Résonance Magnétique Dérivé évaluation souche du myocarde par fonctionnalité de suivi

1. Présentation Détection automatique des frontières est une question fondamentale en analyse d'images. En imagerie cardiaque, la possibilité d'une détection automatique de la frontière endocardique dans l'imagerie du ventricule gauche donnerait une mesure objective des volumes ventriculaires, et la déformation du myocarde (souche). Cela a été accompli en échocardiographie avec chatoiement technique de suivi. Le développement de méthodes fiables pour la détection automatique de la frontière est une tâche difficile qui n'a pas reçu une solution généralement fiable dans la résonance magnétique cardiaque (CMR). En fait, dans la pratique clinique, les frontières sont soit établi manuellement par l'opérateur ou le logiciel détecte l'interface entre le myocarde et 1,2 cavité. Dans l'article actuel, nous introduisons une approche différente, où les frontières ne sont pas "détecté", ils sont plutôt «suivis», à savoir suivi dans le temps, à partir d'une trace fiable instantanée existante qui est communément mais pas nécessairement-tracées manuellement par l'opérateur expérimenté plus d'un cadre unique. Les points individuels qui composent une telle première trace fiables sont suivis dans le temps en recherchant les mêmes caractéristiques qui sont environ un point dans son voisinage dans les cadres suivants. Les caractéristiques peuvent être suivis des éléments des cavités du tissu limite ou anatomiques qui sont différents le long des tissus. Ils sont trouvés par les méthodes du maximum de vraisemblance dans deux régions d'intérêts entre deux trames. Les locaux du châssis au cadre de déplacement est équivalent à l'évaluation de la vitesse locale (rapport entre le déplacement et l'intervalle de temps). L'évaluation automatique de la vitesse en un point est déterminé de la comparaison du déplacement des données d'image autour d'un point tel dans deux images consécutives. De telles méthodes ont été utilisées, dans plusieurs formulations différentes, dans nombreux domaines de recherche. Ils tombent dans la catégorie générale connue sous le nom de flux optique, l'analyse d'image avancée 3,4. Ils sont communément appelés comme Speckle Tracking en imagerie échographique lorsque les vitesses sont utilisées pour suivre le mouvement physiologique 5, 6, mais s'appliquent également à toute modalité de l'image d'autres comme les CMR, où ces méthodes sont appelées en tant que fonctionnalité de suivi ou le suivi des frontières. 2. Matériel et méthodes Méthode fonction de suivi Frontière endocardique ou épicardique d'un ciné 2D CMR est tracée manuellement sur un châssis arbitraire (voir figure 1). Mi-myocarde fonctions peuvent être tracées aussi bien. Ces frontières est alors défini comme une séquence de N points, identifiés par leurs paires de coordonnées (x i, y i) avec i = 1 … N. La frontière de suivi procède par le suivi de chaque point unique, un tel suivi est basé sur un algorithme hiérarchique à plusieurs échelles et par une combinaison de techniques de suivi 1D, qui garantissent une plus grande précision, et le suivi 2D, ce qui est nécessaire pour détecter correctement le 2D dans l'espace étendu caractéristiques. Afin de d'abord capturer le déplacement de grandes géométrique de la frontière, le suivi est effectué dans la direction orthogonale à la frontière elle-même où la limite cavité tissulaire est mieux reconnaissable. Le suivi dans cette direction est effectuée en utilisant la méthode des coupes transmurale comme suit (voir figure 3). Une ligne traversant le mur, en passant par le point et orthogonale à elle est tirée. Les pixels prise le long de la ligne transmural sont placées dans des colonnes, chaque colonne correspondant à une image de la séquence d'images. De