signal, relaxation, localisation, contrastes, techniques
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19/01/2015
Centre Hospitalier de l’Université de Montréal
L’imagerie par Résonance Magnétique
Gilles Beaudoin PhD
Introduction• L’imagerie par résonance magnétique (IRM) est de plus en plus utilisée comme outil de diagnostique en radiologie.
• Encore à un stade « jeune » d’évolution
• De nouvelles techniques et applications se développent continuellement
19/01/2015
Historique
• Les images étaient assez pauvres...
19/01/2015
Historique
• Les équipements étaient gros et peu performants...
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Historique
• Par rapport à aujourd’hui:
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Historique
• Les nouveaux appareils sont esthétiques et puissants
IRM 101
• D’où vient le signal?• C’est quoi un spin echo?• C’est quoi un echo de gradient?• C’est quoi la relaxation?• Comment fait-on pour localiser le signal?• Comment on met tout cela ensemble pour faire une acquisition?• Comment les contrastes fonctionnent?• L’IRM fonctionnelle : contraste et acquisition
Le signal IRM
Le signal IRM• Qu’est-ce qui se passe durant un examen
IRM?
• Comment ça marche?
Les noyaux et le spin• Le spin magnétique et ses effets sont centraux
à l’Imagerie par Résonance Magnétique.– Le spin est une des caractéristiques quantiques de
la matière nucléaire– L’atome d’hydrogène est l’élément le plus prévalent
et le plus simple : le proton.– L’IRM utilise les caractéristiques magnétiques de
l’hydrogène pour générer une image– Avantages de l’hydrogène:
• L’hydrogène fait partie de la molécule d’eau et du gras. Ceci en fait l’élément le plus prévalent du corps humain.
• L’hydrogène est le noyau ayant le le signal RMN le plus intense de tous les éléments
• Le spin est souvent associé à la rotation du proton, de la même façon que :– La rotation d’une bille de billard– La rotation de la terre autour de son axe– La rotation d’une toupie
• Bien que ces objets peuvent tourner à différentes vitesses, le spin nucléaire d’un noyau est toujours le même. C’est une propriété unique du noyau. La seule variation est la direction de l’axe.
• Le spin est important car c’est la source du signal de résonnance. Un noyau ayant un spin est toujours magnétique.
Les noyaux et le spin
• Notre modèle associe le spin à la rotation d’une sphère.
• Classiquement, une charge en rotation à la surface de cette sphère génère un champ dipolaire magnétique dont la force est alignée avec l’axe de rotation et correspond au moment magnétique.
• Mais ceci est seulement une analogie!
Les noyaux et le spin
Les noyaux et le spin• En réalité, la théorie chromodynamique
quantique (les quarks) stipule que les charges sont résultantes du magnétisme nucléaire.
• À comparer au proton, le neutron n’a aucune charge mais il possède un spin! Il est aussi considéré utile en résonance magnétique (NMR).
• L’IRM n’est pas décrit par les spins individuels, mais par l’effet collectif de tous les spins en jeux. C’est pourquoi les descriptions classiques habituelles fonctionnent si bien, sans faire trop d’effort à triturer la réalité.
Les noyaux et le spin• Plusieurs unités physiques n’ont aucune
direction, seulement une amplitude : la masse, la température etc.
• Le spin et le magnétisme eux ont une direction en plus de leur amplitude.
• Une excellente façon de décrire ces quantités est en utilisant les vecteurs, démontrés par des flèches
• La direction de la flèche correspond à l’orientation de la quantité vectorielle, la longueur est proportionnelle à sont amplitude.
Les noyaux et le spin• Quels noyaux peuvent être utilisés en IRM?
– Les protons et neutrons ont tous deux des particules atomiques ayant des propriétés de spins
– Les protons et les neutrons se mettent toujours deux et, dans le même état quantique, ils alignent leurs spins de façon antiparallèle (principe d’exclusion de Pauli)
– Les noyaux atomiques ayant un nombre impair de protons ou de neutrons ont un spin nucléaire net non nul.
• Exemples: 13C, 16F, 23Na, 31P…– Les 2/3 des isotopes naturels ont un spin nucléaire
net non nul et pourraient être utilisés en IRM– Les noyaux ayant un nombre pair de neutrons et de
protons ont un spin nucléaire net nul et sont magnétiquement neutres.
• Exemples: 16O, 12C, 4He…– Ces isotopes ne peuvent pas être utilisés en IRM
Les noyaux et le spin• Résumé
– Le spin nucléaire est une propriété intrinsèque résultant de la structure interne du noyau (quarks et gluons)
– Le spin nucléaire est la source du signal en RMN– Un noyau ayant un spin non nul est toujours
magnétique– Le spin est une quantité ayant une amplitude et une
direction et, comme pour les vecteurs, les spins peuvent s’additionner.
– Comme pour l’hydrogène, les 2/3 des isotopes naturels ont un spin nucléaire net non nul et peuvent être utilisé en RMN.
• De quelle façon la magnétisation est créé?
