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Aug 26, 2023

Imagerie par résonance magnétique portable des patients à l'intérieur, à l'extérieur et à la maison

Rapports scientifiques volume 12,

Rapports scientifiques volume 12, Numéro d'article : 13147 (2022) Citer cet article

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Détails des métriques

Les appareils d'imagerie médicale mobiles sont inestimables à des fins de diagnostic clinique à l'intérieur et à l'extérieur des établissements de santé. Parmi les diverses modalités d'imagerie, seules quelques-unes sont facilement portables. L'imagerie par résonance magnétique (IRM), l'étalon-or pour de nombreuses conditions de santé, n'appartient traditionnellement pas à ce groupe. Récemment, les entreprises de technologie IRM à faible champ ont démontré les premiers pas décisifs vers la portabilité dans les installations médicales et les véhicules. Cependant, le poids et les dimensions de ces scanners sont incompatibles avec des cas d'utilisation plus exigeants tels que dans les régions éloignées et en développement, les installations et événements sportifs, les camps médicaux et militaires ou les soins à domicile. Nous présentons ici des images in vivo prises avec un scanner IRM des extrémités léger, à faible encombrement et à faible champ en dehors de l'environnement contrôlé fourni par les installations médicales. Pour démontrer la véritable portabilité du système et comparer ses performances dans divers scénarios pertinents, nous avons acquis des images du genou d'un volontaire dans : (i) un laboratoire de physique IRM ; (ii) un bureau ; (iii) à l'extérieur d'un bâtiment du campus, connecté à une prise de courant à proximité ; (iv) en plein air, alimenté par un petit groupe électrogène à essence ; et (v) au domicile du volontaire. Toutes les images ont été acquises dans des délais cliniquement viables, et les rapports signal sur bruit et le contraste tissulaire suffisent pour les reconstructions 2D et 3D à valeur diagnostique. De plus, le volontaire porte un implant métallique de fixation vissé au fémur, ce qui conduit à de forts artefacts dans les systèmes cliniques standard mais apparaît net dans nos acquisitions à faible champ. Dans l'ensemble, ces travaux ouvrent la voie vers une IRM hautement accessible dans des circonstances auparavant irréalistes.

Les scanners IRM cliniques standard utilisent de puissants aimants supraconducteurs qui interagissent fortement avec la grande quantité de noyaux d'hydrogène dans le corps humain1. Ces aimants permettent le SNR élevé et la résolution spatiale typiques des images de résonance magnétique. Malheureusement, ces aimants nécessitent également une réfrigération cryogénique, ils sont encombrants, lourds, coûteux à construire, à implanter, à exploiter et à entretenir, et ils constituent finalement un formidable obstacle à l'accessibilité et à la démocratisation de l'IRM2,3,4. En outre, les scanners à champ élevé sont soumis à des risques pour la sécurité des patients, par exemple en raison d'incidents liés à des projectiles5 ; ils sont limités dans les séquences d'impulsions d'imagerie qui peuvent être jouées en raison des taux d'absorption spécifiques (SAR) accrus de l'énergie électromagnétique dans les tissus aux radiofréquences d'excitation (RF)6 plus élevées correspondantes ; ils génèrent des bruits acoustiques indésirables dus aux fortes interactions magnétiques lors des scans7 ; et ils induisent de graves artefacts d'image autour des implants métalliques en raison des effets de susceptibilité magnétique8,9,10. Les systèmes à faible champ (\(<0,3\) T) peuvent surmonter tout ce qui précède et gagnent de nos jours en popularité en tant que compléments abordables aux scanners IRM standard. Les réalisations récentes avec des scanners à faible champ comprennent l'imagerie in vivo du cerveau et des extrémités11,12, l'imagerie des tissus durs13,14,15 et même l'IRM quantitative et la prise d'empreintes digitales16,17. La principale pénalité à payer pour fonctionner dans ce régime est une perte significative de SNR et de résolution spatiale. Cependant, la valeur diagnostique des reconstructions résultantes n'est pas nécessairement compromise, pour plusieurs raisons : (i) le rapport contraste sur bruit (CNR), une mesure plus pertinente pour le diagnostic que le SNR, ne dépend pas aussi fortement du champ la force de certains mécanismes de contraste pertinents18,19 ; (ii) plusieurs problèmes de santé et maladies peuvent être diagnostiqués sans les détails exquis fournis par les images à champ élevé2 ; (iii) les contraintes SAR sont moins prononcées dans les champs faibles, permettant des séquences d'impulsions efficaces qui augmentent le rapport cyclique pour compenser en partie la perte de SNR2 ; et (iv) les algorithmes d'apprentissage automatique peuvent être entraînés pour récupérer la qualité d'image à partir de données à faible champ corrompues par le bruit, par exemple par apprentissage par transfert20,21.

La portée des applications imaginables pour les technologies IRM s'élargit extraordinairement une fois que le besoin de grands aimants supraconducteurs est supprimé. Par exemple, les véhicules ont été équipés de systèmes à faible champ22,23, et la neuroimagerie au point de service et au chevet du patient a été démontrée avec un scanner de 64 mT approuvé par la FDA24,25. Ce dernier est sans doute la tentative d'IRM mobile la plus réussie à ce jour. Cependant, il est basé sur un étrier magnétique, ce qui le rend lourd (\(>600\) kg) et trop grand pour une ouverture de porte standard dans les constructions résidentielles (32" aux États-Unis, 80 cm en Europe). avec une mobilité améliorée permettrait des applications IRM au-delà des environnements cliniques pour les soins à domicile et les soins palliatifs, les petites cliniques, les zones rurales ou les clubs sportifs et les installations scolaires.Les scanners à alimentation autonome pourraient même être utilisés à l'extérieur, par exemple lors d'événements sportifs, d'hôpitaux de campagne ou d'ONG et de camps militaires26, rendre l'IRM accessible à une grande partie de la population mondiale sans accès ou avec un accès insuffisant2,3,4.