cette manière, l'évolution le long d'un coupé transmurale peut être représenté pour tous les instants à la fois dans une représentation en deux dimensions où l'on axe est la distance le long de la ligne et l'autre axe est le temps (voir figure 2). Cette représentation est similaire à ce qui est désigné comme un mode M en échocardiographie, en CMR elle correspond davantage à la «éclaireur» de fonction. Pour améliorer la qualité de l'analyse, dans le cas d'images pauvre avec un faible rapport signal à bruit, la représentation espace-temps est construit en utilisant une ligne pour la coupe transmurale avec une épaisseur de 5 pixels. Le suivi est ensuite effectué la frontière le long de l'image d'espace-temps. Dans une deuxième étape pour rendre compte des déplacements en 2D de la frontière, un suivi standard 2D (optique fondée sur les flux) est réalisée, pour chaque point de façon indépendante, sur une fenêtre MxM mobile qui est toujours centré sur le point de la frontière précédemment estimé. Suivi 2D est réalisée en deux étapes, où la moitié de la première estimation est employé au centre de la fenêtre se déplaçant dans le passage de suivi secondes. La fenêtre est alors passé de 32 à 16 en deux passages supplémentaires. Pour améliorer la précision du mouvement le long de la frontière qui est utilisée pour estimer la rotation et de torsion, le suivi est effectué 1D le long espace-temps des images construites à partir des réductions d'épaisseur "parallèle" à la frontière courbe (voir figure 3). À chaque point, de manière indépendante, les pixelsprise le long de la frontière en mouvement, centré sur les points frontières en mouvement, sont placées dans des colonnes, chaque colonne correspondant à une image de la séquence d'images. Pour améliorer la qualité de l'analyse, et pour mieux saisir les caractéristiques à la frontière de la ligne est prolongée de 5 pixels dans les tissus (sous-endocarde). Le suivi est ensuite effectué la frontière le long de l'image d'espace-temps à la même procédure décrite ci-dessus. Pour assurer la cohérence spatiale de la frontière suivis, un filtre à 3 points et une médiane de 3 points filtre gaussien (de poids de 0,25, 0,5, 0,25) est appliquée pour le déplacement calculé aux points voisins à chaque étape. Suivi long de la 2D Espace-Temps d'images Cette section décrit une procédure pour la suite d'une frontière le long d'une direction dans une image en deux dimensions (en mode M-like) à partir d'une position connue à un instant. X est défini comme le sens horizontal et y l'axe vertical. Les colonnes sont annotés x i, i = 1 … M, où M est le nombre de colonnes dans l'image. Le suivi est donné par la détermination d'une séquence discrète de nombres réels y i = y (x i), à partir d'un point connu y k correspondant aux colonnes x k. Le déplacement du point connues y k +1 point à l'y k est estimée en évaluant la corrélation croisée entre la colonne entière en x k avec la colonne entière en x k +1. La fonction de corrélation croisée présentera un maximum, la position du maximum donne la valeur du déplacement vertical nécessaires pour maximiser la similarité entre les deux colonnes, donc y k +1 est estimé par l'ajout d'un tel déplacement pour y k. Cette procédure est répétée entre toutes les paires de colonnes voisines et le résultat est une estimation de toute la frontière y i, i = 1 … M. La corrélation croisée est ici calculée en utilisant un algorithme de Fast Fourier Transform pour réduire le temps de calcul. La première estimation y i est affiné itérativement. Pour accomplir cet objectif, un sous-ensemble de l'image est extraite en prenant quelques points ci-dessus et en dessous de l'estimation précédente y i et une nouvelle image dont le centre correspond à la séquence Y i est généré et utilisé pour le suivi de