La magnétisation
– Pour nous aider à visualiser l’alignement des spins avec le champ magnétique de l’IRM, nous allons utiliser la représentation des noyaux par des dipôles magnétiques individuels
– L’effet mesuré ne provient pas d’un spin individuel dans le corps, mais de tout l’ensemble de spins
– L’ensemble est la somme de tous les spins dans un élément de volume, un voxel. Le voxel peut être un petit cube dont le côté pourrait par exemple faire 1mm.
• Pour un voxel donné, l’effet est créé par le résultat de la somme de tous les spins individuels
La magnétisation
– Sans champ magnétique externe, les spins sont orientés aléatoirement
– L’effet des spins se cancellent les uns les autres
– La magnétisation résiduelle est nulle, le voxel semble être non-magnétique.
La magnétisation• Lorsque le patient est mis
dans le champ magnétique puissant de l’appareil IRM…– Les dipôles magnétiques
s’alignent avec le champ externe.
– Mais les spins nucléaires s’alignent de façon parallèle ou anti-parallèle au champ magnétique, ce qui est une différence significative avec la représentation « classique » habituelle.
La magnétisation• Dans le champ statique, le rapport entre le nombre de
spin up et de spin down n’est pas 50/50, sinon les spins se cancelleraient encore.
• Les spins en excès s’additionnent pour nous donner une magnétisation M de l’ensemble
• La magnétisation est très faible (paramagnétique), à comparer au magnétisme du fer (ferro-magnétique)
• Dans un milieu sans champ magnétique, l’énergie correspondant au spin up est la même que celle du spin down.
• Lorsque le voxel est plongé dans un champ magnétique, les deux niveaux d’énergies se séparent, le niveau spin down est légèrement plus énergétique que le niveau spin up
• La nature préférant être au minimum d’énergie, l’état spin up sera favorisé
• L’excédent est régie par la physique thermo dynamique et obéi à la loi de Boltzman
• C’est cet excédent qui résulte en la magnétisation du milieu
La magnétisation
La magnétisation• De combien est cet excédent?
Il dépend de:– La densité des protons– La force du champ magnétique externe– La température
• À la température du corps et à 1Tesla, l’excédent est de ~6 spins par 1,000,000 ou 0.0006% ou 6ppm.
• Mais il y a beaucoup de protons!
• On en compte 6.7 x 1019 dans 1mm3 d’eau, nous donnant un excédent de 4x1014.
La magnétisation• Résumé
– Lorsqu’un corps est plongé dans un champ magnétique, il acquiert une légère magnétisation le long des lignes de champs
– La source de la magnétisation sont les spins présent dans les tissus. Les spins sont alignés avec le champ magnétique mais avec une distribution presque aléatoire de up et de down
– La majorité des spins se cancellent les uns avec les autres. Ce n’est que le léger excédent de spins qui créera une magnétisation du voxel.
La précession• Si la matière nucléaire réagissait de la même
manière que le modèle du dipôle magnétique, le vecteur correspondant au moment magnétique s’alignerait parfaitement avec le champ magnétique externe.
• Une chance pour nous, la réalité est différente. C’est l’axe de quantification Iz qui s’aligne, et le moment magnétique nucléaire µ fait un angle
cos() = h/2 mz/Izpar rapport à cet axe.
La précession• Cet angle induit une interaction, ou un couple, entre les
deux forces magnétiques.• Cette interaction est similaire à celle entre une toupie qui
tourne rapidement sur elle-même et le champ gravitationnel. On observe que la toupie, même si elle n’est pas parfaitement verticale, ne tombera pas, mais plutôt tournera en faisant un cône autour de l’axe correspondant au champ gravitationnel.
• Ce type de mouvement est appelé « précession »
Precession
• La force de rotation est le couplage entre le champ magnétique externe et le moment magnétique du noyau.
BF
B
F
BF
Front view Top view
La précession• C’est le mouvement de nos
spins, de la même façon que la toupie, les spins tournent autour de l’axe du champ magnétique formant un cône.
• La vitesse de cette rotation dépend :– Du type de noyau– De la force du champ
magnétique appliquée
La précession• En RMN, la fréquence de rotation est décrite
par l’équation ou la fréquence de Larmor: = B
– est le facteur gyromagnétique et est une caractéristique unique du noyau considéré
– Dans le champ terrestre, les spins d’hydrogènes précessent à ~ 2,000Hz
– À 1,5 Tesla, la fréquence de Larmor est de 63MHz
– Le champ magnétique étant connu, la fréquence de Larmor des protons est aussi très bien connue et le système MR est ajusté en conséquence
Precession
• Noyaux utiles
nucleus relative
(MHz/T) sensitivity1H 42.575 1.000
13C 10.705 0.01619F 40.054 0.830
23Na 11.262 0.09331P 17.235 0.066
La précession• Dans un champ homogène, tous les spins précessent à la
même fréquence autour du champ magnétique externe mais leur orientation, ou leur phase est complètement aléatoire.– Les composantes longitudinales
s’additionnent– Les composantes
transversales se cancellent
• La magnétisation nette M sera selon l’axe Z seulement, c’est l’état fondamental
• Aucun signal est détecté
La précession• Résumé
– Dans un champ magnétique, les spins précessent autour de l’axe du champ.