Dans cet article, nous présentons un scanner IRM des extrémités de 72 mT basé sur un aimant Halbach sans culasse monté sur une structure à roues de largeur 70 cm, avec un poids total \(\approx 250\) kg et un coût des composants \(<50\) k€ . Après avoir vérifié que le système fonctionne comme prévu pour des images in vivo dans des conditions ambiantes contrôlées dans un laboratoire de physique IRM, nous avons pris des images du genou droit d'un volontaire dans différents environnements intérieurs et extérieurs, y compris le salon de l'appartement du volontaire, et dans plein air relié à un groupe électrogène portatif à essence. Toutes les images du genou ont été acquises avec des séquences identiques d'acquisition rapide en 3 dimensions avec amélioration de la relaxation (3D-RARE), en environ 12 minutes chacune. Le spectre des interférences électromagnétiques (EMI) était différent aux différents endroits, ce qui se traduit par des modèles de bruit légèrement différents dans les images reconstruites. Néanmoins, ils fournissent tous des informations anatomiques précieuses dans des délais cliniquement acceptables. Le volontaire avait subi une ostéotomie diaphysaire fémorale et portait un implant métallique de fixation vissé au fémur. Ce matériel est nettement défini dans nos acquisitions à faible champ, où les images précédentes à champ élevé souffraient de fortes distorsions d'image induites par la susceptibilité.

Photographies du scanner d'extrémité à faible champ : (a) aimant Halbach de 72 mT ; (b) assemblage de gradient; (c) Bobine RF Tx/Rx ; (d) vue du scanner à l'intérieur avec un fantôme en place ; et (e) système complet monté sur une structure transportable et à l'air libre.

Le système (Fig. 1) est construit autour d'un réseau d'aimants permanents dans une configuration Halbach12, pour une intensité de champ de \(\approx 72\) mT. Les détails techniques sur l'appareil peuvent être trouvés dans la section Méthodes. Le scanner se trouve généralement dans l'environnement contrôlé d'un laboratoire de physique IRM, où la température est stabilisée à \(18,0\pm 0,2\) C et l'humidité relative de l'air à \(45\pm 10\) %. Dans ces conditions, la fréquence de Larmor est stable jusqu'au kilo-hertz à 3,076 MHz pendant des semaines, et des corrections mineures de l'électronique de réglage de fréquence et d'adaptation d'impédance suffisent à compenser les différentes charges électroniques de la bobine RF par différents sujets et parties du corps. . Les nombreux équipements électroniques et scanners environnants génèrent des EMI substantielles dans le laboratoire à des fréquences comprises dans notre bande passante de détection. Pour cette raison, nous dissimulons la bobine RF résonnante derrière trois blindages mis à la terre : l'un est le boîtier du scanner le plus à l'extérieur (bleu sur la Fig. 1e), une feuille de cuivre de 1,5 mm d'épaisseur ; un autre est à l'intérieur de l'aimant entre la bobine RF et l'ensemble de gradient, composé d'une série de bandes de ruban de cuivre de 0,1 mm d'épaisseur de largeur 5 cm et soudées à l'étain le long des coutures pour la continuité électrique ; et le dernier est un tissu électriquement conducteur (Holland Shielding Systems, Dordrecht, Pays-Bas) qui peut être enroulé autour du sujet aux deux extrémités du scanner, pour éviter les effets d'antenne qui couplent autrement les EMI à la bobine de l'intérieur, malgré les deux autres boucliers.

Coupes uniques d'acquisitions in vivo 3D-RARE de différents volontaires du laboratoire de physique IRM : (a) image pondérée \(T_1\) d'un genou, acquise en 19 min ; (b) image pondérée \(T_1\) d'une main (10 min), avec une faible ligne EMI visible le long de la direction codée en phase ; (c)–(e) Images pondérées \(T_1\), \(\rho \) et \(T_2\) d'un poignet (12 min).

Ensemble complet de coupes axiales d'une acquisition de genou 3D-RARE pondérée \(T_1\) (11,5 min), montrant de petites distorsions vers les bords du champ de vision et un certain crénelage entre le premier (en haut à gauche) et le dernier (en bas à droite) images.

Les images des Fig. 2 et 3 montrent les performances du scanner en laboratoire et correspondent à des acquisitions 3D-RARE in vivo de différents sujets sains à des jours différents. Les images de la Fig. 2 montrent des coupes sélectionnées d'un genou gauche, d'une main droite et d'un poignet droit, avec des temps d'acquisition allant de 10 à 19 min (Méthodes). Toutes les images montrent un contraste tissulaire et une résolution spatiale suffisants pour identifier les caractéristiques anatomiques pertinentes, y compris les muscles, la graisse, l'os cortical, la moelle osseuse, les tendons, les ligaments, les veines, les artères et le fascia. Dans ces images, nous montrons différents mécanismes de contraste1, avec des pondérations sur \(T_1\), \(T_2\) et la densité de protons (\(\rho \)). Les images ne sont pas traitées après la reconstruction de Fourier et de faibles effets EMI se traduisent par une ligne faible le long de la direction horizontale (codée en phase) sur la figure 2b. La figure 3 comprend l'ensemble complet de tranches d'une acquisition axiale du genou, montrant de petites distorsions vers les bords du champ de vision dues à des distributions de champ non idéales.