correction. Ce raffinement est répété jusqu'à ce qu'aucune correction ne soit trouvé. Un résultat améliorée et plus naturelle est alors réalisée par une procédure de serpent final [5] à suivre, à l'image d'espace-temps, le niveau de luminosité de l'image qui passe par le point fixe y k. L'ensemble du processus fait appel de la périodicité de temps pour assurer un résultat périodiques et éviter l'effet de la dérive. Limitation technique de la fonctionnalité de suivi La technique de suivi des frontières, comme toute méthode de suivi du chatoiement, est basée sur la quantification des changements de la luminosité des pixels d'une image à l'autre. Cela donne une limite inférieure à la vitesse liée à la nécessité de voir un chatoiement qui est d'un pixel à une image, le déplacement au pixel voisins dans la trame suivante. Cette limite est donc L'équation 1 où Ax est la taille du pixel et At est l'intervalle de temps entre les deux cadres. Le coefficient k dépend de la qualité de l'algorithme de suivi et de sa capacité à évaluer les dynamiques sous-pixel variations. Cette limite signifie que les vitesses qui sont bien au-dessus de cette limite sont estimées avec une grande précision, une telle précision est réduite lorsque la vitesse approche et des valeurs en dessous d'une telle limite. Cette limitation implique également que l'augmentation de l'acquisition frame-rate (réduction de At) sur un côté permet une plus facile l'évaluation de grandes vitesses et de leurs variations rapides (comme lors des phases isovolumique). De l'autre côté, l'augmentation de la cadence (réduction de At) augmenter cette limite et impliquent une précision réduite lors de l'évaluation de la baisse des vitesses jusqu'à ce qu'elle n'est pas accompagnée par une augmentation similaire de la résolution spatiale (réduction de Ax). Préparation d'image fantôme Une série de boucles artificielles générées par ordinateur a été préparé pour permettre de tester la procédure d'analyse d'images dans des conditions simples et parfaitement maîtrisée. Pour cela, un fantôme dans une projection de l'axe court d'un ventricule gauche était idéale préparée comme suit. Les frontières endocardiques et épicardiques sont représentés par deux cercles concentriques de rayon R 0 (t) et R 1 (t), respectivement. L'image est préparé en faisant de l'anneau, ce qui représents le tissu entre les deux frontières, gris comme couleur uniforme sur un fond noir. Puis une 8×8 chapeau filtre linéaire est appliquée pour éviter les discontinuités non physiques. Le mouvement épicarde est prise, en [mm], comme R 0 (t) = 10 +5 cos (2πt / T) où T est la période de pulsation pris comme T = 1s. La cinématique théorique endocardique est constante le long de la frontière et dépend seulement du temps, la vitesse radiale et est seulement donné par V0 (t) = 0 dR / dt =- sin π (2πt / T), en [cm / s]. Pourcentage de contrainte, calculée par rapport à la longueur de la frontière a au temps zéro, c'est Saint-0 (t) = 100x (R 0 (t)-R 0 (0)) / R 0 (0) = 100 (cos (2πt / T ) -1) / 3, et la vitesse de déformation découle de (1) comme SR 0 (t) = 10 V0 / R 0, en [s -1]. L'épicarde est supposé que le déplacement soit en conséquence d'une épaisseur constante, R 1 (t) = R 0 (t) 5 mm, ou comme encore R 1 (t) = R 0 (0) 5 mm. Chaque image est carrée de la taille de 48mm, centrée sur l'anneau de tissu, et a une résolution de NxN. Exemple d'images sont présentées dans la figure 4, les plaques A et B, la souche et les profils de vitesse de déformation du temps sont présentés dans la figure 4, les plaques C et D. Les boucles sont préparés en faisant varier la N résolution, le frame-rate FR, et le type de mouvement épicardiques. La méthode de suivi endocardique est appliqué à de telles images en prenant sur ​​la première image d'un nombre N p de points uniformément espacés le long de la circulaire endocarde. 