– La fréquence de rotation dépend :• de la force du champ magnétique• du noyau en considération
– Les spins up et down sont en équilibre avec un léger excédent qui crée une magnétisation le long de l’axe Z
– Les spins précessent avec une phase aléatoire, la composante transversale XY est cancellée
Le signal• Dans leur état fondamental, les spins
précessent autour de l’axe du champ magnétique externe, créant une magnétisation constante du corps.
• La nature de l’IRM est de défléchir la magnétisation de cet état d’équilibre en interférant avec l’équilibre des spins d’une façon ciblée
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Génération du signal
• À l’équilibre, M est aligné avec B0 et aucun signal est mesurable directement car tout est statique la force électromotrice est égale au taux de changement du flux électromagnétique dans une antenne réceptrice
= -t
M
V=0V=0
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Génération du signal
• Pour mesurer M, une composante transversale Mxy doit être induite...
Mxy
V(t)
V(t) Mxy cos(t)
MMz
Le signal• Comment briser l’équilibre des spins?
– Une méthode est des stimuler via une onde magnétique qu’on appelle onde radio fréquence ou onde RF
– L’onde RF agit comme une aimant en rotation– Pour que l’onde RF interfère correctement
avec nos spins, elle doit tourner à la même vitesse
– Cette condition est obéi si la fréquence de l’onde RF correspond à la fréquence de résonance : la fréquence de Larmor.
Le signal• Quel est l’effet d’un onde RF?
– Pour un même temps d’application de l’onde RF, plus son énergie est importante, plus la rotation sera élevée.
– L’angle de rotation est appelé l’angle de nutation (flip angle)
– Tous les angles sont possibles, l’angle dépend de
• L’amplitude de l’onde RF• Du temps d’application
de l’onde RF
M B0
B1
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Génération du signal
•B1 est orienté dans le plan transversal xy et en rotation à la fréquence angulaire de Larmor o
M subira un deuxième torque qui le tourne vers le plan xy L’angle de la rotation dépend de l’intensité et du temps d ’application de B1
M B0
B1
Le signal• Pour nos spins, c’est tout
l’ensemble qui bascule • Pour un pulse de 90°, la
magnétisation sur le plan transverse est la même que la magnétisation originale, avant l’application de l’onde RF
• La magnétisation longitudinale devient nulle.
Le signal• La magnétisation transverse agit comme une
aimant en rotation• Si nous mettons une boucle de fil tout près, un
courant y sera induit, de la même façon qu’une dynamo de bicyclette.
Le signal• Le courant dans la boucle est le signal NMR• Plus la magnétisation transverse est importante, plus le
signal sera fort.• Le signal s’estompe assez rapidement• Le signal s’appelle « signal d’induction libre » (Free
induction Decay, FID)
Le signal• Résumé:
– L’axe des spins up et down s’alignent avec le champs magnétique externe
– Il existe un léger excédent de spin up, correspondant à l’état d’énergie la moins élevée
– L’excédent donne une magnétisation nette non-nulle– Une onde RF ajustée à la fréquence de résonance
permet de basculer la magnétisation– Suivant une nutation de 90°, la magnétisation est
entièrement sur le plan transverse– La magnétisation transverse tourne à la fréquence de
résonance et induit un courant dans une boucle
La relaxation• Après l’interférence causé par le pulse RF, les spins
reviennent tranquillement à leur état d’équilibre– La magnétisation transverse retourne à zéro– La magnétisation longitudinale revient à sa valeur maximale
• Ces retours à l’équilibre s’appellent les relaxations T1 et T2
temps
T1T2
La relaxation• La relaxation transverse est plus rapide que la
relaxation longitudinales• Les deux processus sont des exponentielles
(solution des équation différentielles de Bloch) caractérisés par les paramètres T1 et T2
• Après un pulse de 90°:Mz = Mz(équilibre) ( 1 – exp(-temps/T1))Mxy = Mxy(temps 0) exp(-temps/T2)
La relaxation• La relaxation est un
processus dynamique. La majorité de la relaxation se fait au début
Après un temps T, la magnétisation a récupéré à 63% de sa valeur à l’équilibre. 2T donne 86%, 3T 95%, tandis qu’à 5T nous sommes essentiellement à l’équilibre
La relaxation• La vitesse de relaxation longitudinale T1:
– Différents tissus ont différents T1, central au contraste en IRM
• À se rappeler:– Les gras ont un T1 court– Les liquides ont un T1 long
• Le T1 dépend aussi du champ magnétique
La relaxation• Pourquoi?
– T1 est le produit d’une interaction des spins avec le milieu
– L’échange se fait principalement entre les spins des protons et les molécules dont le mouvement correspond à la fréquence de résonance.
