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AVERTISSEMENT Ce document est le fruit d'un long travail approuvé par le jury de soutenance et mis à disposition de l'ensemble de la communauté universitaire élargie. Il est soumis à la propriété intellectuelle de l'auteur. Ceci implique une obligation de citation et de référencement lors de l’utilisation de ce document. D'autre part, toute contrefaçon, plagiat, reproduction illicite encourt une poursuite pénale. Contact : [email protected] LIENS Code de la Propriété Intellectuelle. articles L 122. 4 Code de la Propriété Intellectuelle. articles L 335.2- L 335.10 http://www.cfcopies.com/V2/leg/leg_droi.php http://www.culture.gouv.fr/culture/infos-pratiques/droits/protection.htm

Imagerie de Diffusion par RMN

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  • AVERTISSEMENT

    Ce document est le fruit d'un long travail approuv par le jury de soutenance et mis disposition de l'ensemble de la communaut universitaire largie. Il est soumis la proprit intellectuelle de l'auteur. Ceci implique une obligation de citation et de rfrencement lors de lutilisation de ce document. D'autre part, toute contrefaon, plagiat, reproduction illicite encourt une poursuite pnale. Contact : [email protected]

    LIENS Code de la Proprit Intellectuelle. articles L 122. 4 Code de la Proprit Intellectuelle. articles L 335.2- L 335.10 http://www.cfcopies.com/V2/leg/leg_droi.php http://www.culture.gouv.fr/culture/infos-pratiques/droits/protection.htm

  • NANCY UNIVERSITE UNIVERSITE HENRI POINCARE NANCY 1

    Facult de Mdecine

    ECOLE DOCTORALE BIOLOGIE SANTE ENVIRONNEMENT

    Laboratoire de Rattachement : Laboratoire IADI "Imagerie Adaptative Diagnostique et Interventionnelle", INSERM ERI 13

    N attribu par la bibliothque

    THESE

    prsente pour lobtention du titre de

    DOCTEUR DE NANCY-UNIVERSITE, UNIVERSITE HENRI POINCARE NANCY 1

    Spcialit : Bioingnierie

    par Valrie CROISE-LAURENT

    le vendredi 31 octobre 2008

    IMAGERIE DE DIFFUSION PAR RMN :

    OPTIMISATION DES PARAMETRES ET APPLICATIONS CLINIQUES POUR LES EXPLORATIONS HEPATIQUES

    Membres du Jury : M. Denis REGENT Professeur, Nancy-Universit (Directeur de thse) M. Christophe AUBE Professeur, Universit dAngers M. Benot GALLIX Professeur, Universit de Montpellier M. Jean-Marie ESCANYE MCU-PH - HDR, Nancy-Universit Mme Harriet THOENY Professeur Associ, HDR, Universit de Bern (CH) (Prsident du jury)

  • NANCY UNIVERSITE UNIVERSITE HENRI POINCARE NANCY 1

    Facult de Mdecine

    ECOLE DOCTORALE BIOLOGIE SANTE ENVIRONNEMENT

    Laboratoire de Rattachement : Laboratoire IADI "Imagerie Adaptative Diagnostique et Interventionnelle", INSERM ERI 13

    N attribu par la bibliothque

    THESE

    prsente pour lobtention du titre de

    DOCTEUR DE NANCY-UNIVERSITE, UNIVERSITE HENRI POINCARE NANCY 1

    Spcialit : Bioingnierie

    par Valrie CROISE-LAURENT

    le vendredi 31 octobre 2008

    IMAGERIE DE DIFFUSION PAR RMN :

    OPTIMISATION DES PARAMETRES ET APPLICATIONS CLINIQUES POUR LES EXPLORATIONS HEPATIQUES

    Membres du Jury : M. Denis REGENT Professeur, Nancy-Universit (Directeur de thse) M. Christophe AUBE Professeur, Universit dAngers M. Benot GALLIX Professeur, Universit de Montpellier M. Jean-Marie ESCANYE MCU-PH - HDR, Nancy-Universit Mme Harriet THOENY Professeur Associ, HDR, Universit de Bern (CH) (Prsident du jury)

  • Remerciements

    Je tiens tout dabord remercier les membres de mon jury pour avoir accept de juger mon

    travail, en particulier mes deux rapporteurs le Professeur Christophe Aub et le Professeur

    Benoit Gallix pour leur lecture attentive et leurs conseils aviss quils me prodiguent chaque

    nouvelle tape de ma vie professionnelle.

    Je remercie galement le Docteur Harriet Thoeny et le Docteur Jean-Marie Escany pour leur

    lecture prcise de la thse et pour leurs commentaires importants pour lamlioration du

    manuscrit.

    Je tiens remercier Monsieur le Professeur Denis Rgent pour avoir accept d'tre le directeur

    de ma thse, et pour mavoir laiss le temps de pouvoir mener bien ces projets.

    Je remercie toute lquipe du laboratoire IADI ("Imagerie Adaptative Diagnostique et

    Interventionnelle", INSERM ERI 13) qui mont tour tour apport durant toutes ces annes

    leurs comptences et surtout leur enthousiasme. Parmi elles, la premire personne que je tiens

    remercier est bien entendu le Professeur Jacques Felblinger. Nous ne parlions pas

    initialement le mme langage et il a fallu apprendre se connatre, apprhender les

    exigences de lautre, et ses mthodes de raisonnement diffrentes. Je suis maintenant

    particulirement fire de pouvoir mener avec lui le projet du CIC-IT.

    Je tiens remercier les premiers membres, devenus depuis les piliers du laboratoire IADI et du

    CIC IT : Cdric Pasquier et Freddy Odille. Ils ont su mapporter leur aide toujours bienveillante

    et perspicace face des difficults qui me semblaient insurmontables.

    Je remercie Pierre-Andr Vuissoz, acteur discret mais combien comptent du laboratoire,

    pour avoir toujours rpondu prsent mes innombrables questions sur limagerie de diffusion.

    Je tenais quand mme le prvenir que la fin de la thse ne serait pas la fin des questions

    Je remercie Yannick Ponvianne dont laide et la patience ont t capitales pour le DEA. Je lui

    souhaite une grande russite dans sa nouvelle aventure professionnelle strasbourgeoise.

    Je remercie Franck Girard qui est lorigine du projet initial, il y a dj un certain temps, bien

    avant le DEA, dont les comptences et lesprit mont toujours fascin. Jespre pouvoir

    continuer travailler avec lui quel que soit le lieu ou le mode dexercice quil choisira.

  • Jai galement eu la chance de rencontrer lors de la finalisation de ce document Grgory

    Trausch qui ma beaucoup impressionne par ses comptences, son enthousiasme et sa

    disponibilit. Son aide, son soutien et ses conseils aviss mont t particulirement prcieux

    lors du sprint final. Jespre pouvoir continuer travailler avec lui, mme si ses comptences

    vont invitablement le porter vers dautres horizons.

    Je remercie galement les assistants chefs de clinique du service de radiologie adultes pour

    avoir toujours su pallier mes absences avec bonne humeur : merci Ccile, Sandrine, Pierre-

    Alexandre, Julien et bien entendu Olivier.

    Je remercie galement Damien Mandry avec qui je partage cette aventure mdico-scientifique

    depuis quelques annes chacun dans son domaine de comptences. Les discussions et les

    changes sans fin ensemble refaire le monde mont toujours t et me sont toujours

    indispensables. Une mme complicit et comprhension nous unissent dans ce parcours choisi

    mais sem dembuches qui parfois soulve bien des incomprhensions dans nos entourages

    respectifs. Alors merci pour ta prsence, ton soutien indfectible et ton oreille attentive depuis

    toutes ces nombreuses annes.

