La reconstruction des images IRM

L’Appareillage de l’IRM

  Les IRM se scindent en deux types : l’IRM fermé et l’IRM ouvert. Les IRM fermés qui sont les plus connus, les plus répandus et les plus utilisés à l’heure actuelle [1]. Les premiers modèles de ce type étaient conçus avec des tunnels de 60cm de diamètre et de 2m de long. Mais de nos jours, la plupart d’entre eux possèdent des longueurs qui varient autour de 1.60m. L’IRM ouvert, qui s’améliore de jour en jour, a fait son apparition après l’IRM fermé. Il est consacré à l’imagerie vétérinaire et à certains sujets ne pouvant pas bénéficier de l’IRM classique. L’IRM a une structure très complexe. Pour les IRM fermés, on retrouve le tunnel de l’aimant dans lequel on introduit le patient. Il a des fonctions de conforts (comme l’éclairage, la ventilation,…) et des moyens de communication entre le personnel médical et le patient (microphone et enceintes). Son diamètre varie légèrement selon les constructeurs et les modèles mais mesure en moyenne 60cm. Les composants représentant l’imageur à résonance magnétique sont : l’aimant, les bobines de gradient, les bobines RF.

L’aimant

  L’aimant est au cœur du fonctionnement de l’appareil IRM. Son rôle est de produire le champ magnétique principal appelé Bo qui est constant et permanent. L’unité de mesure de la puissance du champ magnétique de l’IRM est le Tesla (T). En 2007, dans le domaine de l’imagerie médicale, les intensités de champs magnétiques utilisées sont comprises entre 0,1 et 3 Tesla. En fonction de l’unité du Tesla, on trouve trois types de champs à savoir : un bas champ inférieur à 0,5 T, un champ moyen compris entre 0,5 et 1 T et un haut champ supérieur à 1 T [2].Il faut surtout noter qu’il est important d’avoir un champ magnétique élevé, permanent et homogène afin d’avoir des images de qualités meilleures. Concernant l’homogénéité du champ, les fabricants ont mis au point des bobines appelées bobines shim ou bobines correctrices.Ces qualités sont recherchées parmi les trois types d’aimants disponibles sur le marché à savoir l’aimant permanent, l’aimant résistif et l’aimant supraconducteur. De nos jours c’est l’aimant supraconducteur qui est le plus répandu

Le blindage des ondes radiofréquences

  Il est assuré par la cage de Faraday constituée d’un maillage de cuivre qui recouvre presque toutes les parois de la salle de l’aimant et il est étanche aux ondes RF. Cependant cette cage n’est visible qu’au niveau de la vitre de contrôle (aspect sombre du verre) et le cadre de la porte (de petites lamelles de cuivre), les plaques de cuivres étant cachées dans les murs, le plafond et le sol, son rôle :
 Il empêche les ondes RF produites par le système de sortir de la salle de l’aimant,
 IL empêche les ondes RF extérieures (produites par tout appareil électronique et objets métalliques en mouvement) d’entrer dans la salle d’examen.Dans toutes les salles IRM, il existe ce que l’on appelle un panneau de pénétration. C’est un lieu de passage du circuit de refroidissement et des câbles transportant les informations entre la salle de l’aimant et le local technique, celui-ci fait un trou dans la cage de Faraday. Cependant ce passage est spécialement conçu pour ne laisser passer aucune onde RF. En outre, il existe un autre type de cage de Faraday. Miniaturisée, elle n’est utilisée que rarement pour certaines acquisitions notamment l’exploration des membres inférieurs, afin d’éviter l’artéfact de repliement (Aliasing) du membre controlatéral. Ce dernier est entouré par une petite cage de Faraday et ne peut donc répondre aux impulsions de radiofréquences. De nouvelles parades technologiques et des solutions d’anti-repliements rendent son utilisation très sporadique.

