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IMAGERIEMEDICALE Association des Agents de Maintenance Biomédicale SALON DE PROVENCE Octobre 2006.

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1 IMAGERIEMEDICALE Association des Agents de Maintenance Biomédicale SALON DE PROVENCE Octobre 2006

2 IMAGERIEMEDICALE Dr Jean-Michel COULON IMAGERIEMEDICALE TENTER DE COMPRENDRE LIRM LIRM TENTER DE COMPRENDRE LIRM LIRM Association des Agents de Maintenance Biomédicale SALON DE PROVENCE Octobre 2006

3 IMAGERIEMEDICALE μ Labondance de lhydrogène dans lorganisme (eau, graisses) et ses propriétés physiques en font loutil idéal en Imagerie par Résonance Magnétique. Le noyau de latome dhydrogène ne comporte quun seul proton. Ce proton, porteur dune charge électrique positive, tourne sur lui-même (spin); il crée donc un champ magnétique local, et possède ainsi un moment magnétique qui le rend comparable à une petite aiguille aimantée. μ

4 IMAGERIEMEDICALE A létat de repos, les moments magnétiques des protons sont orientés dans toutes les directions et il ny a pas de magnétisation résultante observable sur lensemble du volume. B0B0 Placés dans un champ magnétique important B 0, les moments magnétiques des protons vont sorienter selon les lignes de champ, soit dans le sens des lignes de champ (orientation parallèle, correspondant à un bas niveau dénergie), soit dans le sens opposé (orientation anti-parallèle, correspondant à un haut niveau dénergie).

5 IMAGERIEMEDICALE A létat déquilibre il existe un excès de protons en position parallèle (état déquilibre stable) sur les protons en position anti-parallèles (état déquilibre instable). Cet excès est extrêmement faible (environ 7 protons pour une population de 10 millions de protons dans un champ de 1 T). Ces protons parallèles en excès sont responsables de lapparition dune magnétisation longitudinale Mz parallèle au champ B 0 ; son intensité est infime par rapport à lintensité de B 0 (elle nest donc pas mesurable, car « noyée » dans B 0 ). B0B0

6 IMAGERIEMEDICALE Ce mouvement de rotation, dit de précession, se fait à une fréquence constante ω (appelée fréquence de Larmor), proportionnelle à lintensité du champ B 0 ω = γ.B 0 /2π γ : rapport gyro-magnétique, dépendant du noyau (42,58 MHz/T pour lhydrogène) En réalité, les moments magnétiques des protons ne sorientent pas exactement selon les lignes de champ, mais tournent autour de cette direction (mouvement «de toupie»), décrivant un cône dont laxe est parallèle aux lignes de champ. B0B0 B 0 = 1T ω = 42,58 MHz

7 IMAGERIEMEDICALE X Y Z MZMZ La magnétisation longitudinale Mz, parallèle au champ B 0, due aux quelques protons parallèles en excès, est non mesurable car «noyée» dans B 0. Par ailleurs, si tous les moments magnétiques des protons tournent à la même fréquence autour de laxe de B 0, ils ne sont pas parallèles entre eux (ils ne sont pas «en phase»); leurs projections dans le plan OXY sannulent et il ny a pas de composante transversale de la magnétisation B0B0

8 IMAGERIEMEDICALE LE PHENOMENE DE RESONANCE : Il permet de communiquer de lénergie aux protons en précession. On utilise une onde électro-magnétique (onde radio-fréquence ou onde R.F.) qui se comporte comme un champ magnétique oscillant. Le phénomène de résonance apparaît quand la fréquence de londe RF est identique à la fréquence de précession libre des protons (fréquence de Larmor). Lénergie transportée par une telle onde est égale à la différence dénergie entre les deux niveaux de précession (parallèle et anti- parallèle)E = h. ω = h. γ.B 0 /2π Lapplication du champ RF se fait perpendiculairement à B 0, cest à dire dans le plan OXY Deux phénomènes vont alors se produire simultanément :