– Dans les fluides, la mobilité moléculaire de l’eau est très grande, leur fréquence est distribué très largement, peu de molécules sont à la fréquence de larmor
– Dans les milieux plus visqueux comme les lipides, les molécules sont beaucoup plus grosses et tournent plus lentement. Il y a plus de molécules à la bonne fréquence
La relaxation• On utilise la différence de
T1 entre les tissus pour obtenir un contraste en IRM
• Du point de vue diagnostique, les tissus pathologiques ont une différente concentration en eau que les tissus sains environnant, donc une constante de relaxation T1 différente qui peut être observé dans une image MR
La relaxation• Résumé:
– Après une interférence par une onde RF, les spins retournent vers l’équilibre
– La magnétisation longitudinale revient à l’équilibre en quelques secondes
– La relaxation de la magnétisation longitudinale suit une loi exponentielle caractérisé par le facteur T1
– T1 dépend du tissus, permettant un contraste entre ces tissus par l’IRM
– La source de la relaxation est l’échange de spins entre le proton et le milieu (lattice)
La relaxation• Après l’application d’une
onde RF de 90°, la magnétisation transverse résultante génère le signal MR
• Le signal s’estompe rapidement, la magnétisation transverse est perdue, les spins ne sont plus en phase– Tout de suite après le
pulse, les spins sont tous en phase et agissent en cohérence pour produire le signal
– Après un certain temps, les spins perdent leur cohérence
La relaxation• Encore une foi, la
relaxation est un processus dynamique. La majorité de la relaxation se fait au début
Après un temps T, la magnétisation est à 37% de sa valeur originale. 2T donne 14%, 3T 5%, tandis qu’à 5T la magnétisation transverse est essentiellement toute perdue
La relaxation• T2 est aussi
spécifique aux tissus
• À se rappeler:– Les gras ont un T2 court– Les liquides ont un T2 long
• Le T2 dépend très peu du champ magnétique
La relaxation• En plus d’être sous l’effet des interactions spins
milieu, la relaxation transversale est plus rapide que celle longitudinale car elle dépend d’un processus supplémentaire: l’interaction spin-spin
• L’interaction spin-spin est l’échange de spins entre deux protons avoisinant, perdant la cohérence de phase.
La relaxation• On utilise la différence
de T2 entre les tissus pour obtenir un contraste en IRM (on verra comment plus tard)
La relaxation• Résumé
– Immédiatement après la stimulation par une onde RF, les spins retournent progressivement à leur état de base
• L’équilibre entre le spins up et down est rétabli, l’excès de spin up génère la magnétisation longitudinale
• Les spins perdrent leur cohérence de phase et la magnétisation transverse est perdue
• La relaxation transverse suit une loi de décroissance exponentielle caractérisé par la constante T2
• T2 est spécifique aux tissus et contribue au contraste de l’image
La relaxation
L’écho de spin• La perte de la magnétisation transversale observée est plus rapide que ce qu’on
peut expliquer par les échanges de spins, le FID s’estompe à un temps effectif T2* plus court.
• Pourquoi?– Le champ magnétique vu par les protons n’est pas exactement le même partout, ces
inhomogénéités viennent en partie de l’appareil, mais principalement des champs magnétiques induits par les molécules et atomes avoisinants
– Pour une position donnée, ces différences de champs sont statiques, ie elles sont constantes dans le temps
– La différence de champ fait que certains spins tournent plus rapidement ou plus lentement, augmentant le déphasage des spins transverses
– L’effet T2* étant statique, la cohérence n’est pas perdue à tout jamais
L’écho de spin
• Une analogie est un groupe de coureurs.– Au début de la course,
ils sont tous alignés à la ligne de départ
L’écho de spin
– Durant la course, les compétiteurs vont à des vitesses différentes et l’alignement se perd
L’écho de spin
– Disons qu’après un certain temps T, on demande à nos coureurs de faire demi-tour i.e., de tourner de 180° et de continuer à courir à la même vitesse
L’écho de spin
– Après le même temps T, nos coureurs reviennent à la ligne de départ
« en phase »
L’écho de spin• En IRM nous ne
pouvons pas faire faire ce demi-tour à nos spins de la même façon
• Mais si on impose une onde RF de 180°– Les spins sont
retournés comme une omelette, l’ordre des spins est inversé
– La direction de rotation reste la même
– La direction de rotation reste la même
– Les spins les plus rapides (1) rattrapent les spins les plus lents (3)
L’écho de spin• Les spins hors phases reviennent en phase et un
nouveau signal MR est généré: l’écho de spin• Le pulse de 180° est appliqué à un temps après le
pulse de 90°.
• Le signal d’écho de spin augmente et atteint son maximum après le double du temps ()
• Ce temps est appelé le temps d’écho TE
• Après avoir atteint le maximum, le signal d’écho de spin s’estompe encore une fois
L’écho de spin
• Règle générale: T2*<T2<T1
• Il est difficile de mesurer la force du signal provenant du FID, les échos sont les signaux préférés pour l’imagerie
• On peut multiplier les pulses de 180° pour obtenir une séquence multi-écho
• Plus le temps d’écho est long, plus le signal est petit
• Le signal de spin écho décroît à la vitesse T2*, tandis que son amplitude maximale elle décroît à la vitesse T2
L’écho de spin• Résumé
– Le FID décroît en un temps caractéristique T2* très court causé par les inhomogénéité statique de champ magnétique
– On peut retrouver ce signal en appliquant un pulse de 180°. Le signal est appelé écho de spin
– En appliquant plusieurs pulses de 180°, nous pouvons générer plusieurs échos, aussi longtemps que la relaxation T2 continue
– Règle générale: T2*<T2<T1– Il est difficile de mesurer la force du signal provenant
du FID, les échos sont les signaux préférés pour l’imagerie
L’écho de gradient• Une autre façon de générer un écho souvent
utilisée en imagerie MR est l’écho de gradient• Qu’est ce qu’un gradient?