Images d'un implant métallique de fixation fixé au fémur, constitué d'une plaque et de sept vis : (a) vue sagittale d'une image brute à faible champ acquise avec le système 72 mT (coupe de 9 mm de \(T_1\)-pondérée 3D- Acquisition RARE avec une résolution dans le plan de \(1,3\x 2\) mm\(^2\), temps d'acquisition de 12 min, huit ans après l'ostéotomie de la diaphyse fémorale) ; (b) identique, mais filtré par BM4D27 et redimensionné par \(\fois 2\) pour augmenter le nombre de pixels ; (c) radiographie numérique latérale (deux semaines après la chirurgie); (d) vue sagittale du même genou, acquise avec un système Siemens Skyra 3 T (acquisition 2D-RARE pondérée \(T_1\) avec une épaisseur de tranche de 3,9 mm et une résolution de pixel \(0,26\fois 0,26\) mm\(^ 2\), un an après la chirurgie) ; et (e) reconstruction 3D à partir d'une acquisition 3D-RARE pondérée \(T_1\) avec une résolution isotrope de 2 mm, 20 min de temps de balayage, où des segments musculaires et graisseux sélectionnés ont été retirés (huit ans après la chirurgie).

Dans une deuxième série d'expériences, nous démontrons des images IRM in vivo en présence d'implants métalliques sans les forts artefacts induits par la susceptibilité typiques des acquisitions à champ élevé8,10, qui entravent souvent l'évaluation postopératoire des procédures orthopédiques9. Le volontaire pour ces tests avait reçu un diagnostic de gonarthrose latérale due à des lésions du cartilage du genou droit et avait subi une ostéotomie de la diaphyse fémorale pour éliminer la pression du tissu endommagé. L'implant métallique de fixation vissé au fémur est clairement visible sur une image radiographique calculée par rayons X latéral (Fig. 4c), mais conduit à des franges de haute intensité autour du matériel métallique dans les images IRM à champ élevé en raison d'une cartographie de spin incorrecte (voir Fig. .4d, prise à 3 T). Ces effets dépendent supralinéairement de l'intensité du champ magnétique et sont à peine perceptibles aux champs \(<0,1\) T28. La dépendance au champ est notoire dans les images : le SNR et la résolution sont beaucoup plus élevés dans le système 3 T, mais la géométrie de l'implant métallique est définie avec précision dans nos reconstructions 2D et 3D de 72 mT, et peut être facilement segmentée avec un post-traitement standard des données. . Les images à faible champ ont été prises en 12 min (Fig. 4a, b) et 20 min (Fig. 4e) avec des acquisitions 3D-RARE pondérées \ (T_1 \) (Méthodes).

Photographies lors d'acquisitions (à gauche) et coupe axiale de reconstructions 3D-RARE (à droite, sans post-traitement) à cinq endroits différents : (a) dans un laboratoire de physique IRM ; (b) dans un bureau; (c) à l'extérieur d'un bâtiment du campus, connecté à une prise de courant à proximité ; (d) en plein air, alimenté par un petit générateur à carburant; et (e) au domicile du bénévole.

L'objectif de la dernière série d'expériences est d'évaluer la portabilité du scanner et ses performances dans divers environnements et conditions. Pour établir des comparaisons aussi impartiales que possible, les acquisitions dans les cinq scénarios sont du genou intervenu du même volontaire que sur la Fig. 4, et toutes avec les mêmes paramètres de séquence : \(T_1\)-pondéré 3D-RARE avec un total temps de balayage \(\approx 12\) min (Méthodes). Les coupes de la Fig. 4 ont été sélectionnées pour montrer la troisième vis à partir du haut (Fig. 4) alors qu'elle traverse l'os depuis le haut de l'image, là où la plaque prothétique est implantée. Comme indicateur général de la qualité de l'image, nous mesurons le SNR dans une région d'intérêt (ROI) dans la moelle osseuse du fémur (boîtes rouges dans les reconstructions non traitées de la Fig. 5). À cette fin, nous estimons la force du signal comme la luminosité moyenne des voxels dans la ROI et le bruit comme la luminosité moyenne des voxels en arrière-plan (boîtes blanches). Avant chaque acquisition, nous avons mesuré la densité de bruit spectral captée par la bobine RF de détection avec le sujet à l'intérieur du scanner. La force moyenne du signal dans ces spectres parle de l'amplitude du bruit blanc dans la chaîne Rx, qui est idéalement proche du bruit thermique (Johnson) dans la bobine (Méthodes). De plus, nous rencontrons souvent des pics plus forts, indiquant des EMI à des fréquences discrètes. Ceux-ci peuvent être supprimés en couvrant méticuleusement le sujet avec le tissu de protection.

La première acquisition (Fig. 5a) a eu lieu dans le même laboratoire que ci-dessus et sert de référence dans des conditions ambiantes contrôlées. Pour l'acquisition au laboratoire de physique IRM, la fréquence de Larmor était de \(\approx 3.076\) MHz, le niveau de bruit mesuré (\(\approx 50\) nV/Hz\(^{1/2}\)) était compatible avec le bruit de Johnson (méthodes), il n'y a pas d'EMI visible et le SNR du fémur est \(\approx 21\).

