L`Imagerie par Résonance Magnétique

L’Imagerie par Résonance Magnétique
Bruno Quesson
[email protected]
Résonance Magnétique Nucléaire (RMN)
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Principe : utiliser les propriétés d’aimantation des noyaux des atomes d’Hydrogène pour imager les
tissus biologiques
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Mise en œuvre : utilisation d’un aimant statique puissant B0
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Création d’un état d’équilibre magnétique -> apparition d’une aimantation macroscopique notée « M0 »
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Perturbation de cet état d’équilibre à l’aide d’un second champ magnétique B1, oscillant à la
pulsation ω0 = γB0 , γ est le rapport gyromagnétique
(constante physique liée au noyau, ex γ(1H) = 267.106 rad/Tesla)
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L’aimantation M0 bascule autour de B1 d’un angle α, qui dépend de l’amplitude de B1
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Aussitôt après l’arrêt de la perturbation B1, on observe un retour progressif à l’état d’équilibre
magnétique initial (alignement avec B0)
–
L’aimantation revient s’aligner avec B0 en décrivant une mouvement spiralé autour de l’axe parallèle à
B0, avec la fréquence ω0. C’est un « mouvement de précession libre »
–
Ce retour est décrit par 2 temps caractéristiques : T1 et T2
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T1 est le temps de relaxation longitudinal (retour vers l’alignement avec B0)
T2 est le temps de relaxation transverse (disparition du signal dans le plan transverse)
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Les équations de Bloch décrivent l’évolution du mouvement dans le plan transverse et suivant l’axe
longitudinal
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Seule la composante de l’aimantation transverse donne un signal détectable à l’aide d’une antenne
radiofréquence.
Formalisme mathématique
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L’axe parallèle à B0 est noté l’axe « z » ou axe longitudinal
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L’évolution de l’aimantation Mz est décrit par une fonction exponentielle du type
z
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Exemples :
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z
z
z
Mz(t) = M0 – [ M0 – Mz(0)].exp(-t/T1)
après une impulsion B1 d’angle 90°, Mz(0)=0, ce qui conduit à : Mz(t) = M0 [1-exp(-t/T1)]
après une impulsion B1 d’angle 180°, Mz(0)=-M0, ce qui conduit à : Mz(t) = M0 [1-2exp(-t/T1)]
L’aimantation dans le plan transverse décrit un mouvement de spirale amortie
Cette aimantation est décrite par le formalisme des nombres complexes
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L’axe horizontal dans le plan transverse est l’axe des réels
L’axe vertical du plan transverse est l’axe des imaginaires
Ceci conduit à :
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MT(t) = MT(0).exp(-t/T2).exp(iω0t)
Si à t=0, toute l’aimantation M0 est disponible, Mt(0) = M0
Si on ne laisse pas à l’aimantation le temps de revenir à son état d’équilibre avant de la
perturber à nouveau (par l’application d’une impulsion B1), MT(0) < M0 et on crée une
saturation partielle du signal (ou totale si t <<<T1)
Quelques remarques
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L’antenne qui recueille le signal capte l’ensemble des petits signaux élémentaires de
tous les protons qui reviennent vers leur état d’équilibre magnétique
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Ce signal varie au cours du temps et son amplitude est donnée par l’équation MT(t).
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Si dans l’échantillon placé dans l’aimant, il existe plusieurs types de molécules
contenant des protons (exemple eau et lipides) qui oscillent à des fréquences légèrement
différentes (de quelques hertz par rapport à 64 MHz pour un champ magnétique de
1.5T), alors il est possible de les distinguer en effectuant une opération mathématique
sur le signal observé. Cette opération est une transformation de Fourier, qui substitue à
l’axe des temps un axe de fréquences.
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Les signaux de l’eau et des lipides pourront ainsi être distingués facilement. Il sera
notamment possible de quantifier le contenu respectif d’eau et de lipides en mesurant les
surfaces respectives des pics individuels.