    Quatre longues annes pour parvenir crire une thse de sciences, voil le difficile labeur

    auquel jai t confront lorsque jai dcid de me lancer dans cette aventure. Mais si parfois,

    cela ma sembl long et fastidieux, jai eu la chance de faire des rencontres fabuleuses et

    surtout daccder un monde qui ntait pas le mien initialement. Cette longue aventure ma

    permis de faire des rencontres tonnantes et enrichissantes qui compltent mon parcours

    mdical.

    Le mot de la fin sera pour Cline Fournier que je remercie de tout cur pour ses comptences,

    sa disponibilit et son sens de lorganisation. Sans elle, ce manuscrit ne serait pas ce quil est.

    Outre une mise en page superbe, Cline a traqu sans relche la moindre faute dorthographe,

    de grammaire ou de syntaxe alors Mille Mercis et mon ternelle reconnaissance pour tout ce

    travail.

  • Rsum

    Limagerie par rsonance magntique nuclaire (RMN) permet lobtention dimages

    anatomiques et morphologiques de grande qualit. Il est actuellement possible grce aux

    dveloppements rcents sur les imageurs cliniques dobtenir des paramtres de fonction

    associs aux donnes morphologiques. Nous nous sommes intresss limagerie de diffusion

    par RMN pour les explorations hpatiques. Cette technique mesure les mouvements

    microscopiques de leau dans les tissus permettant lobtention dun paramtre fonctionnel

    nomm coefficient de diffusion apparent (CDA). Ces informations sont difficiles obtenir dans le

    champ dapplication tudi en raison de contraintes lies aux artfacts cardio-respiratoires.

    Aprs un rappel technique en IRM et sur limagerie de diffusion, nous nous sommes attachs

    tudier linfluence des paramtres dacquisition et de post traitement sur les valeurs mesures

    de CDA : valeur de b, taille et position de la rgion dintrt, mthode de suppression de la

    graisse, utilisation dun trigger cardiaque, dun trigger respiratoire. Nous avons ensuite tudi le

    potentiel ventuel de cette imagerie pour des applications cliniques : la quantification de la

    fibrose dans le cadre des hpatopathies et optimisation de la caractrisation des lsions focales

    hpatiques. Dans une dernire partie, nous avons corrl les donnes de limagerie de diffusion

    lhistologie, afin de mieux apprhender linterprtation de ces nouvelles donnes. Limagerie

    de diffusion a un formidable potentiel pour la dtection des lsions focales et pour la

    caractrisation lsionnelle sous rserve de raliser un protocole dacquisition et de post

    traitement strict permettant de saffranchir des artfacts de mouvements. Malgr cela les

    valeurs mesures de CDA sont soumises de trs nombreuses contraintes qui limitent encore

    actuellement son utilisation pour les applications clinique usuelles.

    Mots cls : IRM, imagerie de diffusion, foie.

  • Abstract

    Magnetic Resonance (MR) allows to obtain high quality anatomical and morphological images.

    Thanks to the recent developments on clinical systems, it is possible to add functional

    information that we associate with these morphological data. We were interested in Diffusion

    Weighted Imaging (DWI) by MR for hepatic explorations. This technique measures the

    microscopic movements of water allowing to obtain a functional parameters like the Apparent

    Diffusion Coefficient (ADC). However, this information is very sensitive to cardio-respiratory

    motions. We analysed the different MR parameters; the b value, the size and the position of the

    region of interest, different methods of fat suppression, and the benefit of a cardiac trigger

    and/or respiratory trigger. Potential of the DWI for clinical applications are the quantification of

    the fibrosis within the framework of the diffuse diseases and an optimization of the

    characterization of the hepatic focal lesions. We correlated DWI with histology, in order to

    understand the interpretation of the new information obtained. DWI has a large potential for the

    detection and characterization of the focal lesions. However, the management of motion is

    important to obtain correct ADC values. We fund many limits to use DWI for clinical routine.

    Key words : MR, Diffusion Weighted Imaging, Liver.

  • 15

    Table des matires

    Remerciements ..........................................................................................................................................7 Rsum....................................................................................................................................................11 Abstract ....................................................................................................................................................13 Table des matires...................................................................................................................................15 Liste des figures .......................................................................................................................................19 Liste des tableaux ....................................................................................................................................23 Notations et abrviations..........................................................................................................................25 Introduction ..............................................................................................................................................29

    CHAPITRE 1 : Imagerie par Rsonance Magntique et contraintes dacquisition des

    organes en mouvement ..............................................................................................37

    I. Introduction ......................................................................................................................37

    II. Limagerie par rsonance magntique ..........................................................................37

    II.1. Historique de lIRM.......................................................................................................................37 II.2. Bases physiques de lIRM............................................................................................................41

    II.2.a. La rsonance magntique nuclaire.....................................................................................41 II.2.b. Aimantation rsultante, relaxation et quations de Bloch.....................................................42 II.2.c. Formation de limage IRM .....................................................................................................43 II.2.d. Principales squences IRM ..................................................................................................47

    III. Contraintes dacquisition des organes en mouvement...............................................50

    III.1. Introduction .................................................................................................................................50 III.2. Mthodes pour saffranchir du mouvement respiratoire .............................................................51

    III.2.a. Lapne ................................................................................................................................51 III.2.b. Trigger respiratoire et cho navigator ..................................................................................51 III.2.c. Limites de ces mthodes .....................................................................................................52

    III.3. Mthodes pour saffranchir du mouvement cardiaque................................................................53 III.3.a. Le trigger cardiaque .............................................................................................................53

    III.4. Mthodes pour rduire les temps dacquisition ..........................................................................54 III.4.a. Imagerie rapide et ultrarapide ..............................................................................................54 III.4.b. Imagerie parallle.................................................................................................................55

    III.5. Autres mthodes pour saffranchir des artfacts de mouvement ...............................................62 III.5.a. La technique PROPELLER (23, 28) ....................................................................................62 III.5.b. Modlisation prdictive des mouvements physiologiques ...................................................63

    IV. Plate forme dacquisition et appareillage.....................................................................64

    CHAPITRE 2 : Phnomne de diffusion et Imagerie de diffusion............................67

  • 16

    I. Introduction ......................................................................................................................67

    II. Phnomne de diffusion.................................................................................................67

    II.1 Dfinition .......................................................................................................................................67 II.2. Historique .....................................................................................................................................68 II.3. Importance du phnomne de diffusion dans les tissus biologiques ..........................................70

    III. Imagerie de diffusion .....................................................................................................73

    III.1 Bases fondamentales...................................................................................................................73 III.2. Mthode de mesure du phnomne de diffusion par RMN........................................................74

    III.2.a. Introduction ..........................................................................................................................74 III.2.b. Mise en vidence du phnomne de diffusion par la rsonance magntique.....................74 III.2.c. Effet de la diffusion sur le signal MR....................................................................................75 III.2.d. Calcul du coefficient de diffusion et influence de la perfusion .............................................85 III.2.e. Imagerie cho planaire ........................................................................................................90

    III.3. Paramtres dacquisition de la squence de diffusion..............................................................101 III.3.a. Introduction ........................................................................................................................101 III.3.b. Paramtres non oprateurs dpendants (dpendants du systme) .................................104 III.3.c. Paramtres oprateurs dpendants...................................................................................105

    IV. Applications cliniques usuelles..................................................................................117

    CHAPITRE 3 : Imagerie de diffusion et Exploration hpatique..............................125

    I. Optimisation des paramtres dacquisition de la squence de diffusion applique

    lexploration hpatique chez les volontaires sains ........................................................125