Le deuxième scanner a eu lieu dans un bureau (Fig. 5b) à environ 20 m du laboratoire, dans le même bâtiment et étage. La fréquence de Larmor a ici diminué à \(\environ 3,064\) MHz en raison d'une température plus élevée. L'amplitude du bruit est toujours cohérente avec les niveaux de bruit de Johnson et l'EMI n'est pas visible dans la reconstruction. Le SNR dans le retour sur investissement de la moelle est \(\approx 25\) et la qualité globale de l'image est comparable à l'image de référence, peut-être même légèrement plus nette.

La troisième image a été acquise à l'extérieur, au niveau du sous-sol, juste à l'extérieur du bâtiment du laboratoire (Fig. 5c). Le système était alimenté par un câble de 30 m descendant sur trois étages depuis le laboratoire. Le tissu conducteur enroulé autour du sujet reliait délibérément le blindage du scanner au sol en béton pour améliorer la connexion autrement résistive entre la terre du laboratoire et la terre. Au cours de cette acquisition, le volontaire a rapporté avoir ressenti la présence et les conversations de passants, une légère brise sur le tissu mis à la terre et de faibles tremblements dus aux véhicules circulant dans le parking souterrain. La qualité d'image résultante ne semble pas être fortement influencée par l'un d'entre eux, avec un SNR de \(\approx 19\) dans le ROI, et un spectre de bruit d'amplitude comparable aux acquisitions en intérieur. La fréquence de Larmor était de \(\environ 3,065\) MHz.

Le quatrième scan a également été réalisé à l'extérieur, en l'occurrence à l'air libre dans un campus universitaire (Fig. 5d, fréquence Larmor \(\approx 3.063\) MHz), loin des prises de courant et fonctionnant de manière autonome avec un générateur électrique portable. Ce dernier est basé sur un moteur à essence à faible consommation, pèse \(<20\) kg, coûte \(<600\) € et a une autonomie \(>10\) heures avec le scanner en fonctionnement continu (Méthodes). Nous avons mis le système à la terre électriquement comme auparavant, le tissu conducteur offrant des chemins à faible résistance entre le blindage du scanner, le béton du sol et la borne de terre du générateur. Le spectre était significativement plus peuplé dans ce cas, avec une amplitude moyenne environ deux fois supérieure à la limite de Johnson attendue, probablement en raison du bruit provenant du moteur. Par conséquent, la qualité de l'image résultante est inférieure à celle des acquisitions précédentes (\(\text {SNR}\approx 11\)), et une ligne EMI est visible dans la direction verticale (codage de phase). Néanmoins, les principales caractéristiques anatomiques, les différents tissus et les implants métalliques sont encore clairement identifiables.

La dernière image a été acquise à l'appartement du volontaire. Il est situé dans une ville à faible densité de la province de Valence, en Espagne. Le système a été transporté dans un petit camion du campus universitaire à un parking à environ 300 m de l'entrée de l'immeuble, et poussé le long du trottoir dans le bâtiment, l'ascenseur, l'appartement et finalement, le salon. Tout au long du parcours, les seuls éléments adaptés aux fauteuils roulants étaient les trottoirs abaissés aux passages pour piétons. Après le transport, le système a nécessité de reconnecter certains des modules électroniques RF que nous avions emballés dans une boîte séparée et de serrer certains connecteurs vissés qui s'étaient desserrés pendant le transport à travers les trottoirs carrelés et accidentés. En dehors de cela, le système était branché sur une prise murale, réglé sur \(\environ 3,065\) MHz et prêt à l'emploi. Le spectre sonore dans l'appartement était propre, encore une fois compatible avec les niveaux de bruit Johnson. Le SNR dans le retour sur investissement pour cette acquisition est \(\approx 19\).

En conclusion, nous avons démontré la viabilité d'un système portable et peu coûteux d'imagerie par résonance magnétique à l'intérieur, à l'extérieur et à la maison. Dans ce travail, nous nous sommes concentrés sur des volontaires sains et des sujets porteurs d'implants métalliques. Néanmoins, les images acquises contiennent suffisamment d'informations anatomiques pour diagnostiquer une grande variété de maladies articulaires, y compris l'épanchement, l'engorgement synovial, la rupture des tendons ou les fractures osseuses.