– Nous modifions l’intensité du champ magnétique de façon contrôlé en lui superposant un champ qui varie linéairement selon une direction donnée
– La fréquence de précession étant proportionnelle au champ, les spins tourneront à des vitesses différentes selon leur position
– Le gradient accélèrera l’effet du déphasage des spins
L’écho de gradient• Le gradient (-) est appliqué
immédiatement après le pulse RF et déphase les spins de façon artificielle. Le FID s’estompe plus rapidement que dans les conditions normales
• En renversant la polarité du gradient (+), les spins seront remis en phase
• Le temps d’écho TE correspond au maximum du signal qui est produit lorsque l’intégrale du gradient (+) est égale à l’inverse de l’intégrale du gradient (-), ce qui annule l’effet
• C’est ce qu’on appelle l’écho de gradient
L’écho de gradient• En écho de gradient, le temps d’écho TE doit être beaucoup
plus rapide que pour l’écho de spin car le signal s’atténue à la vitesse T2* qui est beaucoup plus rapide que T2.
• L’écho de gradient est une technique beaucoup plus rapide que l’écho de spin
• Pour généré l’écho de gradient, l’angle de nutation est habituellement plus petit que 90°. L’avantage de cette approche est un signal plus fort ainsi qu’un temps d’acquisition plus rapide
L’écho de gradient• Résumé
– Un écho de gradient est généré en combinant deux gradients de polarité inverse l’un à la suite de l’autre
– Le temps d’écho doit être court car l’écho doit être généré à l’intérieur du FID
– La technique écho de gradient est plus rapide que l’écho de spin
La localisation• Nous avons un écho soit de gradient ou de spin,
mais comment déterminer d’où vient le signal?• Une méthode est de varier le
champ magnétique dans l’espace. Les spins auront donc des fréquences de précessions différentes à différentes positions. Le signal MR est maintenant localisé
• Facile à dire, plus difficile à faire– Commençons par le concept le
plus facile : la sélection de tranche
La localisation• On a vu que les gradients
modifie le champ magnétique selon un direction spécifique
• Un gradient est généré dès qu’un courant circule dans un conducteur. L’orientation du champ est inversée lorsque le courant est inversé
• En IRM, des paires de boucles sont utilisées dans les directions X, Y et Z. Les boucles ont le même courant mais dans le sens opposé. La première boucle augmente le champ magnétique, tandis que la deuxième le réduit
La localisation• Comme nous avons déjà
vu, normalement le champ magnétique est uniforme partout et tous les protons sont à la même fréquence de résonance.
• Lorsqu’on utilise un gradient, le champ magnétique augmente et diminue linéairement à partir du centre. Les spins tournent soit plus lentement ou plus rapidement, ils sont à des fréquences de résonance différentes
La localisation• Comment déterminer la
position d’une tranche?
– Soit par exemple une tranche transversale XY, perpendiculaire à l’axe Z
La localisation• Pour sélectionner une
tranche, nous appliquons un gradient simultanément au pulse RF. Ce gradient est appelé « gradient de sélection de tranche » (Gs)
• Le champ magnétique est à sa valeur initiale B0 à un point seulement, z0. Si le pulse RF est à la fréquence 0, seulement les spins à z0seront excités.
• La position de la tranche peut être modifié en ajustant la fréquence de l’onde RF.
La localisation• Nous avons une tranche mais sans
épaisseur. La tranche serait extrêmement fine et le signal serait trop faible.
• Pour épaissir la tranche, le pulse RF est modulé à une certaine largeur spectrale (bandwidth) 0 autour de la fréquence centrale ce qui va exciter une tranche d’épaisseur z0
• L’épaisseur de la tranche peut être modifiée en gardant la largeur spectrale constante et en modifiant le gradient. – Un gradient plus puissant fera des
tranches plus minces• À l’extérieur de cette tranches, les
spins sont hors résonance, et ne seront pas excités.
La localisation• Les gradients peuvent être
utilisés indépendamment ou de façon combinée.
• Ceci permet d’exciter des tranches dans toutes les directions, ce qui est un avantage majeure de l’IRM
La localisation• Résumé
– À l’aide des gradients, nous pouvons positionner une tranches dans toutes les directions
– Le gradient de sélection de coupe nous permet de générer une tranche, une région où les spins seront en résonance
– Hors de cette tranches, les spins ne seront pas affectés par le pulse RF
La localisation• Comment faire pour extraire une image de notre tranche?• En IRM, l’image n’est pas acquise directement: des
données brutes sont acquises d’où les images sont calculées.– Les images sont formées de
multiples éléments appelés PIXEL (picture element) pour former une matrice d’image
– Chaque pixel a un certain ton de gris
– Les pixels de l’images représentent les voxels de la tranche
– Plus une image a de pixels, meilleure seront les détails. Plus de pixels et/ou voxels reflètent une meilleure résolution
La localisation• Une image typique est
une matrice de pixels de 256x256, chacun ayant son propre ton de gris
• Ceci correspond à 65,536 voxels
• Comment faire pour obtenir une valeur pour chaque voxel individuel?