    I. 1. Etat de lart des paramtres dacquisition et des rsultats de coefficient de diffusion apparent pour

    lexploration du parenchyme hpatique. ...........................................................................................125 I.2. Etudes des paramtres dacquisition ..........................................................................................126

    II.2.a. Matriels et mthodes.........................................................................................................126 II.2.b. Rsultats .............................................................................................................................130

    I.3. Etudes dune squence de diffusion compatible avec un trigger respiratoire ............................140

    II. Applications cliniques potentielles..............................................................................150

    II. 1. Etat de lart ................................................................................................................................150 II.1.a. Utilisation de limagerie de diffusion pour la quantification de la fibrose au cours des

    hpatopathies chroniques .............................................................................................................150 II.1.b. Dtection des lsions focales hpatiques...........................................................................158 II.1.c. Caractrisation des lsions focales.....................................................................................161

    II.2. Evaluation de la mthode dimagerie de diffusion pour lvaluation de la fibrose dans les

    hpatopathies chroniques .................................................................................................................167 II.2.a. Hpatopathies diffuses : cirrhoses......................................................................................167 II.2.b. Imagerie de diffusion pour lanalyse des lsions focales hpatiques .................................175

  • 17

    CHAPITRE 4 : Imagerie de diffusion des lsions focales hpatiques et corrlation

    histologique ...............................................................................................................181

    I. INTRODUCTION..............................................................................................................181

    II. RAPPEL .........................................................................................................................181

    II.1 Histophysiologie du foie normal ..................................................................................................181 II.2 Importance du rle de la matrice extracellulaire .........................................................................182 II.3 Le tissu cancreux ......................................................................................................................186

    II.3.a. La cellule cancreuse .........................................................................................................186 II.3.b. Le stroma tumoral ...............................................................................................................187

    III. Comparaison IRM - histologie.....................................................................................190

    Conclusion .............................................................................................................................................223 Bibliographie ..........................................................................................................................................229

  • 18

  • 19

    Liste des figures

    Figure 1 : Personnages marquants de lhistoire de la RMN. ......................................................................39 Figure 2 : Basculement du mouvement dun moment magntique dans le plan transversal par une

    impulsion RF dite 90. .......................... ...........................................................................................42 Figure 3 : Relaxation longitudinale (a) et transversale (b). .........................................................................43 Figure 4 : Slection de coupe .....................................................................................................................44 Figure 5 : Codage de lespace k. ................................................................................................................46 Figure 6 : Schma gnrique dune squence cho de spin. ....................................................................47 Figure 7 : Schma dune squence cho de spin rapide............................................................................48 Figure 8 : Schma dune squence cho de gradient. ...............................................................................49 Figure 9 : Schma dune squence cho de gradient ultra rapide avec prparation par une impulsion

    dinversion. ..........................................................................................................................................49 Figure 10 : Principe de limagerie parallle.................................................................................................59 Figure 11 : Processus de reconstruction SENSE. Etape 1 : Calibration. ...................................................59 Figure 12 : Processus de reconstruction SENSE - Etape 2 : Acquisition des images avec champ de vue

    asymtrique : obtention dimages avec repliement pour chaque lment dantenne.........................60 Figure 13 : Processus de reconstruction SENSE -Etape 3 : Reconstruction. ............................................60 Figure 14 : Trajectoire cartsienne. ............................................................................................................63 Figure 15 : Trajectoire non cartsienne PROPELLER. ..............................................................................63 Figure 16 : Marche au hasard de quatre particules initialement localises au mme endroit daprs

    Beaulieu. .............................................................................................................................................70 Figure 17 : Diffusion dans les tissus biologiques. .......................................................................................70 Figure 18 : Attnuation de lamplitude de laimantation transversale par dphasage des molcules deau

    ayant diffus........................................................................................................................................75 Figure 19 : Principe de limagerie de diffusion : squence dcho de spin.................................................76 Figure 20 : Protons mobiles (emplacements diffrents) entre les deux applications de gradients. ...........77 Figure 21 : Parenchyme Hpatique (plan axial). ........................................................................................77 Figure 22 : Protons immobiles (pas ou peu de modifications de dplacement) entre lapplication des deux

    gradients..............................................................................................................................................78 Figure 23 : Parenchyme hpatique (plan axial). .........................................................................................78 Figure 24 : Imagerie corps entier. ...............................................................................................................81 Figure 25 : Structures de ltage sus msocolique T2 long. Plan axial....................................................82 Figure 26 : Lsions hpatiques anormales mais bnignes, T2 long. ......................................................82 Figure 27 : Effet Black Out : hmatome intracrbral...........................................................................83 Figure 28 : Effet Black out : CHC aprs radiofrquence.............................................................................83 Figure 29 : Effet black out : Kyste biliaire hmorragique. .....................................................................84 Figure 30 : Schma dune squence de diffusion.......................................................................................85 Figure 31 : Mesure de la valeur du CDA en fonction du temps..................................................................88

    Figure 32 : Variation du CDA en fonction de ...........................................................................................89

  • 20

    Figure 33 : Squence cho de gradient EPI. ..............................................................................................92 Figure 34 : Squence cho de spin EPI. ....................................................................................................92 Figure 35 : Artfacts....................................................................................................................................93 Figure 36 : Artfact de dplacement chimique. ..........................................................................................98 Figure 37 : Schma rcapitulatif : Paramtres dacquisition squence de diffusion. ...............................103 Figure 38 : Squence STIR. .....................................................................................................................109 Figure 39 : Application temps dinversion TI = 0,69 T1 de la graisse. ......................................................110 Figure 40 : Saturation de laimantation de la graisse par impulsion RF de 90 de bande passante troit e

    centre sur le pic de rsonance des lipides......................................................................................111 Figure 41 : Destruction de laimantation bascule par un gradient destructeur. ......................................112 Figure 42 : Contribution en fonction du temps de leffet de diffusion et de leffet T2................................117 Figure 43 : Taille et placement de ces rgions dintrt sur deux coupes distinctes, la coupe 2 tant situe

    plus haut que la coupe 1. ..................................................................................................................129 Figure 44 : Rsum des valeurs de CDA en fonction de la valeur de b, de la localisation de la rgion

    dintrt (foie droit / foie gauche) en fonction de la hauteur de la coupe (suprieures/infrieures).

    Barres violettes : valeurs de CDA avec b 400, barres en crme : valeurs de CDA avec b 600.......134 Figure 45 : Exemple 1 : Volontaire 1- Squence de diffusion avec les trois mthodes de suppression de la

    graisse STIR, saturation de graisse et excitation slective du pic de leau. .....................................146 Figure 46 : Exemple 2 : Volontaire 2. Squence de diffusion avec les trois mthodes de suppression de la

    graisse STIR, saturation de graisse et excitation slective du pic de leau. .....................................147 Figure 47 : Exemple 3 : Volontaire 3- Squence de diffusion avec les deux mthodes de suppression de la

    graisse STIR et excitation slective du pic de leau..........................................................................148 Figure 48 : Fibrose prisinusodale. .........................................................................................................151 Figure 49 : Concordance / discordance score METAVIR entre 3 mdecins anatomopathologistes (n=234).