La portabilité du système est un objectif majeur pour les systèmes à champ faible, car cela ne devrait pas être possible avec les scanners à champ élevé dans un avenir proche. Notre configuration utilise un aimant Halbach, comme d'autres12,29,30. Un avantage important des configurations Halbach est leur poids réduit par rapport aux aimants à culasse. Par exemple, le système 64 mT d'Hyperfine Inc. pèse \(>600\) kg et le système 55 mT de Liu et al. environ 750 kg31. En revanche, le poids de notre système est comparable à celui d'un lit d'hôpital (\(\approx 140\) kg) avec un patient (\(\approx 80\) kg), ce qui le rend transportable par une seule personne sur une surface plane. Par conséquent, même si la conception ouverte des aimants à étrier facilite la manipulation et le confort du patient (en particulier pour la neuroimagerie), une configuration Halbach est sans doute avantageuse en termes de portabilité. L'efficacité du gradient est également améliorée dans les configurations Halbach dans le sens où les aimants à culasse ont tendance à utiliser des gradients plans pour préserver l'ouverture globale du système. Nos gradients sont sur des surfaces cylindriques, ce qui signifie que des gradients plus forts peuvent être obtenus pour des courants équivalents. De plus, nous n'avons pas besoin de la pleine puissance disponible de nos amplificateurs à gradient, on pourrait donc envisager d'échanger l'efficacité contre la linéarité, ce qui peut être utile pour certaines applications. En ce qui concerne les circuits RF, les antennes utilisées dans d'autres scanners à faible champ sont principalement des bobines de tête dédiées aux applications de neuroimagerie. Nous n'avons pas encore exploré cela, car notre scanner est un peu petit pour l'imagerie de la tête. Enfin, pour compléter cette comparaison avec d'autres systèmes à bas champ existants, nous devons souligner qu'Hyperfine Inc. est bien en avance sur toute autre initiative, y compris la nôtre, tant pour avoir conçu un produit final que pour l'avoir certifié pour une utilisation clinique. Néanmoins, les futurs scanners avec une portabilité considérablement améliorée nécessiteront probablement les avantages susmentionnés des aimants Halbach.

À l'avenir, notre scanner 72 mT peut encore être mis à niveau de différentes manières. Il a été démontré que les algorithmes d'apprentissage automatique améliorent les performances d'autres systèmes à faible champ et peuvent être facilement intégrés aux nôtres. Celles-ci peuvent être utilisées, via l'apprentissage par transfert, pour augmenter la résolution spatiale des scans a posteriori sur la base d'acquisitions multiples, de connaissances préalables sur l'échantillon32, ou avec des réseaux entraînés avec des ensembles de données appariés d'images à champ faible et élevé, pour récupérer des anciennes caractéristiques visible autrement uniquement avec ce dernier21,33. L'apprentissage en profondeur et les réseaux de neurones convolutifs peuvent également être utilisés pour augmenter la qualité de la reconstruction grâce au débruitage d'image, à la détection d'artefacts et à l'annulation active du bruit20,31,34. L'IRM quantitative, la radiomique et les empreintes digitales16,17,35 montrent un potentiel prometteur dans des situations où de subtils changements de texture contiennent des informations potentiellement précieuses pour les patients. De plus, des séquences d'impulsions et des méthodes de reconstruction à usage spécial peuvent améliorer l'efficacité de l'IRM à faible champ13,17, ainsi que les développements matériels et les agents de contraste qui sont les piliers de l'IRM clinique à champ élevé (par exemple, imagerie parallèle, optimisation des bobines de détection RF pour différentes parties du corps , rehaussement du contraste au gadolinium), sont rarement utilisés dans les systèmes bas champ encore largement expérimentaux disponibles2,36. Enfin, pour notre scanner particulier, l'interface graphique et la convivialité globale du système peuvent être améliorées pour faciliter l'utilisation par des non-experts.

Dans l'ensemble, les performances du scanner démontrées dans ce travail, en particulier si elles sont mises à niveau avec les fonctionnalités ci-dessus, ouvrent la voie à une IRM accessible, démocratisant son utilisation et ses avantages, et élargissant qualitativement les circonstances dans lesquelles elle peut apporter de la valeur.

Le scanner utilise un aimant cylindrique Halbach comprenant près de 4600 cubes N48 NdFeB de 12 mm de côté pour générer \(B_0\environ 72\) mT dans le champ de vision, et un autre \(\environ 1100\) N42 cubes plus petits (64 mm\ (^3\)) pour caler l'inhomogénéité de \(\approx \) 15 700 à \(\approx 3100\) ppm sur un volume sphérique de 20 cm de diamètre. Ceci a été conçu pour un diamètre intérieur de \(\approx 27\) cm suivant les méthodes décrites dans la Réf. 37, mais nous avons optimisé pour trois couches d'aimants (au lieu de deux) pour augmenter l'intensité du champ de 50 à 72 mT. Au total, l'aimant comprend 23 anneaux maintenus en place par 8 vis externes traversant le montage complet. La dépendance de la fréquence de Larmor à la température de l'air est de \(\approx -6\) kHz/C.

La géométrie de la bobine de gradient est optimisée avec des méthodes conventionnelles de champ cible, en suivant les procédures décrites dans la réf. 37. Nos gradients x (axial), y (vertical) et z (horizontal) ont respectivement : rendements \(\approx 0,53\), 0,91 et 0,89 mT/m/A ; résistances \(\environ 0,35\), 0,38 et \({0,40}\,{\Omega }\) avec un fil de diamètre 1,5 mm ; inductances \(\environ 180\), 227 et \({224}\, \upmu \hbox {H}\) ; et écarts \(\approx 27.2\), 1.1 et 1.0 % par rapport à la linéarité parfaite sur une DSV de 15 cm. Ces bobines sont enroulées et collées sur des moules en nylon incurvés imprimés en 3D, et l'ensemble est soutenu par un cylindre en méthacrylate. Nous n'avons pas rencontré le besoin de refroidissement par eau ou par air. Les formes d'onde analogiques à gradient sont générées avec une carte OCRA138, connectée à un Red Pitaya Stemlab 122.88-16 SDR39 via une interface périphérique série (SPI), et amplifiées par des amplificateurs de puissance AE Techron 7224 (Indiana, USA), qui peuvent délivrer jusqu'à \( \approx 45\) A sur nos charges aux cycles de service pertinents. Cela correspond à des champs de gradient allant jusqu'à 25 mT/m selon x et 40 mT/m selon y et z. Dans des conditions de fonctionnement normales, la fréquence de Larmor diminue de \(\approx 10\) Hz/min en raison de l'échauffement des aimants permanents à partir de la puissance dissipée par les bobines de gradient.