9 IMAGERIEMEDICALE X Y Z MZMZ Le transfert dénergie au système de protons en précession va faire passer un certain nombre dentre eux du niveau énergétique le plus bas (orientation parallèle) au niveau le plus élevé (orientation anti- parallèle). Ceci amène légalisation des deux populations de protons, voire un excès de protons anti- parallèles. Dans le premier cas, la magnétisation longitudinale Mz a disparu (saturation), dans le second cas, elle a changé de sens (inversion) X Y

10 IMAGERIEMEDICALE X Y On observe également une augmentation de lamplitude du mouvement de précession, dont limportance varie avec la durée de limpulsion RF, et surtout une mise en phase des protons. Apparaît alors un vecteur magnétisation transversale Mxy qui tourne dans le plan OXY à la fréquence de Larmor ( ω ). Si une bobine est placée dans le plan OXY (antenne), cette magnétisation transversale tour- nante y crée un courant induit périodique de fréquence ω ; Mxy est donc enregistrable. X Y MxyMxy

11 IMAGERIEMEDICALE La disparition de la magnétisation longitudinale Mz et lapparition dune magné- tisation transversale Mxy combinent leurs effets et se traduisent par un basculement du vecteur magnétisation de 90°. Une impulsion RF dont la durée est calculée pour obtenir ce résultat (saturation) est appelée impulsion π /2. X Y Z MZMZ X Y Z MxyMxy π /2

12 IMAGERIEMEDICALE La disparition de la magnétisation longitudinale Mz et lapparition dune magné- tisation transversale Mxy combinent leurs effets et se traduisent par un basculement du vecteur magnétisation de 90°. Une impulsion RF dont la durée est calculée pour obtenir ce résultat (saturation) est appelée impulsion π /2. Lorsque la durée de limpulsion est telle quelle amène un excès de protons anti- parallèles (inversion du sens de Mz), on parle dimpulsion π. Y X Y Z MxyMxy X Y Z MxyMxy π /2 π

13 IMAGERIEMEDICALE LA RELAXATION : A larrêt de limpulsion RF, les protons vont revenir à leur état initial déquilibre. Ce retour à létat initial (relaxation) est un phénomène complexe associant deux mécanismes simultanés mais indépendants et ayant des supports physiques différents. On assistera au total à : une décroissance de la magnétisation transversale Mxy, une repousse de la magnétisation longitudinale Mz, simultanées, mais seffectuant à des vitesses différentes.

14 IMAGERIEMEDICALE Le retour à létat déquilibre va ramener un excès de protons parallèles et une «repousse» de la magnétisation longitudinale Mz. Cest un phénomène rela- tivement lent (quelques centaines de ms) qui se fait selon un mode exponentiel avec une constante de temps T1 Mz = M 0 (1-e -t/T1 ) Ce retour à létat déquilibre nécessite la dissipation de lénergie correspondante vers le réseau moléculaire environnant (relaxation spin-réseau) Mz t M0M0 T1 LA RELAXATION LONGITUDINALE :

15 IMAGERIEMEDICALE A larrêt de limpulsion RF, la magnétisation transversale Mxy continue à tourner dans le plan OXY, tout en diminuant très rapidement dintensité. Cette décroissance est rapide (quelques dizaines de ms), de type exponentiel, avec une constante de temps T2 Mxy = M 0.e -t/T2 La décroissance de Mxy est liée surtout au déphasage des protons du fait des interactions entre eux (relaxation spin-spin) Mxy t M0M0 T2 LA RELAXATION TRANSVERSALE :

16 IMAGERIEMEDICALE Valeurs de T1 pour B 0 = 1T pour B 0 = 1,5 T LCR:2500 ms3000 ms Graisse : 180 ms 200 ms Subst. Grise : 500 ms 750 ms Subst. Blanche : 350 ms 500 ms LA RELAXATION : Valeurs de T2 pour B 0 = 1T pour B 0 = 1,5 T LCR: 200 ms 200 ms Graisse : 90 ms 90 ms Subst. Grise : 90 ms 90 ms Subst. Blanche : 75 ms 75 ms