La localisation• Commençons par essayer de
générer une seule ligne au lieu de toute une image 2D
• Le signal peut être différencié comme suit:– Lors de l’acquisition du signal
d’écho, nous imposons un gradient dans la direction voulue
– Les spins auront une précession dont la fréquence augmentera le long de l’axe qu’on appelle axe d’encodage en fréquence.
– Le gradient associé s’appelle le gradient d’encodage en fréquence (Gf)
La localisation
• L’écho mesuré sera le mélange de toutes ces fréquences. À la résolution de 256 voxels, l’écho est le mélange de 256 fréquences!
• Comment est-ce que cela nous aide?
La localisation• Il existe un outil
mathématique qui permet d’extraire la contribution de chaque fréquence au signal total, la transformée de Fourier.
• Chaque fréquence est associée à une position sur la ligne, et l’intensité déterminera le ton de gris du pixel
La localisation• Pour le deuxième axe, tous les
voxels d’une même colonne ont la même fréquence, nous devons utiliser une autre méthode pour différentier les lignes
• Dans le temps entre le pulse RF et l’écho, nous imposons un autre gradient de façon momentanée dans l’axe perpendiculaire à l’axe de fréquence. Durant le gradient, les spins précessent à des vitesses différentes dépendant de la position. Lorsque le gradient est éteint, les spins auront un déphasage directement proportionnel à leur position
• Ce processus s’appelle l’encodage de phase, et le gradient associé le gradient d’encodage de phase (Gp)
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• La phase: on impose un second gradient defaçon momentanée pour induire un déphasagequi dépend de la position selon cet axe et del’intensité du gradient.
avant après
La Localisation
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• La fréquence (ou de lecture) : on impose undernier gradient lors de la lecture de lafréquence ce qui induit un changement de lafréquence de résonance dépendant de laposition le long de cet axe.
Gradient fréquenceseulement
Gradients fréquenceet phase combinées
La Localisation
La localisation• Nous pouvons utiliser la transformée de Fourier
pour extraire les déphasages à une différence près:– Pour notre matrice de 256x256, nous devons imposer
256 valeurs de déphasage différents– Il y aura donc 256 répétitions de l’encodage de phase
La localisation• La matrice des
données brutes est remplie de lignes d’échos et échantillonnée à période régulière
• La matrice des données brutes est appelé l’espace k (notion venant de la physique des ondes)
La localisation• L’espace k:
– Espace fréquence et phase– Se transforme en une image par la transformé de
Fourier
La localisation• L’espace k:
– Les axes correspondent à des fréquences spatiale
– Les basses fréquences étant au centre, les hautes fréquences en périphérie
– L’axe horizontal central correspond à un pattern vertical, l’axe vertical central à un pattern horizontal. Entre tout ça, nous avons les patterns obliques
– Les valeurs correspondent à l’intensité de chacune des fréquences
La localisation• L’espace k:
– Si on masque le centre de l’espace k, on remarque que:
• Le centre de la matrice correspond aux basses fréquences: les structures grossières de l’images ainsi que le contraste
• La périphérie de la matrice correspond aux hautes fréquences: les fins détails, les contours et les transitions, essentiellement rien du contraste
La localisation• Résumé
– La technique d’imagerie MR ne fait pas l’acquisition directe de l’image, mais de données fréquentielles brutes.