Nous avons utilisé deux antennes RF Tx/Rx, une pour les images des Fig. 2 et 3 (de diamètre intérieur \(\approx 14\) cm), et une plus grande pour le genou implanté (\(\approx 20\) cm). Les deux sont des bobines de solénoïde accordées et dont l'impédance est adaptée à la fréquence de Larmor du proton (\(\approx 3\) MHz). Les supports de bobine RF ont été imprimés en 3D dans de l'acide polylactique (PLA) et le fil a été fixé avec un adhésif cyanoacrylate. Les bobines sont à l'intérieur d'un blindage en cuivre mis à la terre pour atténuer la prise de bruit et éviter les interférences entre les gradients et le système RF, et un tissu conducteur recouvre le sujet lors des acquisitions in vivo. Les amplificateurs RF à faible bruit (gain de 45 dB, 50 ohms, facteur de bruit \(<1\) dB) et de puissance (250 W, rapport cyclique maximum de 10 % avec des impulsions de 10 ms), ainsi que le commutateur passif Tx/Rx , ont été achetés chez Barthel HF-Technik GmbH (Aix-la-Chapelle, Allemagne).

L'électronique de contrôle est basée sur MaRCoS, un système de contrôle de résonance magnétique open-source et hautes performances40,41,42.

Le diamètre et la longueur du scanner sont respectivement d'environ 53 et 51 cm, hors électronique et structure mobile, avec une ouverture d'alésage \(\approx 24\) cm (diamètre intérieur de la structure gradient) et un poids de \(\approx 200 \) kg. Une fois sur la structure mobile, ouverte et équipée de toute l'électronique nécessaire et de l'ordinateur de contrôle, les dimensions globales du système sont de \(70\fois 88\fois 166\) cm\(^3\) et le poids est de \(\approx 250\) kg.

Les protocoles d'expériences impliquant des sujets humains ont été approuvés par le Comité d'éthique (CEIm) de l'hôpital La Fe de Valence (IIS-F-PG-22-02, numéro d'accord de recherche 2019-139-1).

Certains aspects communs à toutes les images présentées dans ce travail sont : (i) la durée des impulsions résonnantes \(\pi /2\) et \(\pi \) dans toutes les images est \(\approx {40}\, \upmu \hbox {s}\) et \(\approx \, {80}\upmu \hbox {s}\), respectivement ; (ii) les impulsions de gradient de déphasage de lecture après que les impulsions d'excitation RF sont préaccentuées par un facteur \(\environ 1,008\) pour placer les échos au centre des fenêtres d'acquisition de données et atténuer les effets des formes d'onde de gradient imparfaites et induites Eddy courants ; et (iii) un calibrage automatique de la fréquence de Larmor est exécuté avant chaque nouveau balayage, c'est-à-dire une séquence complète pour une image.

L'image du genou de la Fig. 2a a été acquise avec une séquence 3D-RARE pondérée \(T_1\), avec \(\text {FoV} = 130\times 140\times 180\) mm\(^3\), un résolution de \(1,85\fois 1,75\fois 2\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 5\), \(\text {TE} = 20\) ms, \(\text {TR} = 200\) ms, \(\text {BW} = 17,5\) kHz et 4 moyennes pour un temps de balayage total de 19,2 min. Les axes x, y et z correspondent respectivement aux directions de lecture (RO), de codage de phase (PE) et de codage de tranche (SE).

L'image de la main de la Fig. 2b a été acquise avec une séquence 3D-RARE pondérée \(T_1\), avec \(\text {FoV} = 180\times 180\times 50\) mm\(^3\), un résolution de \(1,5\fois 1,5\fois 5\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 10\), \(\text {TE} = 20\) ms, \(\text {TR} = 400\) ms, \(\text {BW} = 30\) kHz et 13 moyennes pour un temps de balayage total de 10,4 min. Les axes x, y et z correspondent respectivement aux directions RO, SE et PE.

L'image du poignet de la Fig. 2c a été acquise avec une séquence 3D-RARE pondérée \(T_1\), avec \(\text {FoV} = 180\times 140\times 80\) mm\(^3\), un résolution de \(1,5\fois 1,5\fois 10\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 3\), \(\text {TE} = 20\) ms, \(\text {TR} = 100\) ms, \(\text {BW} = 30\) kHz et 30 moyennes pour un temps de balayage total de 12 min. Les axes x, y et z correspondent respectivement aux directions RO, SE et PE.

L'image du poignet de la Fig. 2d a été acquise avec une séquence 3D-RARE pondérée \(\rho\), avec \(\text {FoV} = 180\times 140\times 80\) mm\(^3\), une résolution de \(1,5\fois 1,5\fois 10\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 5\), \(\text {TE} = 20\) ms, \(\ text {TR} = 1000\) ms, \(\text {BW} = 30\) kHz, et 5 moyennes pour un temps de balayage total de 12 min. Les axes x, y et z correspondent respectivement aux directions RO, SE et PE.