17 IMAGERIEMEDICALE FISFIS FIS FID En tournant dans le plan OXY, la magnétisation transversale Mxy provoque lapparition, dans une bobine placée dans ce même plan, dun courant électrique induit, oscillant, de fréquence ω : signal de précession libre (FIS). Mxy diminuant très rapidement dintensité, lintensité du courant induit diminue de manière parallèle, selon une courbe appelée FID* fournissant une valeur approchée de T2 appelée T2* ( le déphasage des protons est perturbé par les hétérogénéités du champ B 0 et T2* est nettement plus petit que T2) * FID = Décroissance de la précession libre LA RELAXATION TRANSVERSALE : O X Y

18 IMAGERIEMEDICALE π / 2 ππππππππ ECHO LA SEQUENCE DE SPIN-ECHO Cette séquence débute par une impulsion π /2 qui amène laimantation dans le plan transversal. Du fait des hétérogénéités de champ, le déphasage des protons se fait plus ou moins rapidement. Après un intervalle de temps, une impulsion π est appliquée dans le plan OXY, fournissant une image « en miroir » du déphasage, suivie dun rephasage progressif des protons avec « repousse » de la magnétisation transversale, qui passe par un maximum au temps 2 avant de décroître de nouveau : cest ce pic de signal qui fournit lécho.

19 IMAGERIEMEDICALE LA SEQUENCE DE SPIN-ECHO Le temps décho TE sépare le début de limpulsion π /2 du recueil du signal (écho) Le temps de répétition TR sépare 2 séquences dimpulsions π /2 On enregistre ainsi des « trains » déchos successifs par des séries dimpulsions π /2 (« des séries de TR »), suivies dimpulsions π Impulsion π /2 FID ECHO Impulsion π /2 Impulsion πTRTE

20 IMAGERIEMEDICALE LA SEQUENCE DE SPIN-ECHO L'intensité de lécho est dépendante du T1, du T2, et du nombre de protons excités (densité de protons ), dans le tissu concerné. Des recettes permettent de favoriser le contraste en T1 ou en T2 : Plus TR est court, moins la relaxation longitudinale (repousse de Mz) est complète selon les tissus. Seuls les protons ayant relaxé avant la 2 eme impulsion π /2 fournissant un signal, celui-ci sera dépendant du T1 (il est dit pondéré en T1) Plus TE est long, plus lintensité de lécho est affectée par la perte de cohérence de phase entre les protons, fournissant un signal pondéré en T2. Avec un TR long et un TE très court, le signal est largement dépondéré en T1 et en T2, et dépend essentiellement de la densité de protons.

21 IMAGERIEMEDICALE LE CONTRASTE DE LIMAGE T1 long T2 long T1 court T2 long T1 long T2 court T1 court T2 court T1 moyen T2 long T1 moyen T2 court T1 long T2 moyen T1 court T2 moyen T1 moyen T2 moyen T1 long T2 long T1 court T2 long T1 long T2 court T1 court T2 court T1 moyen T2 long T1 moyen T2 court T1 long T2 moyen T1 court T2 moyen T1 moyen T2 moyen TE court, TR court TE long, TR long T1 long T2 long T1 court T2 long T1 long T2 court T1 court T2 court T1 moyen T2 long T1 moyen T2 court T1 long T2 moyen T1 court T2 moyen T1 moyen T2 moyen T1 long T2 long T1 court T2 long T1 long T2 court T1 court T2 court T1 moyen T2 long T1 moyen T2 court T1 long T2 moyen T1 court T2 moyen T1 moyen T2 moyen Effet T1 minimum Effet T2 maximum Effet T1 maximum Effet T2 minimum