Le blindage de champ magnétique

  Il a pour rôle de rapprocher les lignes de champ au plus près de l’aimant et notamment de faire rentrer la ligne de 0,5 mT dans la salle d’examen. On parle de la « ligne des 0,5 mT » ou « des 5 Gauss ». C’est la limite au-delà de laquelle il y a dysfonctionnement ou dérèglement d’un pacemaker. Il existe deux types de blindages de champ magnétique selon les appareils :
 un blindage passif : c’est un ensemble de poutrelles d’acier ou de fer doux, entourant l’aimant. Ce dispositif est très lourd ;
 un blindage actif : c’est un bobinage métallique inversé placé aux deux extrémités du bobinage de champ principal Bo. Au passage du courant électrique dans les spires inversées, il se produit un contre-champ magnétique dont les lignes de champ viennent s’opposer à celles de Bo. Le périmètre du champ magnétique est appelé champ magnétique résiduel. La taille du champ magnétique résiduel dépend de la puissance du champ magnétique et du fait que le système estblindé ou non. Pour un IRM de 1,5 T non blindé, un champ supérieur à 0,5 mT s’étend jusqu’à près de 12 mètres de l’isocentre et de 9,5 mètres de part et d’autre de l’aimant (il est à noter que la cage de Faraday n’a aucune action de blindage contre le champ magnétique). Avec blindage ce champ est réduit à 4 mètres de l’isocentre et 2,5 mètres de part et d’autre de l’aimant. En raison du contre-champ du blindage actif, le champ magnétique est plus intense à l’entrée du tunnel et sous les capots qu’au centre de l’appareil (les intensités peuvent être presque doublées). Cette propriété peut être cause de vertiges et de sensations de fourmillement à l’entrée du tunnel lors de l’émission des ondes de radiofréquence, dues à de petits courants de Foucault induits dans certaines structures nerveuses. Il est important de respecter lesconsignes de sécurité et ne pas former de “boucle” avec les membres ce qui augmenterait l’intensité de ces courants et pourrait provoquer des brûlures ou/et de grands étourdissements.

Les bases physiques de la RMN

  La résonance magnétique nucléaire (RMN) consiste à étudier les modifications d’aimantation des noyaux d’une substance sous l’action conjointe de deux champs magnétiques : un champ magnétique principal statique et élevé (Bo) et un champ électromagnétique tournant ou onde de radiofréquence (B1 ou RF). Le noyau d’hydrogène, constitué d’un proton, possède des propriétés magnétiques. On peut représenter le moment magnétique sous la forme d’un vecteur en rotation sur lui même : ceci caractérise le spin du proton. A l’état de repos, ces vecteurs ont une orientation aléatoire. La résultante magnétique de l’ensemble est donc nulle. Soumis à un champ magnétique intense appelé Bo, les spins s’orientent dans l’axe du champ, soit dans le même sens (“parallèle”), soit dans le sens contraire (“antiparallèle”).

La réception du signal de RMN par l’antenne

  Durant la séquence de saturation récupération, l’aimantation est basculée de 90°. Le signal de précession libre reçu FID (FID : Free Induction Decay) de fréquence ωo dépend entre autres de la densité de protons, du temps de relaxation longitudinal et du temps de répétition. L’enveloppe du FID permet d’apprécier et de quantifier la décroissance du signal. Dans un champ parfaitement uniforme et pour une solution homogène, l’enveloppe est une exponentielle décroissante dont la constante de temps est le temps de relaxation T2. Dans ce cas particulier, la gamme des fréquences (de Larmor) est relativement étroite puisqu’elle n’est due qu’à l’action du champ local et le déphasage sera plus lent conduisant à une décroissance relativement lente du FID. Mais en réalité, la non uniformité du champ magnétique principal est responsable de l’élargissement de la gamme de fréquences conduisant à un déphasage plus important et une décroissance rapide du FID. En général, les effets sur le signal du champ local sont alors complètement masqués par la non uniformité du champ magnétique principal. Or nous avons vu que le FID est en fait constitué de plusieurs composantes fréquentielles correspondant à une gamme plus ou moins large des fréquences de Larmor. Pour passer du signal global du FID à ses composantes fréquentielles, il faut alors utiliser la transformée du signal appelé transformée de Fourier.La transformée de Fourier décompose le FID en ses composantes fréquentielles et présente leur amplitude relative en fonction de la fréquence. Le passage du signal de précession libre à sa transformée de Fourier conserve tous les paramètres physiques du phénomène:
 la fréquence centrale correspondant au sommet de la courbe est la fréquence de précession de Larmor,
 la surface sous la courbe est proportionnelle à l’amplitude initiale du FID et par voie de conséquence proportionnelle à la densité nucléaire,
 la largeur à mi-hauteur qui est égale à 1/T2 est reliée au temps de relaxation transversal. Nous noterons que lorsque T2 diminue la largeur augmente. Le signal RMN est enregistré après les différentes étapes du codage spatial. Ce signal doit être numérisé (par convertisseur analogique-numérique) puis traité de façon numérique pour former une image. Le signal RMN est stocké dans un tableau (une matrice) appelé espace K. Les données de l’espace K (ou plan de Fourier, espace fréquentiel) permettront ensuite de constituer une image 2D grâce à une transformée de Fourier 2D inverse.