L'image du poignet de la Fig. 2e a été acquise avec une séquence 3D-RARE pondérée \(T_2\), avec \(\text {FoV} = 180\times 140\times 80\) mm\(^3\), un résolution de \(1,5\fois 1,5\fois 10\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 5\), espacement d'écho de 20 ms, efficace \(\text {TE} = 100\ ) ms, \(\text {TR} = 1000\) ms, \(\text {BW} = 30\) kHz, et 5 moyennes pour un temps de balayage total de 12 min. Les axes x, y et z correspondent respectivement aux directions RO, SE et PE.

Les images du genou de la Fig. 3 ont été acquises avec une séquence 3D-RARE pondérée \(T_1\), avec \(\text {FoV} = 150\times 150\times 180\) mm\(^3\), un résolution de \(1,50\fois 1,85\fois 10\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 5\), \(\text {TE} = 20\) ms, \(\text {TR} = 200\) ms, \(\text {BW} = 25\) kHz et 12 moyennes pour un temps de balayage total de 11,5 min. Les axes x, y et z correspondent respectivement aux directions SE, PE et RO.

Les images du genou des Fig. 4a, b ont été acquises avec une séquence 3D-RARE pondérée \(T_1\), avec \(\text {FoV} = 200\times 200\times 180\) mm\(^3\) , une résolution de \(1,3\fois 2\fois 9\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 5\), \(\text {TE} = 20\) ms, \( \text {TR} = 200\) ms, \(\text {BW} = 37,5\) kHz et 9 moyennes pour un temps de balayage total de 12 min. Les axes x, y et z correspondent respectivement aux directions RO, PE et SE.

L'image du genou de la Fig. 4e a été acquise avec une séquence 3D-RARE pondérée \(T_1\), avec \(\text {FoV} = 200\times 200\times 180\) mm\(^3\), un résolution de \(2\fois 2\fois 2\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 10\), \(\text {TE} = 20\) ms, \(\text {TR} = 300\) ms, \(\text {BW} = 22,5\) kHz, et 4 moyennes pour un temps de balayage total de 20 min. Les axes x, y et z correspondent respectivement aux directions RO, PE et SE.

Les images du genou de la Fig. 5 ont été acquises avec une séquence 3D-RARE pondérée \(T_1\), avec \(\text {FoV} = 180\times 200\times 200\) mm\(^3\), un résolution de \(1,2\fois 2\fois 10\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 5\), \(\text {TE} = 20\) ms, \(\text {TR} = 200\) ms, \(\text {BW} = 37,5\) kHz et 9 moyennes pour un temps de balayage total de 12 min. Les axes x, y et z correspondent respectivement aux directions SE, PE et RO.

La chaîne de réception est constituée d'un étage analogique (bobine RF, commutateur Tx/Rx passif et amplificateur à faible bruit) suivi d'un étage numérique. La numérisation est effectuée à 122,88 Ms/s par un convertisseur analogique-numérique dans la carte Red Pitaya Stemlab40,41,42. Le signal numérique est mixé par multiplication complexe avec un oscillateur à commande numérique réglé sur la fréquence de Larmor. Les composantes de données réelles et imaginaires passent d'abord par un filtre en peigne intégrateur en cascade et enfin par un filtre à réponse impulsionnelle finie. Les données résultantes sont conformes aux composantes recherchées en phase et en quadrature du signal de résonance magnétique. Ceux-ci sont envoyés à l'ordinateur de contrôle et peuvent être transformés par Fourier pour la reconstruction d'image et le post-traitement.

Toutes les images ont été reconstruites directement par un protocole Inverse Fast Fourier Transform implémenté dans l'interface graphique MaRCoS que nous avons développée en Python40. Les reconstructions présentées sont donc sujettes à des distorsions dues à l'inhomogénéité de champ et aux non-linéarités de gradient. Ceux-ci peuvent être atténués par des algorithmes de reconstruction qui incluent des informations sur les cartes de terrain43, mais nous n'avons pas jugé cela nécessaire à ce stade. Les seules opérations de post-traitement que nous avons utilisées dans ce travail sont le filtrage BM4D27 et le redimensionnement d'image pour augmenter le nombre de pixels, et uniquement là où cela est explicitement indiqué dans le texte principal.

La densité de bruit spectral des données MR est délimitée par le bas par le bruit de Johnson dû aux fluctuations thermiques des électrons dans les éléments résistifs R dans la chaîne de réception (jusqu'au LNA). Ceux-ci sont dominés par la bobine, avec un facteur de qualité \(Q\approx 93\) (88) et \(R\approx 5\) \(({5.5}\,{\Omega })\) dans le déchargé (chargé ) cas. Pour une bande passante d'acquisition donnée, l'amplitude du bruit intégré devrait être \((4k_\text {B} R\cdot BW)^{1/2}\), avec \(k_\text {B}\) le Boltzmann constant. Dans l'environnement contrôlé du laboratoire de physique IRM, nous mesurons \(\approx 50\) nV/Hz\(^{1/2}\) après un préamplificateur à faible bruit de 45 dB, en accord avec le niveau de Johnson estimé . Nous l'utilisons comme référence pour évaluer la qualité du signal et l'efficacité du blindage du tissu conducteur, à la fois en laboratoire et dans le reste des lieux.

Nous avons trouvé des situations où la suppression du bruit jusqu'aux niveaux de Johnson n'est pas triviale et n'y est même pas parvenue lorsque le système était alimenté par le générateur portable. L'ordinateur de contrôle est une autre source importante de bruit à 50 Hz et doit être le plus loin possible dans le rack pour reconstruire des images nettes. Nous constatons également qu'il est souvent nécessaire de s'assurer que le sujet est suffisamment couvert par le tissu conducteur, et en étendre une partie sur le sol aide.