22 IMAGERIEMEDICALE LE CONTRASTE DE LIMAGE T1 long T2 long T1 court T2 long T1 long T2 court T1 court T2 court T1 moyen T2 long T1 moyen T2 court T1 long T2 moyen T1 court T2 moyen T1 moyen T2 moyen T1 long T2 long T1 court T2 long T1 long T2 court T1 court T2 court T1 moyen T2 long T1 moyen T2 court T1 long T2 moyen T1 court T2 moyen T1 moyen T2 moyen TE court, TR court TE long, TR long T1 long T2 long T1 court T2 long T1 long T2 court T1 court T2 court T1 moyen T2 long T1 moyen T2 court T1 long T2 moyen T1 court T2 moyen T1 moyen T2 moyen T1 long T2 long T1 court T2 long T1 long T2 court T1 court T2 court T1 moyen T2 long T1 moyen T2 court T1 long T2 moyen T1 court T2 moyen T1 moyen T2 moyen Effet T1 minimum Effet T2 maximum Effet T1 maximum Effet T2 minimum

23 IMAGERIEMEDICALE B 0 = 1 T RF 42,58 MHz LA LOCALISATION DU SIGNAL : Dans un champ magnétique uniforme de 1 T, lorsquon applique une onde RF à 42,58 MHz, tous les protons du volume vont entrer en résonance et tous les vecteurs daimantation vont basculer en même temps.

24 IMAGERIEMEDICALE - B 0 + RF 42,58 MHz LA LOCALISATION DU SIGNAL : Si, par contre, on fait varier le champ magnétique de façon linéaire (gradient de champ), de telle sorte quun seul plan soit dans un champ de 1 T, lorsquon applique londe RF à 42,58 MHz, seuls les protons de ce plan vont entrer en résonance. En appliquant successivement des gradients de champs dans les trois plans, on peut définir un voxel (volume élémentaire) dont seuls les protons vont entrer en résonance.

25 IMAGERIEMEDICALE VOLUME PLAN LIGNE VOXEL LA LOCALISATION DU SIGNAL :

26 IMAGERIEMEDICALE LACQUISITION DE LIMAGE : Le gradient Gz qui permet de sélectionner la coupe choisie (gradient de sélection) nest appliqué que pendant la durée de limpulsion RF. RF Gz Signal π /2 Choix de la coupe O X Y Après application de Gz A la fin de cette impulsion, les moments magnétiques de tous les protons de tous les voxels de la coupe sont synchrones et en phase.

27 IMAGERIEMEDICALE RF Gz Signal π /2 Choix de la coupe LACQUISITION DE LIMAGE : On applique alors un gradient Gy dans la direction OY : les protons qui sont dans la zone de champ la plus élevée précessent plus rapidement, faisant apparaître un décalage entre les différentes «lignes» du plan OXY. RF Gz Gy Signal π /2 π Choix de la coupe Codage de phase Gy O X Y Après arrêt de Gy A la fin de cette application, les protons se remettent en précession à la fréquence initiale, mais ceux qui avaient pris de lavance la conservent et on observe un décalage de phase entre les lignes du plan OXY (gradient de codage de phase)

28 IMAGERIEMEDICALE RF Gz Gy Signal π /2 π Choix de la coupe Codage de phase LACQUISITION DE LIMAGE : Pendant la lecture de lécho, on applique un gradient Gx le long de laxe OX (gradient de lecture), qui entraîne une augmentation de la fréquence de précession dans les «colonnes» du plan OXY où le champ est le plus intense. RF Gz Gy Gz Signal π /2 π TE Echo Choix de la coupe Codage de phase Codage de lecture Gx O X Y Pendant la lecture Au moment du recueil de lécho, chaque voxel de la coupe est donc caractérisé, par une fréquence ω, une phase φ, et par lamplitude de lécho qui en provient.

29 IMAGERIEMEDICALE TRANSFORMEE DE FOURIER Un signal périodique sinusoïdal est représenté par une fonction du temps t donnant lamplitude a : a = A.sin(b.t) (caractérisation temporelle) Il est également défini par son amplitude maximale A et par sa fréquence N = b/ 2 π (caractérisation fréquentielle) a t t a A N a t A N Une somme de signaux sinusoïdaux peut donc être représentée par un graphique donnant lamplitude maximum en fonction de la fréquence.