– Pour localiser les voxels individuels, on utilise un encodage en fréquence et en phase
– La matrice de données brutes est appelé espace-k – Les fréquences de l’espace k correspondent à un
patterns de lignes– L’image est calculée via une transformé de Fourier de
l’espace k selon les 2 dimensions
La séquence d’acquisition• Nous avons maintenant tous les éléments pour
comprendre une séquence d’acquisition en IRM– Par exemple, pour une séquence en écho de spin, le
diagramme d’une séquence d’acquisition est comme suit:
• Un pulse RF de 90° suivit d’un pulse de 180° pour générer un écho de spin au temps TE
• Ce noyau de séquence est répété à tous les TR, aussi longtemps qu’il faut pour remplir l’espace k
• La durée totale de l’acquisition TA est donnée par:
– TA = Np x TR
La séquence d’acquisition– Simultanément au pulse
RF de 90°, nous avons un gradient Gs de sélection de tranche
– Un gradient négatif de direction opposé est appliqué pour remettre en phase les spins qui ont été déphasé par le gradient Gs
– Lors du pulse de 180°, nous avons un autre gradient afin que le pulse n’affecte que les spins déjà excités
La séquence d’acquisition– Le gradient d’encodage de
phase est allumé brièvement pour imposer un déphasage sur les spins
– Pour une matrice de 256 lignes, le noyau de la séquence est répété 256 fois avec un gradient de phase de plus en plus grand
– Ceci est décrit pas une multitudes de lignes horizontales positives et négatives
La séquence d’acquisition– Finalement, le gradient
d’encodage en fréquence est appliqué
– Un gradient supplémentaire est auparavant appliqué afin de s’assurer que les spins sont en phase au centre de l’acquisition pour avoir un maximum de signal
La séquence d’acquisition• Pour accélérer l’acquisition, plusieurs tranches peuvent être
acquises dans le même TR car si les tranches sont assez séparées les unes des autres, elles sont à des fréquences différentes et n’interfèrent pas entre elles
La séquence d’acquisition• Les séquences rapides telle l’écho de gradient permet de
créer une acquisition 3D dans une temps raisonnable.• Il suffit d’ajouter un deuxième encodage de phase le long de
l’axe de sélection de tranche • Nous aurons besoin d’une troisième transformée de Fourier
pour reconstruire cet axe• Le volume de l’excitation est
appelé « slab » tandis que les coupes sont appelées « partitions »
• La durée totale de l’acquisition • sera de:
– TA = Npartitions x Nphases x TR
La séquence d’acquisition• La séquence Flash en
écho de gradient (Fast Low Angle SHot)– Lorsque le TR est très
court, nous avons une magnétisation transverse résiduelle
– La séquence Flash utilise le steady state de la magnétisation longitudinale, la magnétisation transverse résiduelle est détruite par des gradients puissants
La séquence d’acquisition• Des données acquises,
nous pouvons créer des vues intéressantes pour le diagnostique
Les contrastes• La séquence spin écho et le contraste
– Qu’est-ce qui détermine le contraste?• Différents tissus ont des magnétisation transverses
différentes• Lorsque le signal est intense, l’image montre un
pixel brillant, un signal faible, un pixel plus foncé– Qu’est-ce qui détermine l’intensité du signal?
• En premier nous avons la densité protonique: plus il y a de protons qui contribueront à la magnétisation, plus il y aura de signal.
• Plus important pour le diagnostique, nous avons aussi l’effet les différentes constantes de relaxations T1 et T2 des tissus sur le contraste
Les contrastes• TE et TR
– L’écho de spin est généré un temps TE après le pulse de 90°
– Le noyau doit être répété Np fois. La répétition se fait à un intervalle TR
• Quel est l’effet du choix de ces temps sur le contraste?
Les contrastes• Contraste en densité
protonique (PD)– Le diagramme montre 3 tissus
ayant des temps de relaxations T1 et T2 différents
– La relaxation longitudinale commence immédiatement après le pulse RF de 90°
• Les tissus retrouvent leur magnétisation longitudinale à des vitesse différentes
• La valeur maximale correspond à la densité protonique (le nombre de protons par unité de volume)
• Après le temps TR, l’application du pulse de 90° transforme la magnétisation longitudinale en une magnétisation transverse et génère un signal d’intensité différente
• Si nous choisissons un TR assez long, l’intensité du signal dépendra principalement de la densité protonique
Les contrastes• Si nous générons un
écho avec un TE le plus court possible afin de minimiser l’effet T2, nous aurons un contraste PD
• En réalité, le TR est rarement plus long que 2 ou 3 secondes, ce qui veut dire que les tissus ayant des T1 très longs (CSF) ne sera pas complètement récupéré
Le contraste PD:TR long - 2,5 sTE court – 15 ms
Plus la densité protonique d’un tissus est élevé, plus il sera brillant
Les contrastes• Le contraste T2
– Si nous gardons le TR long, qu’advient-il du contraste si nous choisissons aussi un TE long?
– Après le long TR, la magnétisation est essentiellement PD.
• Lorsque le TE augmente, le signal décroît et perd le contraste PD.