3. Les résultats représentatifs Étude fantôme L'application de la méthode d'analyse d'image pour les images générées par ordinateur fantôme est ici analysée. Une mesure globale de l'erreur éventuelle est calculée par la racine la différence moyenne en pourcentage carrés. Les erreurs quadratiques moyennes, moyenne et maximale dans la souche endocarde sont définis comme Équation 2 où St 0 (t) est la valeur exacte, St (t) est la valeur calculée par l'analyse d'image, et les sommations s'étendent sur ​​toutes les trames N F = FRxT. La même définition est utilisée pour le rayon, la vitesse et la vitesse de déformation. Le suivi est d'environ indépendante de la position le long de l'endocarde, les différences entre les différents points est bien en dessous de 1%. Les résultats sont résumés dans le tableau I pour les 15 fantômes avec plus ou moins la résolution spatiale, frame-rate, et type de bordure épicardiques de mouvement, l'effet de la variation du nombre de points utilisés pour suivre la frontière endocardique est également représentée. Les erreurs sont dans tous les cas très petite pour la quantité entière (rayon et de la souche) et légèrement plus grand pour les quantités différentielles (vitesse et le taux de souche) qui sont liés à la dérivée de l'ancienne. Ce résultat était attendu car l'opérateur dérivée amplifie les erreurs. La qualité des résultats est dégradée lorsque la résolution est réduite, en fait, la précision est liée à la taille du pixel qui représente (dans un sens large), le déplacement minimal lisibles d'une image à l'autre. La résolution temporelle n'affecte pas les résultats de façon significative jusqu'à ce que le frame-rate est suffisante, à très haute fréquence d'image résultat ne s'améliorent pas, car image par image déplacements devient inférieure à la taille du pixel. Cela montre que l'augmentation du frame-rate est de peu d'utilité ou pas quand elle n'est pas accompagnée par une augmentation de la résolution spatiale. Cependant, le simple mouvement sinusoïdal ici considéré ne nécessite pas une résolution en temps extrêmes. De même, l'utilisation d'aussi peu que 8 points est suffisant pour suivre les simples, circulaire, de forme endocardique. Résultats de l'endocarde sont pas sensiblement influencée par le type de mouvement qui subit l'épicarde. Nous avons également vérifié que les résultats ne sont pas significativement affectées par le filtrage d'image adopté. Une présentation visuelle des résultats est donné dans la figure 4 où la frontière calculé endocardique à deux instants est rapporté sur les images fantômes (plaques A et B). La souche et le taux de déformation sont rapportés dans (plaques C et D) pour le cas n ° 1 et le cas petite résolution n ° 8. La souche et le taux de déformation en cas n ° 1 (carrés) présente un excellent accord avec la valeur théorique, l'erreur moyenne étant égale à 0,6% et 3%, respectivement. L'accord est seulement un peu pire dans le cas n ° 8, où la résolution d'image est réduite de moitié, avec des erreurs de 0,9% et 4,5% pour la souche et la vitesse de déformation, respectivement. Validation clinique 1. Nous avons comparé la mi-LV tranche entière circonférentielle souche du myocarde (cc ε) par l'imagerie de phase harmonique (HARP) et les techniques de FT dans 191 Patie Duchêne dystrophie musculairents regroupés selon leur âge et la gravité du dysfonctionnement cardiaque et 42 appariés selon l'âge, les sujets de contrôle. Rétrospective, l'analyse hors ligne a été réalisée sur des tranches correspondant marqués et SSFP. Pour la population étudiée (n = 233), signifie FT ε cc (-13,3 ± 3,8%) étaient fortement corrélées avec HARPE ε cc (-13,6 ± 3,4%) avec un coefficient de corrélation de Pearson de 0,899. Le cc ε moyenne