et testé.
L’objectif principal de ce projet est de
vérifier et contrôler les mesures de flux
effectuées par l’imagerie par résonance
magnétique.
Les tests du fantôme réalisés sur
l’appareil IRM ont montré que nous pouvons
utiliser ce fantôme comme un outil de
contrôle qualité en IRM pour
vérifier et calibrer la méthode de la
vélocimétrie par résonance
magnétique nucléaire.
Malheureusement, l’accès limité à
l’appareil d’IRM et la courte période de stage
n’a pas permis d’effectuer plusieurs des tests qui
auraient permis de vérifier que les
caractéristiques du fantôme ne changent
pas avec le temps. Pour les mêmes raisons, nous
n’avons pas testé le fantôme de flux avec
des débits à valeurs plus faibles.
En résumé, nous pouvons mentionner des
possibilités pour améliorer le
fantôme de flux :
- Remplacer les tubes en silicone par les tubes
de Tygon, qui sont plus rigides.
- Utiliser la pompe IRM-compatible CompuFlow
1000 MR, qui est plus precise que l’injecteur de
produit de contraste.
- Utiliser une boite hetmetique
pour conserver les caractéristiques du gel.
Sur le
plan personnel, ce stage m’a également permis
de découvrir un service biomédical
structuré et effectuant près de 20000
interventions de maintenance annuelles et
réalisant entre 5 à 6 M€ d’achat de DM
annuel. J’ai également pu découvrir les
ingénieurs et les médecins du secteur de
recherche en Imagerie du CHU d’Amiens qui ont fait des
publications scientifiques reconnues au niveau
national, voire européen.
[2] O.Baledent, C.
Gondry-Jouet and ME. Meyer, "Relationship between
cerebrospinalfluid and blood dynamics in healthy
volunteers and patients with communicating
hydrocephalus.," Invest Radiol, pp. 45-55, 2004 39(1).
[3] O. Baledent, L.
Fin, L. Khuoy, K. Ambarki, A. Gauvin, C. Gondry-Jouet
et M. Meyer, «Brain hydrodynamics study by
phasecontrast magnetic resonance imaging and
transcranial,» Journal of magnetic resonance
imaging, p. 995 – 1004, 2006; 24(5).
[6] K. Takeuchi, C.
Kadowaki, M. Numoto, K. Tackeuchi et I. Saito,
«CSF shunt physics: factors influencing inshunt
CSF flow,» Child's Nerv Syst, pp. 203-205, 11
1995.
[7] N. S. Kurwale et
D. Agrawal, «Phase-Contrast Magnetic Resonance
Imaging of Intracranial Shunt Tube: A Valuable Adjunct
in the Diagnosis of Ventriculoperitoneal Shunt
Malfunction,» pp. 138-141, Volume 58 2011.
[9] C. J. Elkins et
M. T. Alley, «Magnetic resonance velocimetry:
applications of magnetic resonance imaging in the
measurement of fluid motion,» Exp Fluids,
43:823–858 2007.
[11] R. Bammer, T.
Hope, M. Aksoy et M. Alley, «Time-resolved 3D
quantitative flow MRI of the major intracranial
vessels: Initial experience and comparative evaluation
at 1.5 T and 3.0 T in combination with parallel
imaging,» Mag Reson Med 57(1):127–140, 2007.
[12] N. S. Kurwale
et D. Agrawal, «Phase-Contrast Magnetic
Resonance Imaging of Intracranial Shunt Tube: A
Valuable Adjunct in the Diagnosis of
Ventriculoperitoneal Shunt Malfunction,»
Clinical Neurosurgery, pp. 138-142, 58 2011.
[13]
«Appareils à résonance
magnétique pour imagerie médicale Partie
1 détermination des principaux
paramètres de qualité d’image,»
Norme européenne NF EN 62464-1, pp. http://www.norme-standard.com/tag/nf-en-62464-1/,
Septembre 2007.
[14] B. J. Young,
P. Gibbs et L. W. Turnbull, «A LOW Cost Flow
Phantom for Quantification of Flow and Volume from
Perfusion MRI,» Proc. Intl. Sot. Mag. Reson.
Med., p. 739, 8, 2000.