Les différentes images fantômes

  Dans notre travail, il faut d’abord comprendre ce qu’on appelle les images fantômes. Ce sont des images de références qui servent d’aide au diagnostic et thérapie au médecin. L’image fantôme a été d’abord utilisée en tomodensitométrie c’est-à-dire les images CT appelées autrement la tête de Shepp Logan. Auparavant, elles avaient comme but la simulation et la reconstruction des images de la tête des patients. Mais avec la découverte de l’espace k et les améliorations des techniques numériques, ces images fantômes sont appliquées à l’IRM. Pour ce fait, on utilise pratiquement dans ce manuscrit des images fantômes digitaux normales (comme le montre la figure II.1) [3] et aussi des images fantômes qui présentent des lésions nommées sclérose multiple. Nous avons utilisé un fantôme qui est ici une base de données de synthèse qui permet de construire des données IRM. Ces fantômes sont relativement simples par rapport à la complexité du cerveau. Depuis quelques années, le centre d’Imagerie Cérébrale de l’Institut Neurologique de l’Université McGill `a Montréal, a mis à la disposition de la communauté des chercheurs le fantôme dénommé Brainweb, qui est devenu une référence très utilisée pour valider les algorithmes de segmentation du cerveau. Le modèle anatomique du fantôme consiste en un ensemble de volumes représentant des degrés d’appartenance aux différents tissus constituant l’image IRM (matière branche (MB), matière grise (MG), liquide céphalorachidien(LCR), peau, crâne, graisse, etc.). La construction du fantôme est fondée sur un ensemble de 27 volumes IRM de taille 181 × 127 × 181 voxels par volume et de haute résolution (1mm3 / voxel). Ces images ont été recalées et un volume IRM a été créée par moyennage de ces 27 volumes recalés. Les  voxels du volume moyen, ont été étiquetés par un neuroradiologue en MG, MB, LCR, graisse, etc.Bien que l’interface nous fournisse des images fiables, il est nécessaire de savoir comment ces fantômes sont générés, autrement-dit quelles sont les séquences qui sont à l’origine de ces fantômes.