    ..........................................................................................................................................................153 Figure 50 : Microscopie optique : coloration trichrome de Masson. Fibrose priseptale apparaissant en

    bleu....................................................................................................................................................171 Figure 51 : Microscopie optique : coloration trichrome de Masson. Fibrose prisinusodale dans les

    espaces de Disse (coloration bleue). ................................................................................................171 Figure 52 : Ponction Biopsie hpatique. ...................................................................................................172 Figure 53 : Fibrose de type F1 : Coloration de type Rouge Sirius Hmatoxyline x 40.............................173 Figure 54 : Fibrose de type F2 : Coloration Rouge Sirius Hmatoxyline x 40..........................................173 Figure 55 : Fibrose de type F3 : Coloration Rouge Sirius x 40.................................................................174 Figure 56 : Fibrose de type F4 : Rouge Sirius Hmatoxyline x 40. ..........................................................174 Figure 57 : Principaux constituants de la matrice extracellulaire du foie..................................................185 Figure 58 : Exemple 1 : Carcinome hpatocellulaire bien diffrenci du segment VI. .............................193 Figure 59 : Exemple 2 : Carcinome hpato cellulaire bien diffrenci du segment VI. ............................194 Figure 60 : Exemple 3 : Hyperplasie nodulaire focale du foie gauche. ....................................................194 Figure 61 : Exemple 4 : Hyperplasie nodulaire focale du foie gauche. ....................................................195 Figure 62 : Exemple 1 : CHC. ...................................................................................................................196 Figure 63 : Exemple 2 : CHC. ...................................................................................................................197 Figure 64 : Exemple 3 et 4 : Hyperplasie nodulaire focale. ......................................................................198

  • 21

    Figure 65 : Exemple 1 : Cholangiocarcinome intrahpatique. ..................................................................199 Figure 66 : Exemple 2 : Cholangiocarcinome intrahpatique. ..................................................................200 Figure 67 : Exemple 3 : Cholangiocarcinome intrahpatique. ..................................................................201 Figure 68 : Exemple 4 : Mtastases de cancer colique. ...........................................................................202 Figure 69 : Exemple 5 : Mtastase cancer colorectal...............................................................................203 Figure 70 : Exemple 6 : Mtastase colique...............................................................................................204 Figure 71 : Exemple 7 : Mtastases de tumeur endocrine. ......................................................................205 Figure 72 : Exemple 8 : Mtastase de cancer pidermoide. ....................................................................206 Figure 73 : Exemple 1 : Cholangiocarcinome...........................................................................................207 Figure 74 : Exemple 2 : Cholangiocarcinome...........................................................................................208 Figure 75 : Exemple 3 : Cholangiocarcinome...........................................................................................209 Figure 76 : Exemple 4 : Mtastases de tumeur colique............................................................................210 Figure 77 : Mme patient que figure 76. Immunohistochimie CD 34 : pas de marquage des endothliums

    vasculaires. .......................................................................................................................................210 Figure 78 : Autre patient, mtastase cancer colique. ...............................................................................211 Figure 79 : Exemple 5 : Mtastase de tumeur endocrine. ........................................................................212 Figure 80 : Exemple 6 : Mtastase de tumeur pidermode.....................................................................213 Figure 81 : Exemple 1 : Mtastases hpatiques aprs chimiothrapie. ...................................................214 Figure 82 : Exemple 2 : Mtastases de cancer colique aprs chimiothrapie. ........................................215 Figure 83 : Histologie mtastases coliques aprs chimiothrapie............................................................216

  • 22

  • 23

    Liste des tableaux

    Tableau 1 : Historique de la RMN et de lIRM. ...........................................................................................40 Tableau 2: Teneur en eau en % au sein des diffrents organes (36) ........................................................72 Tableau 3 : Artfacts de susceptibilit magntique en fonction de la squence ralise. .........................96 Tableau 4 : Rcapitulatif des mthodes de suppression de la graisse en fonction des constructeurs. ...113 Tableau 5 : Corrlation imagerie pondre en diffusion et CDA pour la diffrenciation des oedmes....118 Tableau 6 : CDA encphaliques ...............................................................................................................118 Tableau 7 : Donnes de limagerie pondre en diffusion et des CDA des tumeurs crbrales. ............120 Tableau 8 : Rcapitulatif des valeurs de CDA obtenues dans la littrature pour des volontaires sains

    (indemnes de toute pathologie hpatique)........................................................................................126 Tableau 9 : Paramtres de la squence de diffusion SS EPI...................................................................127 Tableau 10 : Rsultats de CDA obtenus avec la valeur de b 400 s/mm. ................................................130 Tableau 11 : Rsultats de CDA obtenus avec la valeur de b 600 s/mm. ................................................131 Tableau 12 : Comparaison coupe 1/coupe 2 petites et grandes ROI.......................................................132 Tableau 13 : Rsum des rsultats de CDA : comparaison foie droit / foie gauche. ...............................133 Tableau 14 : Comparaison coupe 1/coupe 2 petites ROI.........................................................................133 Tableau 15 : Comparaison coupe 1 / coupe 2 fonction de b. ...................................................................134 Tableau 16 : Rcapitulatif des CDA en inspiration et expiration, avec et sans utilisation dun trigger

    cardiaque...........................................................................................................................................138 Tableau 17 : T Calcul de la norme euclidienne des mouvements du foie droit et du foie gauche. ..........139 Tableau 18 : Paramtres squence de diffusion en respiration libre. ......................................................141 Tableau 19 : Paramtres de la squence SS EPI DWI apne. ................................................................141 Tableau 20 : Paramtres de la squence SS EPI DWI respiration libre. .................................................141 Tableau 21 : Rcapitulatif des CDA pour chaque type dacquisition........................................................142 Tableau 22 : Paramtres de la squence SS EPI DWI STIR avec trigger respiratoire............................144 Tableau 23 : Paramtres de la squence SS EPI DWI excitation slective de leau avec trigger respiratoire.

    ..........................................................................................................................................................144 Tableau 24 : Paramtres de la squence SS EPI DWI avec saturation de graisse et trigger respiratoire144 Tableau 25 : Rsum des valeurs de CDA en fonction de la mthode de suppression de la graisse.....145 Tableau 26 : Valeurs de CDA obtenues pour des patients porteurs dune hpatopathie chronique. ......156 Tableau 27 : Rsultats de CDA obtenus en fonction de la valeur de b et du stade de la fibrose. ...........157 Tableau 28 : Rcapitulatif des performances de la squence de diffusion pour la dtection des lsions

    focales hpatiques. ...........................................................................................................................160 Tableau 29 : Rcapitulatif des CDA des lsions focales hpatiques malignes et bnignes. ...................163 Tableau 30 : Moyenne des CDA pour chaque type lsionnel de toutes les tudes .................................166 Tableau 31 : Paramtres dacquisitions de la squence SS EPI DWI. ....................................................168 Tableau 32 : Rsultats selon le score METAVIR......................................................................................169 Tableau 33 : Rcapitulatif : rsultats rapport intensit lsion / intensit foie adjacent. ............................177 Tableau 34 : Rcapitulatif des lsions focales..........................................................................................192

  • 24

  • 25

    Notations et abrviations

    Notations :

    Rapport gyromagntique (2,675 x 105 rad.s-1. T-1 pour le proton)

    0 Frquence de Larmor (63,87 MHz 1,5 T pour le proton)

    2D Deux dimensions

    3D Trois dimensions

    b Pondration en diffusion (s.mm-2)

    B0 Champ magntique statique

    B1 Impulsion radiofrquence

    T1 Temps de relaxation longitudinale (s)

    T2 Temps de relaxation transversale (s)

    Abrviations :