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Cependant, avec cette technique il est impossible de distinguer 2 molécules d’eau
provenant de deux régions différentes, puisque celles-ci oscillent à la même fréquence
Obtention d’une image : Imagerie de Résonance Magnétique
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Comme les molécules de même nature (ex eau) oscillent à la même fréquence
(ν0=ω0/2π), l’idée est de les forcer à osciller à des fréquences différentes (et
déterminées par l’expérimentateur) en fonction de leur position
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Ceci est réalisé à l’aide de Gradients de champ magnétiques, par exemple sur les 3 axes
du repère cartésien lié à B0 : Gx, Gy et Gz
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Dans ces conditions, ω0 dépend de x (y ou z) et le signal recueilli s’exprime (à une
dimension) par une transformée de Fourier spatiale
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Le signal est mesuré dans le plan de Fourier, puis l’image est obtenue en appliquant une
transformation de Fourier inverse
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Grâce à l’utilisation de gradients de champs magnétiques, il est possible de :
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–
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Sélectionner une tranche de l’objet
Créer n’importe quelle trajectoire dans le plan de Fourier (cartésienne, spirale, radiale,
etc.), puisque la position dans ce plan est donnée par la surface (mathématiquement une
intégrale) du gradient d’amplitude G appliqué pendant un temps T.
De faire de l’imagerie 3D, en réalisant un codage avec des gradients dans 3 directions
orthogonales de l’espace. Bien sûr, cela nécessite une transformation de Fourier à 3
dimensions
Séquence d’acquisition
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Un chronogramme décrit l’ensemble des événements qui se déroulent au cours du
temps:
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pour l’excitation (impulsion B1 d’angle α) et la réception du signal
Pour les différents axes perpendiculaires des gradients de champ magnétiques
TR
B1
Te
t
Gs
t
Gp
t
Gr
t
Espace de Fourier (« k-space ») et image
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z
z
z
Les 2 espaces sont décrits par le même nombre de pixels
L’extension du plan de Fourier (kmax-kmin) est inversement proportionnel à la taille du
pixel de l’image
La densité des points (écart entre 2 points successifs) dans l’espace de Fourier est
inversement proportionnel au champ de vue FOV
Mathématiquement : N . δk . δx = 2π , où
–
–
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N est le nombre de pixels (dans la dimension x ou y)
δk est le pas d’échantillonnage du plan de Fourier
δx est le pas d’échantillonnage du plan de l’image = la taille du pixel
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Le champ de vue (Field of View « FOV ») est égal à N.δx = 2π / δk
z
Le plan de Fourier est enregistré symétriquement par rapport à k=0, dans l’intervalle
[kmin = -N.δk/2 ; kmax = +(N-1).δk/2] pour mesurer l’intensité en k=0
Contrastes observés
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Les tissus ont des propriétés différentes (M0, T1, T2, T2*), donc il est possible de les
différencier en termes d’intensité, en choisissant des paramètres d’acquisition adaptés
(qui maximisent cette différence)
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Il est donc possible de faire varier fortement les contrastes entre 2 régions
anatomiquement adjacentes, à condition, qu’au moins un des paramètres caractéristique
de chaque tissu (M0, T1, T2, T2*) soit différent.
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Les intensités dans une région donnée dépendent donc des paramètres de la séquence
d’acquisition (TR, TE, α) et des caractéristiques des tissus (M0, T1, T2, T2*).
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La localisation dans l’espace se fait par l’application de gradients de champ
magnétiques, qui ne modifient pas ces contrastes
Principaux artéfacts (perturbation des images)
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Repliement : le FOV est plus petit que l’objet
–
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La TF discrète étant périodique, les partie de l’objet situées en dehors du FOV se
retrouvent dans le champ de vue. Il faut choisir un FOV suffisamment grand.
Déplacement chimique (eau-lipides)
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ν0(eau) ≠ ν0 (lipides)
z
z
z
z
Image des lipides est décalée par rapport à celle de l’eau (artéfact de 1ère espèce)
La phase de l’image des lipides est différente de celle de l’eau (artéfact de 2ème espèce)
L’image résultante n’est plus réelle mais complexe.