Pour les expériences autonomes en extérieur, nous avons alimenté le système à partir d'un générateur à essence "Limited 2000i" de Genergy (Calahorra, Espagne). Ce moteur délivre jusqu'à 2 kW sous 230 V et 50 Hz (monophasé). Il coûte \(<600\) €, pèse 19 kg et a une capacité de réservoir de carburant de 4 l et une autonomie de 10,8 heures à 25 % de charge (500 W), ce qui est plus que nécessaire pour un fonctionnement continu du scanner.

Toutes les expériences ont été réalisées conformément aux directives des Déclarations d'Helsinki et aux réglementations espagnoles suivantes et dans le cadre de l'accord de recherche de l'hôpital La Fe de Valence (IIS-F-PG-22-02, numéro d'accord 2019-139-1).

Un consentement éclairé écrit a été obtenu de tous les sujets avant le début de l'étude.

Le consentement éclairé écrit pour la publication a été obtenu de tous les sujets avant le début de l'étude.

Tous les ensembles de données anonymisés, les méthodes de reconstruction et de post-traitement générés et/ou utilisés au cours de la présente étude sont disponibles auprès de l'auteur correspondant sur demande raisonnable.

Les codes pour MaRCoS et l'interface graphique sont accessibles au public à partir de référentiels open source sur https://github.com/vnegnev/marcos_server et https://github.com/yvives/PhysioMRI_GUI, respectivement.

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Nous remercions les quatre volontaires anonymes pour leur participation, Andrew Webb et Thomas O'Reilly pour les discussions sur le matériel IRM, Benjamin Menküc pour les contributions à MaRCoS et Marcus Prier pour le développement du conseil OCRA1.

Ce travail a été soutenu par le ministère espagnol des sciences et de l'innovation par le biais d'une subvention de recherche PID2019-111436RB-C2 Action cofinancée par l'Union européenne à travers le programme opérationnel du Fonds européen de développement régional (FRE) de la Communauté valencienne 2014-2020 (IDIFEDER/2018/022 et IDIFEDER/2021/004). JMG et JB reconnaissent le soutien du programme Innodocto de l'Agence valencienne de l'innovation (INNTA3/2020/22 et INNTA3/2021/17).

Ces auteurs ont contribué à parts égales : Teresa Guallart-Naval et José M. Algarín.

Tesoro Imaging SL, 46022, Valence, Espagne

Teresa Guallart-Naval, Rubén Bosch, José M. González, Juan P. Rigla, Pablo Martínez, José Borreguero & Alfonso Ríos

Institut d'imagerie et d'instrumentation moléculaires, Conseil national espagnol de la recherche, 46022, Valence, Espagne

José M. Algarín, Fernando Galve, Eduardo Pallás, José M. Benlloch & Joseba Alonso

Institut d'imagerie et d'instrumentation moléculaires, Université polytechnique de Valence, 46022, Valence, Espagne

José M. Algarín, Fernando Galve, Eduardo Pallás, José M. Benlloch & Joseba Alonso

PhysioMRI Tech SL, 46022, Valence, Espagne

Rubén Pellicer-Guridi, Yolanda Vives-Gilabert & Francisco J. Lloris

MPC Research Association, 20018, San Sebastián, Espagne

Ruben Pellicer-Guridi

Laboratoire d'analyse de données intelligentes, Département de génie électronique, Université de Valence, 46100, Burjassot, Espagne

Yolanda Vives-Gilabert

École Helios, 46183, L'Eliana, Espagne

Alvaro Marcos-Perucho

Oxford Ionics, Oxford, OX5 1PF, Royaume-Uni

Vlad Negnevitski

Département d'imagerie médicale, Hôpital universitaire et polytechnique La Fe, 46026, Valence, Espagne

Luis Martí-Bonmati

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Images à faible champ prises par TGN et JMA avec l'aide de RB, PM, FJL, JPR et JA Système portable construit par RPG, TGN, JMA, FG, RB, EP, JMG et JA avec l'aide de JPR, PM et FJL Analyse des données et évaluation par JMA, TGN, FG, LMB et JA Electronique de contrôle et logiciels développés par VN, YVG, JMA, TGN et JB Expériences de portabilité conçues par JA, JMA, TGN et AMP Projet conçu et supervisé par AR, JMB et JA. Article rédigé par JA et LMB, avec la contribution de tous les auteurs.

Correspondance à Joseba Alonso.

PhysioMRI Tech SL est une organisation à but lucratif issue de l'Institut d'imagerie et d'instrumentation moléculaires et propriétaire du scanner à faible champ présenté dans ce travail. JMA, FG, JB, JMB et JA ont des brevets en instance qui sont concédés sous licence à PhysioMRI Tech SL JMA, FG, AR, JMB et JA sont co-fondateurs de PhysioMRI Tech SL Tous les autres auteurs ne déclarent aucun intérêt concurrent.

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Réimpressions et autorisations

Guallart-Naval, T., Algarín, J., Pellicer-Guridi, R. et al. Imagerie par résonance magnétique portable des patients à l'intérieur, à l'extérieur et à la maison. Sci Rep 12, 13147 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-17472-w

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Reçu : 31 mars 2022

Accepté : 26 juillet 2022

Publié: 30 juillet 2022

DOI : https://doi.org/10.1038/s41598-022-17472-w

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