des patients atteints de DMD déterminée par HARP (-12,52 ± 2,69%) et FT (-12,16 ± 3,12%) n'étaient pas significativement différentes (p = NS). De même, le CC ε moyen des sujets de contrôle par la harpe déterminée (-18,85 ± 1,86) et FT (-18,81 ± 1,83) n'était pas significativement différent (p = NS). Nous avons conclu que FT basé sur l'évaluation de ε cc étroitement corrélée avec cc ε dérivées d'images marqués dans une population de patients DMD grands avec un large éventail de dysfonctionnement cardiaque. Phantom # Frame Rate Résol. N Mouvement épicardique N p ε R ε R max ε V ε V max ε SR ε SR max ε St ε St Max 1 32 401 avec l'endo 16 0,57 1,10 3,98 8,26 2,95 6,55 0,59 1,34 2 32 401 aucun mouvement 16 0,27 0,60 3,62 8,53 2,90 5,99 0,75 1,29 3 64 401 avec l'endo 16 0,35 0,62 1,75 4,92 3,08 10,47 0,34 0,86 4 64 401 aucun mouvement 16 0,39 0,73 1,78 5,48 2,38 6,46 0,32 0,63 5 128 401 avec l'endo 16 0,22 0,40 1,57 3,66 2,73 8,39 0,35 0,89 6 16 401 avec l'endo 16 0,41 0,92 12,10 18,27 7,12 15,17 0,88 1,93 7 32 201 avec l'endo 16 0,43 0,82 3,84 7,03 4,21 7,79 0,83 1,52 8 32 201 aucun mouvement 16 0,49 0,90 4,00 8,54 4,54 10,84 0,93 1,64 9 32 101 avec l'endo 16 2,58 3,87 5,70 17,44 9,22 18,27 4,44 6,77 10 32 401 avec l'endo 64 0,32 0,73 3,98 8,09 3,11 8,86 0,48 1,10 11 32 401 aucun mouvement 64 0,33 0,53 3,56 7,83 2,78 7,44 0,70 0,98 12 32 401 avec l'endo 32 0,44 1,00 3,99 8,16 2,99 6,82 0,63 1,49 13 32 401 avec l'endo 8 0,20 0,41 3,64 6,84 3,09 9,10 0,43 0,74 14 32 401 aucun mouvement 8 0,22 0,41 3,36 7,42 2,76 5,93 0,58 1,01 15 * 32 401 avec l'endo 16 1,35 2,42 5,54 9,68 7,02 16,58 2,62 4,46 Tableau 1 Analyse Fantôme de suivi des frontières endocardiques:. Quadratique moyenne et maximum des erreurs en pour-cent [%] sont calculés pour les principales grandeurs dans la correspondance des paramètres différents fantômes. Les paramètres marqués en gras indiquent les variations de la Phantom # 1. La dépendance à l'égard frame-rate, la résolution et nombre de points suivis est considéré. L'influence du type de mouvement épicardiques est considéré pour les deux cas limites où la frontière épicardiques ne bouge pas (aucun mouvement) ou déplacé avec l'endo (pas d'épaississement). Le dernier fantôme (*) est construit sans filtrage des images de base par étapes avec une luminosité change brusquement dans un pixel. Erreurs-dessus de 10% sont marquées en gras. Figure 1. CMR images du ventricule gauche, en vue axe long (photo de gauche) et dans la perspective axe court (photo de droite), avec une frontière tracée endocardique tirées sur le dessus. Figure 2. L'espace-temps de représentation, où l'espace est le long d'un coupé transmurale, de la séquence d'image. La coupe transmurale est pris comme point de départ pour la figure 3. L'évolution temporelle du point de départ, suivis automatiquement, est rapporté. Figure 3. Image du ventricule gauche, en vue de grand axe, avec des coupes transmurale et coupes parallèles à la frontière courbe. Figure 4. Étude Phantom. Deux images(Cas n ° 2) à l'expansion maximale (plaque a) et la contraction (plaque b), les points calculés des frontières endocardiques sont superposées. La souche (plaque C) et la vitesse de déformation (plaque d) calculé avec deux fantômes différents (cas n ° 1 et 8) sont présentés en comparaison avec les valeurs efficaces. Figure 5. Exemples de déformation circonférentielle (courbe noire) et segmentaire mondiale (courbes de couleur) chez les patients normaux (A). Exemple d'mondiaux starain circumferental circonférentielle (courbe noire) et segmentaire (courbes de couleur) chez les patients dont la fonction ventriculaire gauche et déprimés bloc de branche gauche (b). Remarque timing différent de la déformation circonférentielle maximale indicative de la présence d'un asynchronisme ventriculaire gauche