Les séquences IRM

  La résonance magnétique nucléaire est à la base de l’IRM. Le principe est le suivant : Les protons de l’eau sont les principales cibles détectés, car l’eau est le principal constituant des tissus biologiques. En fait, ce sont de loin les protons de l’eau qui génèrent les signaux les plus intenses, mais les intensités au sein des images IRM sont déterminées par la relaxation des protons de l’eau vers l’équilibre, après une excitation par des ondes radiofréquences (RF).Ce comportement de relaxation est fonction de l’environnement macromoléculaire des protons de l’eau et peut par conséquent varier de tissu à tissu. Ainsi, le contraste entre les tissus en IRM est de nature intrinsèque. Les contrastes peuvent être modulés en variant le timing dutrain d’impulsions RF appliqué. Habituellement, on s’arrange pour mettre en exergue l’effet de l’un ou l’autre des phénomènes gouvernant la relaxation des protons : l’effet T1 ou relaxation “longitudinale” et l’effet T2 ou relaxation “transversale”. De ce fait, les images sont dites soit pondérées T1, soit pondérées T2 [4]. Dans cette partie nous expliquerons les séquences de bases de l’IRM à savoir celle de l’écho de spin et de l’écho de gradient ainsi que la séquence inversion-récupération. Nous parlerons également du contraste obtenu par les images IRM, de l’effet sur le contraste de l’inversion-récupération, la relation entre Tr, l’angle de bascule et l’aimantation longitudinale en écho de gradient. La séquence en IRM est essentiellement composée :
 d’une impulsion RF d’excitation, nécessaire au phénomène de résonance magnétique,
 Des gradients qui vont permettre le codage spatial (2D ou 3D), et dont l’agencement va déterminer la manière dont est rempli l’espace K,
 Une lecture du signal, qui peut combiner un ou plusieurs types d’échos (écho de spin, de gradient, stimulé…) déterminant le type de contraste (influence plus ou moins importante des temps de relaxation T1 et T2).

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Table des matières

Sommaire
Dédicace
Remerciements
Liste des abréviations
Liste des figures
Liste des tableaux
Résumé (Abstract)
Introduction générale
Chapitre I. Les bases physiques de l’IRM
I.1. Introduction
I.2. L’appareil IRM
I.2.1. L’aimant
I.2.1.1. L’aimant permanent
I.2.1.2. L’aimant résistif
I.2.1.3. L’aimant supraconducteur
I.2.2. Les correcteurs de champ magnétique
I.2.2.1. Le shim passif
I.2.2.2. Le shim actif
I.2.3. Les Bobines de gradients de champs magnétiques
I.2.3.1 Caractéristiques des gradients
I.2.4. Les antennes RF
I.2.4.1. Les antennes volumiques
I.2.4.2. Les antennes surfaciques
I.2.4.3. Les associations d’antennes
I.2.5. Les blindages
I.2.5.1. Le blindage des ondes de radiofréquence
I.2.5.2. Le blindage de champ magnétique
I.3. Les bases physiques de la RMN
I.3.1. Mouvement de précession et fréquence de Larmor
I.3.2. La phase d’excitation
I.3.3. La relaxation
I.3.3.1. La relaxation longitudinale (T1)
I.3.3.2. La relaxation transversale (T2)
I.3.4. La réception du signal de RMN par l’antenne
I.3.5. La de construction d’image
I.3.6. La conclusion
Chapitre II. La reconstruction des images IRM
II.1. L’introduction
II.2. Les différentes images fantômes
II.3. Les séquences IRM
II.3.1. La séquence écho de spin
II.3.1.1. Le rôle du temps de répétition Tr
II.3.1.2. Le rôle du choix du temps d’écho Te

II.3.2. La séquence inversion-récupération
II.3.2.1. La séquence FLAIR
II.3.2.2. La séquence STIR
II.3.3. La séquence Echo de gradient
II.3.4. La séquence spoiler-flash
II.4. La pondération en reconstruction d’image
II.4.1. La pondération en séquence écho spin
II.4.2. La pondération en séquence écho de gradient
II.5. Aperçu sur les différentes séquences
II.6. La transformée de Fourier
II.7. Les lésions cérébrales
II.8. Problème rencontrés en examens
II.9. Conclusion
Chapitre III. La simulation
III.1. Introduction
III.2. Les généralités du brainweb
III.2.1. Le principe de fonctionnement du Brainweb
III.2.2. La définition de la sclérose
III.2.3. Les paramètres d’artéfacts
III.2.4. Les paramètres des tissus de référence
III.3. Les séquences étudiées
III.3.1. La séquence écho de spin
III.3.2. L’interprétation de la séquence écho de spin
III.3.3. La séquence écho de gradient (EG)
III.3.4. L’interprétation de la séquence écho de gradient
III.4. Conclusion
Conclusion générale et perspectives
Références bibliographiques

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