30 IMAGERIEMEDICALE TRANSFORMEE DE FOURIER Le Théorème de Fourier indique que tout phénomène périodique de fréquence N peut se décomposer en une somme de fonctions sinusoïdales de fréquences N, 2N, 3N,…,nN. Cela signifie que lon peut représenter ce phénomène par un graphique de A = f(N). t a A N Lopération mathématique permettant de passer de la représentation temporelle [a=f(t)] à la représentation fréquentielle [A=f(N)] est la transformée de Fourier.

31 IMAGERIEMEDICALE LESPACE DE FOURIER Lacquisition de limage utilise un double codage par la fréquence et par la phase pour coder la direction selon laxe des X et laxe des Y. La reconstruction de limage nécessite une double transformée de Fourier dans ces mêmes directions. Ceci se fera grâce à une étape intermédiaire appelée plan ou espace de Fourier : il sagit dun espace mathématique virtuel (espace des k) dans lequel sont acquises les données brutes dans le domaine fréquentiel. Lacquisition, en écho de spin, se fait ligne par ligne, la passage dune ligne à lautre étant obtenu par incrémentation du gradient de codage de phase Gy. Le gradient de phase Gy permet de se déplacer verticalement dans la coupe, donc sur lespace de Fourier. A chaque nouvelle séquence π /2 (à chaque TR), il est incrémenté et on change de ligne. Il faut donc réaliser autant dimpulsions π /2 (autant de TR) quil y a de lignes de matrice dans le sens du codage de phase. Le gradient de fréquence Gx (gradient de lecture) permet de se déplacer horizontalement et donc de remplir la ligne sélectionnée par le gradient de phase

32 IMAGERIEMEDICALE LESPACE DE FOURIER Données brutes. Codage de phase Codage de lecture ( fréquence ) Gy

33 IMAGERIEMEDICALE PROPRIETES DE LESPACE DE FOURIER Les données sont acquises de façon séquentielle devant couvrir tous les points : le double balayage séquentiel représente la trajectoire de lacquisition des données dans le plan de Fourier. Le plan de Fourier est symétrique : il existe une symétrie de conjugaison entre les données brutes composant les quatre quadrants de lespace k (les points d'un demi-plan représentent les données en miroir par rapport à l'autre demi-plan) Le tout est dans la partie : chaque point de l'espace k contribue à limage toute entière, la traduction de ce point dans limage dépendant de sa position dans lespace de Fourier.

34 IMAGERIEMEDICALE LESPACE DE FOURIER La périphérie de lespace de Fourier contient les points dont les signaux sont de plus faible intensité et de haute fréquence spatiale, cest à dire les informations sur la résolution spatiale. Le centre de lespace de Fourier contient les points dont les signaux sont les plus intenses (en amplitude), correspondant à des basses fréquences spatiales : ce sont les informations sur le contraste.

35 IMAGERIEMEDICALE LESPACE DE FOURIER La périphérie de lespace de Fourier contient les points dont les signaux sont de plus faible intensité et de haute fréquence spatiale, cest à dire les informations sur la résolution spatiale. Le centre de lespace de Fourier contient les points dont les signaux sont les plus intenses (en amplitude), correspondant à des basses fréquences spatiales : ce sont les informations sur le contraste.

36 IMAGERIEMEDICALE QUEL EST LE PROBLÈME ? Ce temps dacquisition, en écho de spin, est très (trop) long Il faut pouvoir, en pratique clinique : Diminuer le temps dacquisition Diminuer le temps dacquisition Augmenter la résolution ( Np ) Augmenter la résolution ( Np ) Avec le meilleur rapport signal/bruit Avec le meilleur rapport signal/bruit EXISTE-T-IL UNE (DES) SOLUTION(S) ? Le temps dacquisition dune coupe () dépend : Le temps dacquisition dune coupe (Tacq) dépend : Du temps de répétition () qui sépare Du temps de répétition (TR) qui sépare 2 séquences dimpulsions /2 Du nombre dimpulsions nécessaires pour remplir le plan de Fourier (nombre de lignes dans le sens du codage de phase ) Du nombre dimpulsions /2 nécessaires pour remplir le plan de Fourier (nombre de lignes dans le sens du codage de phase Np)


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