    ASL Arterial Spin Labelling

    ASSET Array Spatial Sensitivity Encoding Technique

    BOLD Blood Oxygenation Level Dependent

    BW Largeur de bande du signal reu

    CDA Coefficient de Diffusion Apparent

    CHC Carcinome hpatocellulaire

    D Coefficient de diffusion

    DP Densit de Protons

    ECG Electrocardiogramme

    EG Echo de Gradient

    EPI Echo Planar Imaging

    ES Echo de spin

    FID Signal dinduction libre

    FLASH Spoiled EG

    FOV Champ de vue

    FSE Fast Spin Echo

    GAG Glycoamininoglycane

    GRAPPA GeneRalized Auto-calibrating Partially Parallel Acquisition

    Gx Intensit du gradient de codage en frquence

    Gy Intensit du gradient de codage en phase

    Gz Intensit du gradient de slection en coupe

    HES Hydroxyethyl starch

  • 26

    HNF Hyperplasie nodulaire focale

    IRM Imagerie par Rsonance Magntique

    IRMf Imagerie par Rsonance Magntique fonctionnelle

    IVIM Intra voxel Incoherent motion

    kx, ky Frquences spatiales de lespace k

    LCR Liquide cphalo rachidien

    MEC Matrice extracellulaire

    PET CT Position Emission Tomography computed tomography

    PILS Partially Parallel Imaging with Localized Sensitivity

    RARE Rapid Acquisition Relaxation Enhancement

    RF Radio Frquence

    RMN Rsonance Magntique Nuclaire

    ROI Rgion dintrt

    RSB Rapport signal bruit

    SAR Specific Absorption Rate

    SB Substance Blanche

    SENSE Sensitivity Encoding

    SG Substance Grise

    SMASH SiMultaneous Acquisition of Spatial Harmonics

    SRM Spectroscopie par Rsonance Magntique

    SS EPI DWI Single-shot echo-planar imaging diffusion weighted imaging

    SS FP Steady State Free Precession

    STIR Short Time Inversion Recovery

    SUV Single Uptake Value

    TD Trigger Delay

    TE Temps dcho

    TI Temps dInversion

    TF Transforme de Fourier

    TR Temps de Rptition

  • 27

  • 28

  • 29

    Introduction

    Limagerie par rsonance magntique (IRM) est une technique dimagerie radiologique non

    invasive, relativement rcente, base sur le phnomne physique de rsonance magntique

    nuclaire (RMN).

    Lacquisition IRM dimages du corps humain consiste en une rptition dexpriences de RMN

    lmentaires, soit une succession dexcitations / acquisitions ; chacune de ces expriences

    permettant de recueillir une partie de linformation image, code en frquence (acquisition dans

    lespace de Fourier). Ce processus est squentiel et donc relativement lent. Lors de

    ltablissement dun protocole clinique, le choix de la squence et des paramtres se fait en

    fonction dun certain nombre de contraintes :

    - Physiques et technologiques, et dpendent des temps de relaxation des T1 et T2 des

    tissus.

    Elles sont galement dordre technologique en raison de lnergie ncessaire pour

    commuter les gradients des champs magntiques en des temps trs courts.

    - Physiologiques avec des limites quil ne faut pas dpasser. Ces dernires sont lies

    lchauffement des tissus induit par les impulsions de radiofrquence (RF). Cet

    chauffement est caractris par le taux dabsorption spcifique (Specific Absorption Rate

    SAR) et correspond des courants induits dans le corps humain par les variations de

    champ magntique. Par ailleurs, il faut respecter les limites en terme de commutation des

    gradients des champs magntiques qui peuvent donner lieu des stimulations nerveuses.

    - Pratiques car le choix des paramtres de la squence doit tablir un compromis entre le

    type de contraste dsir, la rsolution spatiale, la rsolution temporelle, le rapport signal sur

    bruit et le temps dacquisition.

    Toutes ces contraintes sont bien sr prises en compte lors de ltablissement de chaque

    squence.

    Une des forces majeures de lIRM repose sur la possibilit de moduler les contrastes des images

    entre les diffrents tissus biologiques.

    Les contrastes de limage en IRM dpendent :

  • 30

    - des diffrences dintensit des signaux par rsonance magntique (RM) des protons des

    molcules deau prsentes dans les divers tissus biologiques ;

    - des certains paramtres instrumentaux (angles dimpulsion radiofrquence (RF), dlais

    entre les impulsions RF, type de squence dimpulsion appliqu) ;

    - des paramtres biophysiques, caractristiques intrinsques des tissus. Parmi ces

    derniers, la densit en eau, ainsi que les temps de relaxation longitudinal (T1) et transversal

    (T2) des protons de leau jouent un rle essentiel.

    Limagerie par RMN a ainsi permis pendant de nombreuses annes lobtention dimages

    anatomiques et morphologiques. Elle est ainsi de plus en plus apprcie grce

    limpressionnante qualit des images anatomiques quelle produit. Ces informations

    morphologiques apportent une aide majeure en terme de diagnostic prcoce, de caractrisation

    lsionnelle et de dfinition de lextension des pathologies. Cependant, la morphologie nest pas la

    seule information que lon peut obtenir en IRM.

    Lorsque lon fait de lIRM standard , on utilise essentiellement une connaissance empirique

    des diffrences entre les paramtres tissulaires magntiques (densit de spin, temps de

    relaxation de leau tissulaire) pour obtenir un contraste optimum entre tissus sains et

    pathologiques. Malheureusement, notre connaissance de la relaxation de leau tissulaire est

    incomplte cause du trs complexe environnement cellulaire. Dans ce contexte, linformation

    collecte est limite aux structures macroscopiques et lanatomie.

    Dautres paramtres biophysiques dune importance particulire comprennent :

    - la susceptibilit magntique ;

    - de masse des tissus ;

    - de certaines composantes microscopiques prsentes au sein des tissus telles que les

    espaces intra et extra capillaires ;

    - les proprits de diffusion des molcules deau ;

    - les mouvements tissulaires de masse.

    La prdiction ou linterprtation prcise du comportement du signal RMN dun systme de spins

    particulier requiert une comprhension dtaille, microscopique de ce systme. Pour un tissu

    biologique particulier, on a besoin de connatre sa composition molculaire, la faon dont il est

    subdivis en compartiments et les processus dchange qui se produisent entre ses

    compartiments.

  • 31

    Les dveloppements rcents ont montr la possibilit dajouter des paramtres de fonction aux

    donnes morphologiques connues. Ces dveloppements qui abordent le vaste domaine de

    limagerie fonctionnelle par RMN consistent en la mesure de la fonction au niveau

    microscopique ou molculaire. Il sagit notamment de limagerie des dplacements molculaires

    employant ou non des agents de contraste et de limagerie des mtabolites.

    Le premier groupe des mthodes considre les diffrentes formes de transport ; le flux

    (dplacement cohrents des fluides), la diffusion et la perfusion (dplacements incohrents ou

    alatoires de fluides), et les processus dchange (eau intra et extracellulaire). Ces mcanismes

    de transport sont les lments cruciaux des processus complexes qui entrent en jeu dans les

    systmes vivants. Le second groupe fournit linformation propos de la rgulation du

    mtabolisme; cest le domaine de la spectroscopie par rsonance magntique (SRM) et de

    limagerie de dplacement chimique.

    Nous nous intressons au cours de notre travail lIRM de diffusion.

    Cette technique a pour but de mettre en vidence les mouvements microscopiques de leau dans

    les tissus. Le paramtre fonctionnel qui y est tudi sappelle le coefficient de diffusion (D) ou

    encore le coefficient de diffusion apparent (CDA); il est dpendant de la structure et de la

    gomtrie tridimensionnelle des composants tissulaires (cellules),de la temprature ainsi que de

    la viscosit du milieu. Dans un tissu biologique les molcules deau ne sont pas immobiles : elles

    sont soumises une agitation permanente appele mouvement brownien . Ces mouvements

    molculaires sont alatoires et plus ou moins intenses en fonction du milieu : ils caractrisent la

    diffusion molculaire. La mesure de ces mouvements ncessite lutilisation de squences

    particulires ; squences de diffusion (1). Cette mesure est trs sensible et est affecte par les

    mouvements macroscopiques du patient, qui faussent les valeurs obtenues.