• À TE encore plus long, les courbes divergent et le contraste est dominé par le facteur de relaxation T2
Les contrastes• Les images montrent le
contraste pour un TE de plus en plus long
• Le TE optimal d’une image pondéré par T2 est la valeur moyenne des T2 des tissus en considération, ~80 à 100ms pour la matière blanche et grise
• Si le TE est trop long, le signal disparaît dans le bruit
• Avec une séquence à double écho, nous pouvons acquérir une image PD et T2 dans le même temps d’acquisition
Comparaison des images à contrastes T2:TR long – 2,5 sTE en incrémentation
Le CSF, ayant un long T2, apparaît brillant dans une image pondérée T2
Les contrastes• Le contraste T1:
– Si nous sélectionnons un TR court:
• Le T1 n’a pas le temps de récupérer complètement
• Le signal sera beaucoup plus faible et le contraste décroîtra en augmentant le TE
• Le TR court cancellera l’effet de pondération protonique, le TE court cancellera l’effet de la relaxation T2, le contraste proviendra principalement de la relaxation T1 des tissus
Les contrastes• Les images montrent le contraste
pour un TE de plus en plus long• Nous obtenons un bon contraste T1
pour un TE court. Pour les TE plus long, le contraste et le signal est diminué
• Le TR optimal d’une image pondéré par T1 est la valeur moyenne des T1 des tissus en considération, ~400 à 600ms pour la matière blanche et grise à 1.5 Tesla
• Les tissus mous différent très peu en densités protoniques mais leur relaxations T1 sont très différentes
Comparaison des images à contrastes T1:TR court – 500 msTE en incrémentation
Le CSF, ayant un long T1, apparaît foncé dans une image pondérée T1
Les contrastes• Résumé
– Il existe 3 combinaisons importantes des temps TE et TR, nous donnant 3 contrastes différents:
• Contraste T1 (TR court, TE court)
• Contraste T2 (TR long, TE long)
• Contraste PD (TR long, TE court)
– En spin écho, l’effet de T1 et T2 sont inversés:
• Les tissus ayant un long T1 apparaissent foncé dans une image à pondération T1
• Les tissus ayant un long T2 apparaissent brillants dans une image à pondération T2
Les contrastes• Les types de contrastes
suivant peuvent être accomplis par une séquence en écho de gradient au lieu d’écho de spin– Contraste T1:
• TR court (40-150ms)• TE court (5-10ms)• Angle moyen à grand (40° à
80°)– Contraste T2*:
• TR long (500ms)• TE relativement long (18-40ms)• Angle petit (5° à 20°)
– Contraste PD:• TR long (500ms)• TE court• Angle petit (5° à 20°)
Comparaison de contrastes utilisant l’acquisition FLASH
Les contrastes• La saturation spectrale des
graisses– Les molécules de graisses
ont un déplacement fréquentiel de ~3.4 ppm (220Hz à 1.5Tesla)
– Nous pouvons saturer le signal de ces molécule en appliquant un pulse RF ajusté à cette résonance
– Les protons déjà excités ne pourrons pas contribués à l’image
Les contrastes• Le signal des graisses est atténué,
– Amélioration du contraste entre les tissus – Réduction des artefacts de mouvement
Autres séquences d’acquisitions• EPI• Diffusion• TrueFisp (bFFE)• Non cartésien, eg spirale • Propellor• Imagerie parallèle
19/01/2015
• Effet des gradients de localisation dans l’espace des déphasages … l’espace k :
fréquence
phas
e
Gf
Diagramme d’une séquence écho de gradient 2D standard
xGxk xx
Séquences d’acquisitions
19/01/2015
L’équipement spécialisé EPI permet d’imposerles gradients très rapidement. Ceci nous donnele temps de parcourir tout l’espace fréquence-phase après une seule excitation de tranche.Il existe plusieurs façon de remplir cet espace:
Méthode ‘BLIP’ (séquence standard Siemens)
Séquences d’acquisitions EPI
19/01/2015
Séquences d’acquisitions EPI
19/01/2015
Méthode ‘ZIG ZAG’
Méthode ‘SPIRALÉE’
Séquences d’acquisitions EPI
19/01/2015
Répétition de N tranches pour couvrir tout le cerveau Habituellement, 28 tranches contiguës de 5mm d’épaisseurs L’acquisition se fait soit entrelacée ou séquentielle Profil des tranches est loin d’être parfait!
Séquences d’acquisitions EPI
19/01/2015
Séquentielle: les tranches sont acquises l’une à la suite de l’autre
problèmes important de « crosstalk » entre les tranches
N 1 2 3 4 … N-2 N-1 N
tem
ps
…
…
Séquences d’acquisitions EPI
19/01/2015
Entrelacée: les tranches impaires sont acquises en premier, suivie des tranches pairs
réduit les problèmes de « crosstalk » entre les tranches si le TR n’est pas trop rapide
Parfois besoin d’une correction d’intensité aux TR rapides
N 1 2 3 4 … N-2 N-1 N
tem
ps
…
…
…
Séquences d’acquisitions EPI
19/01/2015
• IRM standard– Gradients de 15 mT/m– Temps de monté de 1 ms
temps moyen pour l’acquisition rapide d’une tranche 1 sec
• IRM EPI– Gradients de 25 mT/m– Temps de monté de 0.3 ms
temps moyen pour l’acquisition rapide d’une tranche 0.09 sec
• Nouvel IRM– Gradients de 40 mT/m– Temps de monté de 0.2 ms
temps moyen pour l’acquisition rapide d’une tranche 0.04 sec
IRM fonctionnelle
19/01/2015
Suivant une excitation cérébrale, la région activée provoque une « demande » en énergie. Cette demande induit une augmentation locale du flux sanguin. Cette réponse hémodynamique peut être caractérisée par une fonction de type Laurentzienne:
temps
excitation
t0
IRM fonctionnelle
19/01/2015
IRM fonctionnelle
19/01/2015
Oxyhémoglobine Dé oxyhémoglobine
Susceptibilité + élevéeSusceptibilité - élevée
IRM fonctionnelle
19/01/2015
Effet de la différence de susceptibilité magnétique en IRM:Différence dePerméabilité
9.5x10-6
~ 10-6
20000x10-6
AirEau
OxyhémoglobineDé oxyhémoglobine
GdDTPA
PerméabilitéRelative
1.00000040.9999909
diamagnétiqueParamagnétique
1.0020000
IRM fonctionnelle
19/01/2015
Mxy
Effet T2*
IRM fonctionnelle
Sans stimulation
Avec stimulation
IRM fonctionnelle