Inhomogénéités de B0
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Le champ magnétique n’est jamais parfaitement homogène dans l’espace :
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z
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Instrumentation imparfaite (homogénéité à « vide », sans échantillon)
Objet perturbe le champ magnétique (susceptibilité magnétique)
Conséquences : ν0(eau, x0, y0) ≠ ν0 (eau, x1, y1)
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Le signal provenant du lieu (x0,y0) est déplacé dans l’espace différemment de celui en (x1,y1). Ceci
induit une déformation de l’image qui peut être très importante
L’image de phase reconstruite présente de nombreux sauts de phase
Dans les régions où le champ magnétique varie beaucoup, la distribution des orientations des
aimantation à l’intérieur du pixel est très étalée, ce qui se traduit par un T2* très court et induit donc une
extinction rapide du signal
Comment s’en affranchir?
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Echo de gradient
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–
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Sensible à tous les artéfacts
Amplitude du signal pondéré en T2* <<<T2
Echo de spin
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Refocalise les aimantations et compense les effets d’inhomogénéité de B0
L’image de phase est constante, l’image est donc réelle
TR
Te
B1
Te/2
Te/2
t
Gs
t
Gp
t
Gr
t
Influence des mouvements
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D’après la définition de la transformation de Fourier :
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Un déplacement de l’objet induit un déphasage dans le plan de Fourier
Si on a un mouvement différent lors de l’acquisition de chaque ligne de l’espace de
Fourier, on crée un artéfact sur toute l’image.
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Détérioration partielle ou totale de l’image
Origine
Remède
•Respiration
•Battements cardiaques
Contention, apnée
Synchronisation de l’acquisition (« gating / triggering »)
Imagerie rapide-TR court (!!! Saturation, contrastes???)
Écho de navigation
•Flux sanguin
Éteindre (saturer) le signal du sang en amont de la coupe
Incontrôlés :
Hoquet (mvt réflexe), clignement des yeux,
frisson
claustrophobie, parkinson, démence, …
Post-processing ???
Difficile à corriger !!!
Imagerie parallèle pour l’imagerie rapide
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L’idée est de n’échantillonner qu’une partie restreinte du plan de Fourier (ex : une ligne
sur deux) pour gagner du temps (deux fois plus vite). Ceci crée des artéfacts de
repliement
z
Si on mesure le même espace de Fourier sous échantillonné à l’aide de plusieurs
détecteurs simultanément, il est possible de supprimer ce repliement et de recalculer une
image « dépliée »
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Deux méthodes de reconstruction existent, qui travaillent soit :
–
–
dans l’espace de l’image (reconstruction SENSE – Sensitivity Encoding)
Dans l’espace de Fourier (reconstruction SMASH et GRAPPA)
z
Ces techniques d’imagerie // permettent de réduire significativement la durée minimale
pour mesurer l’espace de Fourier. Elles permettent donc de raccourcir le temps
d’obtention d’une image.
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MAIS :
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–
–
Le SNR diminue, donc la qualité des images se dégrade
Il existe des artéfacts résiduels liés à la reconstruction des données manquantes
Le facteur maximal de réduction du temps d’acquisition est égal au nombre de détecteurs
(antennes de réception) employés
Les applications de l’IRM
Le diagnostic anatomique
z
L’organe est endommagé (traumatisme crânien, perforation de l’abdomen) ou est le
siège d’une pathologie (tumeur, …)
–
Basé sur les différences des aimantation M0 et des temps de relaxation des tissus (T1,
T2,T2*) adjacents.
pathologique
sain
cerveau
sein
Contraste T1
Avec suppression
De graisse
animal
Applications de l’IRM : Diagnostic Fonctionnel
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le tissu apparaît normal d’un point de vue anatomique, mais on suspecte un dérèglement
de sa fonction
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–
–
–
Arythmie cardiaque, contraction anormale d’une région du coeur
Perfusion : le tissu est mal (ou pas) irrigué par le sang (injection agent
contraste).Thrombose
Diffusion : détecter Accident Vasculaire Cérébral
Poumons : imagerie de l’hélium 3 hyper polarisé
coeur
angiographie
…
Diffusion cerveau
Poumons, He3
perfusion
Imagerie fonctionnelle cérébrale (IRMf)
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T2* local varie en fonction de l’oxygénation sanguine
(oxyhémoglobine/désoxyhémoglobine)
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–
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z
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z
z
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z
z
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Une tâche (motrice, visuelle, auditive,…) induit une consommation d’oxygène, donc induit
une variation locale de T2*
Détection indirecte de l’activité cérébrale
Variation faible (~2%) de l’intensité (intérêt de travailler à haut champ)
Imagerie dynamique en écho de gradient (caractérisation cinétique du phénomène)
Imagerie 3D (couverture intégrale du cerveau)
Énorme volume de données à traiter
basse résolution spatiale
Recalage des mouvements
Analyse statistique
Superposition des tâches d’activation
sur une image haute résolution
Méthodologie difficile
Communauté internationale gigantesque
Étude combinée avec PET (radioactivité) et EEG (activité électrique cérébrale)
Imagerie interventionnelle
z
Définition : « Guider une procédure thérapeutique à l’aide d’imagerie dynamique en
temps réel»
–
–
–
z
Acquisition rapide -> temps réel ???