[15] L. G. Raguin,
S. L. Honecker et J. G. Georgiadis, «Fabrication
and testing of a microchannel network phantom for MRI
velocimetry,» Juin 2006. [En ligne]. Available:
http://gradworks.umi.com/32/02/3202105.html.
[Accès le Juin 2012].
[16] K. Yoshimura,
H. Kato, M. Kuroda et A. Yoshida, «Development
of a Tissue-Equivalent MRI Phantom Using Carrageenan
Gel,» Magnetic Resonance in Medicine
50:1011–1017 (2003), p. 1011–1017, 2003.
[19]A. Wahlin, K.
Ambarki, J. Hauksson "Phase Contrast MRI
Quantification of Pulsatile Volumes of Brain Arteries,
Veins, and Cerebrospinal Fluids Compartments:
Repeatability and Physiological Interactions", Journal
Of Magnetic Resonance Imaging 000:000–000 (2011), pp.1-8
Figure 10.
Le fantôme du réseau de microcanaux. Source:http://gradworks.umi.com/32/02/3202105.html Figure 11.
La boîte en PVC qui a été
utilisé pour la fabrication du fantôme de
flux. Le photo de Mark
Litov Figure 12.
Des raccords réductibles. Le
photo de Mark Litov Figure 13.
Le pousse-seringue Fresenius Vial Pilot et la pompe
CompuFlow 1000 MR. Source: http://www.fresenius-kabi.com/1298.htm
et http://www.simutec.com/pumps.html Figure 14.
La séparation en plastique Le
photo de Mark Litov Figure 15.
Le schème du fantôme de flux.
Figure 16.
La maquette du fantôme avec des
séparations en carton. Le
photo de Mark Litov Figure 17.
La photo du fantôme réalisé :
il y a deux entrés et deux sortis pour
deux circuits. Le photo de Mark
Litov Figure 18.
Le fantôme de flux installé dans
l’antenne de tête avant le début du test.
Le photo de Mark Litov Figure 19.
Image du fantôme de flux reconstruit par la
technique de contraste de phase.
Nous avons évalué des pertes de charge
de flux linéaire pour le tuyau d'une longueur 3
m et d'un diamètre 1 mm.
Nous avons pris comme la vitesse de flux 0,04 m/s.
Les pertes de charge régulière sont le
plus souvent calculées à partir de
l'équation de Darcy-Weisbach:
où ΔP - perte de
charge, [Pa]
fD - coefficient de perte de
charge de Darcy,
L - longueur de la conduite [m]
Dh - diamètre hydraulique [m]
V - vitesse moyenne du fluide [m × s-1] ρ - masse
volumique du fluide [kg × m-3]
Plusieurs méthodes existent pour définir
le coefficient de perte de charge. Une des plus
connues est une méthode, permettant de
déterminer le coefficient de perte de charge
à partir du nombre de Reynolds.
Pour un écoulement laminaire dans un tube
circulaire, , on utilise la
corrélation de Hagen-Poiseuille :
Le nombre de Reynolds représente le rapport
entre les forces d'inertie et les forces visqueuses et
il est défini de la manière suivante :
où
U - vitesse du fluide [m/s]
L - dimension caractéristique [m] ν -
viscosité cinématique du fluide : ν = µ / ρ, [m²/s] ρ - masse
volumique du fluide [kg/m³] µ - viscosité
dynamique du fluide [Pa.s] ou Poiseuille [Pl]
Pour calculer les pertes de charges pour notre
fantôme on prend :
D=1mm=10-3 m
L=3 m
U=0,04 m/s ρ=103 kg/m 3
µ=10-6 Pa · s
Alors le nombre de Reynolds est égal:
=40
Le coefficient de perte de charge est :
FD=64/40=1,6
Maintenant nous pouvons calculer des pertes de charge
pour notre système du flux :
=960 Pa
Le seuil d’alarme pour le pousse-seringue Perfusor
Space est 0,1 bar ou 10000Pa. Donc les pertes de
charge pour le système des tuyaux à
longueur 3 m et à diamètre 1 mm sont
considérablement inferieures que le niveau de
pression d’occlusion.
, on utilise la
corrélation de Hagen-Poiseuille :