    LIRM de perfusion permet destimer les variations de volume sanguin dans les tissus sains ou

    pathologiques et dvaluer la circulation capillaire. La microcirculation de la rgion explore est

    analyse grce des traceurs endognes ou exognes car ceux-ci vont modifier le signal

    provenant des tissus explors. Les agents exognes habituellement utiliss sont des chlates de

    gadolinium qui permettent dtudier leur dynamique lorsquils passent dans le rseau capillaire.

    Pour apprcier la prise de contraste, il faut disposer de suffisamment de points pour caractriser

    au mieux la fonction de lorgane. On peut galement raliser de lIRM de perfusion avec des

    traceurs endognes. Dans ce cas, il sagit de mesurer des diffrences de signal plus discrtes

    provenant de la circulation des protons dans le sang (dou appellation traceur endogne). La

    technique principale est celle du marquage des spins artriels galement appele ASL

  • 32

    (Arterial Spin Labelling)) (2). Une autre application de lIRM de perfusion est le suivi de

    ladaptation de la circulation capillaire sous leffet dune activation neuronale.

    LIRM fonctionnelle a galement pour but de visualiser sur une image dIRM les aires crbrales

    qui sont actives lors de la ralisation dune tche. Pour cela on peut faire appel des fonctions

    motrices, sensitives, sensorielles ou cognitives. Le principe de lIRM fonctionnelle repose sur la

    mthode BOLD (Blood Oxygenation Level Dependent) (3) qui permet de visualiser les variations

    de perfusion crbrale. Lactivation crbrale entrane localement la fois une augmentation

    consquente du dbit sanguin crbral et une augmentation de la consommation doxygne

    proportionnellement moins importante.

    La spectroscopie par rsonance magntique (SRM) a pour but de visualiser les diffrentes

    molcules ainsi que leur concentration contenue dans un tissu biologique. Il faut exciter

    slectivement certains noyaux (lhydrogne par exemple, mais aussi dautres comme le

    phosphore P31, le carbone C13, le fluor F19) et mesurer les signaux gnrs par ces noyaux en

    rponse cette excitation. Le rsultat nest pas reprsent sous forme dimage anatomique en

    coupe mais sous forme de spectres qui donnent des informations sur le contenu chimique de

    la structure tudie. La variation de concentration de ces mtabolites permet doptimiser la

    caractrisation de certaines pathologies.

    Toutes ces nouvelles possibilits en rsonance magntique ont pour buts principaux de

    complter le diagnostic morphologique et dviter des mthodes diagnostiques invasives,

    greves deffets secondaires. Elles vont ainsi permettre de recueillir in vivo des informations sans

    effet secondaire ou effet indsirable. Lvolution actuelle de limagerie et notamment de la RMN

    nest pas tant de fournir des lments smiologiques macroscopiques, mais dutiliser le

    formidable potentiel de cette technique pour sintresser des donnes microscopiques gnrant

    une imagerie objective paramtrique, reproductible et dune innocuit totale. Ce sont

    actuellement tous les enjeux de ces nouvelles possibilits afin dlargir les applications cliniques.

    Toutes ces nouvelles informations molculaires ne peuvent tre obtenues que grce lutilisation

    de squences rapides qui permettent une haute rsolution temporelle (< 100 ms). Elles sont

    souvent appliques dabord en neuroradiologie qui reste une application majeure en raison du

    peu dartfacts de mouvements lors de ces explorations. Les informations molculaires sont

    beaucoup plus difficiles obtenir pour les explorations abdominales en raison des artfacts lis

    aux mouvements physiologiques notamment les mouvements respiratoires et cardiaques. En

  • 33

    effet dans ce champ dexploration, pour lobtention dune image avec information fonctionnelle

    correcte, il est impratif davoir recours lapne. Les temps dacquisition doivent donc tre les

    plus courts possibles.

    Ainsi, le temps dacquisition en imagerie abdominale est dans la majeure partie des cas le facteur

    le plus limitant.

    Les mouvements physiologiques du patient entranent des artfacts lorigine dune dgradation

    de la qualit des images rendant parfois linterprtation impossible, ou lorigine d'erreurs lors du

    recueil des donnes paramtriques, ne pouvant permettre leur utilisation.

    Nous pouvons sparer les mouvements en deux grandes catgories :

    Outre la physiologie, il existe galement des mouvements fortuits survenant lorsque le patient ne

    peut retenir sa respiration durant le temps qui lui est demand. Cest le cas des patients non

    cooprants, sourds ou puiss par leur pathologie grave ne leur autorisant pas des temps

    dapne compatibles avec des squences de qualit diagnostique.

    Rsoudre le problme des artfacts de mouvement physiologiques est donc le problme majeur

    et constant en imagerie abdominale et viscrale afin de pouvoir tenter de raliser dans des

    conditions optimales les nouvelles squences dimagerie molculaire.

    Lapplication de limagerie molculaire est soumise pour les applications cliniques sur les

    organes en mouvement un grand nombre de contraintes quil faut connatre pour mieux

    apprhender la mise en place de ces nouvelles possibilits et pouvoir les utiliser pour des

    applications cliniques courantes. Lobjectif de notre travail est dtudier les influences du

    mouvement en imagerie de diffusion, de proposer des solutions pour rduire les problmes lis

    aux mouvements.

  • 34

  • 35

  • 36

  • 37

    CHAPITRE 1 : Imagerie par Rsonance Magntique et

    contraintes dacquisition des organes en mouvement

    I. Introduction

    Ce premier chapitre a pour objectif dintroduire limagerie par rsonance magntique (IRM) et les

    contraintes des acquisitions des organes en mouvement.

    Aprs un bref rappel historique de lvolution de lIRM, nous donnerons les bases physiques de

    lIRM en insistant sur les mthodes connues pour saffranchir des artfacts lis aux acquisitions

    des organes en mouvement.

    II. Limagerie par rsonance magntique

    II.1. Historique de lIRM

    Le phnomne de rsonance magntique a t mis en vidence par Rabi en 1939. Les

    premires expriences de RMN dans la matire condense ont t ralises en 1946, de

    manire indpendante par deux scientifiques. Felix Bloch (Universit de Stanford) et Edward

    Purcell (Universit de Harvard) (4) du Massachusetts Institute of Technology (MIT) (figure 1) ont

    trouv que lorsque certains noyaux taient placs dans un champ magntique, ils absorbaient

    lnergie dans la gamme des radiofrquences du spectre lectromagntique puis lmettaient en

    revenant leur tat dorigine. Une relation, connue sous le nom de relation de Larmor a t

    dmontre par Sir Joseph Larmor (physicien anglais 1857-1942) (5). La relation de Larmor

    associe la frquence angulaire la prcession du noyau des spins, ou mouvement de rotation,

    proportionnelle lintensit du champ magntique en prsence. Le nom de rsonance

    magntique a t attribu ce phnomne observ. Nuclaire puisque seulement le noyau

    de quelques atomes ragissait; Magntique puisquun champ magntique est ncessaire

    pour observer le phnomne ; et Rsonance car il y a une dpendance directe du champ

    magntique et du champ de radiofrquence. Pour cette dcouverte, F. Bloch et E. Purcell

    reurent tous deux le prix Nobel de Physique pour leurs travaux en 1952.