Reconstruction temps réel
Affichage temps réel
Exemples :
-Visualiser et guider le positionnement d’un cathéter dans le cœur
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Substitution de l’IRM aux Rayons X (ionisants)
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Avantage pour le patient (notamment pour les enfants)
Réduction de l’irradiation du personnel hospitalier
-Repérer une cible et visualiser un trajet de ponction
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–
Ex : tumeur du sein, du foie, du cerveau
Contrôler le trajet de ponction (difficile pour le foie)
Imagerie de température
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z
z
z
z
Principe : ν0(eau) varie avec la T°, sur toute la gamme de l’eau liquide
Une cartographie des fréquences reflète la distribution spatiale des T°
L’image de phase reflète la distribution des fréquences donc des T°
Imagerie dynamique, 2D/3D, temps réel, en écho de gradient (artefacts!!!)
Organes cible : abdomen (foie, rein, prostate), thorax (cœur, sein), cerveau
Difficultés : mouvements, stabilité temporelle phase, susceptibilité magnétique, …
–
LA TOTALE!!!
Différence
référence
Zoom x4
Avant chauffage
Pendant chauffage
Interface logicielle
Moyens de chauffage
Laser
Radiofréquences
Ultrasons Focalisés
f
z
x
Cerveau, foie, sein,
prostate
Utilisées en clinique
Foie, rein
NON invasif
Prostate, sein
IRM de T° sur le foie de lapin (laser)
1- Positionnement
Fibre Laser
2- Imagerie de T°
• 2 Watts en continu
• Modulation du temps
d’application
IRM de T° et radiofréquences
z
Difficultés supplémentaires
susceptibilité
Ä Artéfacts : cartographie de température impossible
interférences
Résultats récents
Foie de porc
Homme
T°
DT
Suivi T2
Suivi T1
Contrôle et asservissement en temps réel (Ultrasons
focalisés)
Console
IRM
z
z
Concentration d’ondes mécaniques -> échauffement local
Non invasif (applicateur externe)
Imagerie dynamique :
Acquisition répétitive d’images sur volume d’intérêt
…
Philips
Intera 1.5T
RF, Laser, UF
Cartographies de T°
Élévation de température / °C
Contrôle de thérapie génique
12
10
8
6
4
2
0
-2
0
40
80
120
160
200
Temps / s
T°
fluorescence
Applications ultrasons focalisés sous IRM de T°
z
Ablation tumorale (sein)
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Dépôt local de médicaments
z
Contrôle de thérapie génique
Conclusion : quelle place pour les « 10 » ?
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Traitement d’images (classique):
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–
–
–
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Méthodologie IRM
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–
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Implémentation de techniques d’acquisition (séquences)
Algorithmes de reconstruction d’image correspondants
Imagerie parallèle (SENSE, SMASH, GRAPPA, UNFOLD, …)
Imagerie temps réel
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–
–
z
Analyse
Traitement (bruit, mouvement,…)
Segmentation
Extraction d’information (volume, surface, intensité en fct du temps)
Correction des artefacts (nécessité de comprendre les bases physiques)
Visualisation (2D, 3D, 4D, + temps)
Compression d’information sans pertes (énorme volume de données)
Reconstruction temps réelle
Traitement temps réel
Affichage
FUTUR proche (<5 ans) : imagerie interactive
–
Adapter les paramètres d’acquisition en temps réel à partir des mesures précédentes
z
Ex Tr, Te, position de la coupe pour suivre un organe qui bouge, …
main {printf(«Sniff, sniff, c’est fini!\n»);}