  • Chapitre 1 : Imagerie par Rsonance Magntique et contraintes dacquisition des organes en mouvement

    38

    Puis la RMN devint trs rapidement un outil de spectroscopie utile pour lanalyse chimique des

    matriaux, grce aux travaux de Proctor et Yu (1950) (6), qui montrrent que la frquence de

    rsonance dun noyau variait en fonction de son environnement molculaire. Durant les annes

    50 et 60, la spectroscopie RMN devint une technique trs largement utilise pour lanalyse non

    destructive de petits chantillons. Beaucoup dapplications de la spectroscopie se faisaient

    lchelle microscopique en utilisant de petits aimants (quelques centimtres) haut champ.

    En 1971, le docteur Raymond Damadian (7) (Universit dEtat de New York) (figure 1) parvenait

    mettre en vidence une diffrence de temps de relaxation longitudinal T1 entre un chantillon

    de tissu sain et de tissu tumoral. La premire application mdicale venait de voir le jour mme si

    lpoque, cette dcouverte fut accueillie avec scepticisme. Cest Paul Lauterbur (8) (figure 1)

    de lUniversit de New York qui ralisa en 1973 la premire image par RMN reprsentant une

    coupe transversale de deux tubes deau. Lide de base ncessaire la ralisation dune image

    tait relativement simple : puisque la frquence de rsonance dun noyau est proportionnelle au

    champ magntique, en faisant varier spatialement ce champ magntique, on fait galement

    varier spatialement la frquence de rsonance, ce qui permet de localiser dans lespace le

    signal RMN mesur. A partir de cette date, de nombreuses quipes de chercheurs ont construit

    des appareils permettant daugmenter le volume daccs et donc le champ de vue des images.

    On a alors pu voir successivement limage dun doigt puis dun poignet. Les premires

    expriences sur un sujet humain furent produites par Peter Mansfield (9) (Universit de New-

    York) en 1976.

    Ce nest quen 1979, quun appareil permit dobtenir des images crbrales chez lHomme. Ces

    images taient de qualit mdiocre mais il tait possible de raliser des incidences multiples au

    contraire de la tomodensitomtrie qui ne fournissait que des images axiales. A partir de cette

    priode, les industriels ont commenc sintresser la mthode en y investissant des moyens

    plus importants. La dcennie qui a suivi a vu un accroissement extrmement rapide du parc des

    appareils. Elle a vu dans le mme temps lintgration de cette mthode en tant quoutil de

    diagnostic dans la pratique mdicale (tableau 1).

  • Chapitre 1 : Imagerie par Rsonance Magntique et contraintes dacquisition des organes en mouvement

    39

    Figure 1 : Personnages marquants de lhistoire de la RMN.

  • Chapitre 1 : Imagerie par Rsonance Magntique et contraintes dacquisition des organes en mouvement

    40

    Tableau 1 : Historique de la RMN et de lIRM.

    Anne vnements associs

    1937 Premire exprience de rsonance magntique par Isidor Rabi (Prix Nobel de Physique en 1944).

    1946 Premire exprience de rsonance magntique sur des matriaux de masse par Felix Bloch et Edward Purcell (Prix Nobel de Physique en 1952).

    1950 Dcouverte et explication du phnomne dcho de spin par Edwin Hahn.

    1954 Mesures de diffusion dcrites par Edward Purcell.

    1965 James Cooley et John Tukey dcrivent un algorithme de Transforme de Fourier rapide (FFT).

    1966 Richard Ernst et Philipp Anderson dcrivent la spectroscopie par FFT en rsonance magntique.

    1971 Jeener dcrit la premire exprience bi-dimensionnelle.

    1972 Richard Ernst effectue la premire exprience bi-dimensionnelle.

    1973 Paul Lauterbur rapporte la premire image obtenue par Projection-Reconstruction.

    1973 Peter Mansfield et PK Grannel dcrivent la relation entre la TF dun signal produit en prsence dun gradient de champ magntique et la densit spatiale des spins.

    1975 Richard Ernst dcrit le codage de phase.

    1980 WA Edelstein dcrit limage spin warp en changeant lamplitude des gradients.

    Annes 80-90 Commercialisation des premiers imageurs IRM.

    1991 Richard Ernst obtient le prix Nobel de Chimie pour ses contributions au dveloppement mthodologique en rsonance magntique.

    2003 Le prix Nobel de Mdecine a t attribu Peter Mansfield et Paul Lauterbur pour leurs dcouvertes concernant limagerie par rsonance magntique.

  • Chapitre 1 : Imagerie par Rsonance Magntique et contraintes dacquisition des organes en mouvement

    41

    II.2. Bases physiques de lIRM

    II.2.a. La rsonance magntique nuclaire

    Lexprience de RMN sappuie sur les proprits magntiques des atomes, plus prcisment de

    leur noyau. Au niveau microscopique, on observe que les nuclons (protons et neutrons)

    composant le noyau se comportent comme des diples magntiques qui tendent saligner

    dans des directions privilgies en prsence dun champ magntique extrieur. Les protons

    tant chargs positivement et tournant, induisent autour deux un champ magntique appel

    moment magntique. Le noyau le plus utilis en IRM est le proton 1H du fait de son abondance

    dans le corps humain (70% de la masse corporelle tant compose deau). Dautres noyaux

    prsents dans le corps humain ont des proprits magntiques : 13C, 19F, 31P, 23Na. Etant

    donn leur trs faible proportion dans les milieux biologiques par rapport 1H, et la ncessit

    dune chane radiofrquence adapte leur frquence de rsonance, ils sont surtout tudis

    dans le domaine de la recherche.

    En labsence de champ magntique extrieur, le moment magntique du noyau est orient de

    manire alatoire. Lorsquil est plong dans un champ statique magntique, un couple se cre

    qui tend aligner le moment magntique sur le champ magntique B0. La prcession

    (rotation) de celui-ci peut se faire de manire parallle ou antiparallle au champ magntique

    statique B0, les moments magntiques parallles se trouvant en lger excs par rapport aux

    moments magntiques anti parallles .Le mouvement de prcession est analogue celui dune

    toupie. Le phnomne de rsonance magntique survient lorsque lon applique un champ

    magntique radiofrquence additionnel B1 orient dans le plan transversal et tournant la

    mme vitesse que le moment magntique. B1 est appliqu sous forme dune brve impulsion

    RF de dure t. Dans ces conditions, le moment magntique est bascul dun facteur dit angle

    de bascule (figure 2).

  • Chapitre 1 : Imagerie par Rsonance Magntique et contraintes dacquisition des organes en mouvement

    42

    Figure 2 : Basculement du mouvement dun moment magntique dans le plan transversal par une

    impulsion RF dite 90. (10)

    II.2.b. Aimantation rsultante, relaxation et quations de Bloch

    Lors dune exprience IRM, ce nest plus un seul spin quil faut considrer, mais lensemble des

    spins dun volume. La somme des moments magntiques des spins a pour rsultante une

    aimantation totale M. En prsence du champ statique B0, tous les spins prcessent autour de la

    direction du champ, mais avec de manire incohrente. La rsultante M est donc parallle B0.

    Pour dcrire le phnomne de rsonance au niveau macroscopique, il suffit donc dappliquer le

    mme raisonnement que pour la rsonance dun spin seul, avec la condition initiale. Lors dune

    impulsion RF de 90 par exemple, laimantation se t rouve initialement dans la direction du

    champ statique, puis bascule vers le plan transversal. Lorsque le systme de spins est perturb

    par une impulsion RF, le conduisant la rsonance, il va finir par retourner son tat

    dquilibre. Les interactions expliquant ce retour lquilibre sont de deux natures :

    Les interactions spin-rseau expliquent la tendance des spins sorienter de nouveau dans la

    direction du champ statique B0 aprs avoir t conduits la rsonance. Les interactions spin

    rseau expliquent ainsi la repousse de laimantation longitudinale Mz, suivant une loi de

    croissance exponentielle de constante de temps T1 (temps de relaxation longitudinale) (figure

    3).

    Les interactions spin-spin traduisent les perturbations du champ local, causes par les spins

    voisins. Elles expliquent comment les spins, aprs avoir t mis en phase pendant la phase de

    rsonance, retournent un tat dquilibre incohrent (avec des phases alatoires). Les

    interactions spin-spin ont pour consquence la dcroissance de laimantation transversale

  • Chapitre 1 : Imagerie par Rsonance Magntique et contraintes dacquisition des organes en mouvement

    43

    suivant une loi exponentielle, de constante de temps T2 (temps de relaxation transversale)

    (figure 3).

    Par rapport au modle du spin isol, laimantation rsultante ne reste pas dans ltat de

    rsonance mais revient son tat dquilibre suivant une trajectoire amortie caractrise par les

    temps de relaxation T1 et T2. Une squence de RMN est constitue dune succession

    dexcitations et de priodes de relaxation. En plaant une antenne de rception en regard de

    lchantillon, les variations temporelles de laimantation rsultante induisent des variations de

    flux travers lantenne, qui induisent un courant lectrique mesur.

    Ce courant lectrique est appel FID (Free Induction Decay) ou signal de prcession libre.

    Figure 3 : Relaxation longitudinale (a) et transversale (b). (10)

    II.2.c. Formation de limage IRM

    * Image 2D et codage de lespace

    Pour aboutir une image, il est ncessaire de localiser spatialement la provenance du signal

    capt. Puisque la frquence de rsonance f0 est proportionnelle au champ statique B0, un

    moyen simple de discriminer les spins en fonction de leur localisation est dappliquer un champ

    statique dpendant de la position spatiale, selon une relation linaire. Ainsi, les spins localiss

    des positions diffrentes rsonneront des frquences diffrentes. Le processus dacquisition

    dune image 2D se fait en deux tapes :

    Une excitation spatialement slective permet de slectionner un plan de coupe.

  • Chapitre 1 : Imagerie par Rsonance Magntique et contraintes dacquisition des organes en mouvement

    44

    La position des spins dans le plan de coupe est ensuite code en phase et en frquence.

    Limage est finalement reconstruite en inversant le processus dencodage spatial (transforme

    de Fourier inverse).

    * Slection de coupe

    Par le processus de slection de coupe, on peut choisir dimager un plan dans une orientation

    quelconque. Cette slection se fait en appliquant une excitation RF dite slective, cest--dire

    quelle est couple lapplication dun gradient de champ magntique linaire dans la direction

    normale au plan dsir (figure 4). Pour une coupe axiale par exemple, on introduit une

    dpendance entre le champ statique B0 et la position dans la direction z selon :

    Figure 4 : Slection de coupe. (10)

    * Codage en phase et en frquence du plan de coupe.

    Une fois les spins du plan de coupe entrs en rsonance, tous prcessent la mme vitesse

    angulaire w0 autour de la direction de B0. Pour discriminer les spins selon leur position (x, y)

    dans le plan, on modifie le mouvement de prcession de laimantation rsultante de deux

    faons : en jouant sur la vitesse de rotation (ou la frquence) et sur la phase du vecteur

    daimantation. Pour cela, on introduit nouveau des variations spatiales linaires du champ

    statique, laide de gradients.

  • Chapitre 1 : Imagerie par Rsonance Magntique et contraintes dacquisition des organes en mouvement

    45

    En appliquant un gradient de champ magntique linaire Gy dans la direction y, pendant une

    courte dure, les spins du plan de coupe vont prcesser des vitesses lgrement diffrentes

    selon leur position dans la direction y. Une fois la dure t termine, laimantation rsultante aura

    accumule une phase lie linairement leur coordonne y. Cette tape est appele

    lencodage de phase du signal IRM.

    Aprs la slection de coupe et lencodage en phase, il reste discriminer les spins dans la

    direction x. Le gradient Gx permet de finir le travail dencodage spatial. Pendant toute la dure

    dapplication de Gx, les spins prcessent des frquences diffrentes, dpendant linairement

    de leur coordonne x. Cest pendant lapplication du gradient de frquence que la fentre

    dacquisition du signal RMN est ouverte (cest pourquoi Gx est aussi appel gradient de

    lecture). Cette tape constitue lencodage en frquence du signal RMN.

    * Formation de lespace k

    Lespace k correspond lensemble des donnes brutes acquises durant une squence

    dvnements dans le domaine temporel.

    Une acquisition IRM consiste balayer lespace k afin dobtenir linformation image code en

    frquence spatiale. Une double transforme de Fourier est applique pour obtenir les donnes

    dans le domaine spatial, c'est--dire limage.

    La plus simple dentre elles est le balayage squentiel ligne par ligne.

    Le signal se concentre au centre de lespace k, et lacquisition de quelques donnes centrales

    permet de reconstituer une image basse rsolution. Elle donnera le contraste de limage. La

    priphrie de lespace k reprsente quant elle les hautes frquences spatiales, cest--dire les

    contours de limage (figure 5).

  • Chapitre 1 : Imagerie par Rsonance Magntique et contraintes dacquisition des organes en mouvement

    46

    Figure 5 : Codage de lespace k.

  • Chapitre 1 : Imagerie par Rsonance Magntique et contraintes dacquisition des organes en mouvement

    47

    II.2.d. Principales squences IRM

    * La squence cho de spin

    La technique dcho de spin consiste refocaliser le signal de laimantation en prcession libre,

    au moyen dune impulsion RF de 180 (figure 6). Le TR correspond au temps entre deux

    applications RF de 90. Le TE correspond au recueil du signal aprs lapplication de londe RF

    de 90.

    Il est galement possible dappliquer plusieurs impulsions RF de 180 la suite, de faon

    provoquer plusieurs chos (un train dchos ) partir dune mme excitation initiale 90.

    On obtient alors la squence RARE (11) (Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement).

    Lacquisition de trains dchos permet de rduire considrablement le temps dacquisition par

    rapport la squence de spin cho standard. En revanche, le contraste de limage peut tre

    modifi lgrement car les chos seront acquis des moments diffrents de la relaxation. Par

    exemple, les chos enregistrs longtemps aprs limpulsion RF de 90 permettent dexpliquer

    lhypersignal de la graisse sur les squences cho de spin rapide (figure 7).

    Figure 6 : Schma gnrique dune squence cho de spin. (12)

  • Chapitre 1 : Imagerie par Rsonance Magntique et contraintes dacquisition des organes en mouvement

    48

    Figure 7 : Schma dune squence cho de spin rapide. (12)

    * La squence cho de gradient

    La deuxime mthode consiste utiliser le gradient de lecture pour refocaliser laimantation.

    Linversion du gradient permet dinverser laimantation des spins avant de commencer

    lacquisition. Contrairement lcho de spin, lcho de gradient ne refocalise pas la totalit du

    signal perdu (figure 8), ceci cause des inhomognts de champ quil ne peut pas

    compenser.

    Comme pour lcho de spin, il est possible de recueillir plusieurs chos de gradients la suite

    (figure 9). Lorsque lacquisition de la totalit des lignes de lespace k est ralise de cette faon,

    la suite dune seule excitation RF, on obtient une squence trs rapide appele EPI (Echo

    Planar Imaging) (9, 13).

  • Chapitre 1 : Imagerie par Rsonance Magntique et contraintes dacquisition des organes en mouvement

    49

    Figure 8 : Schma dune squence cho de gradient. (12)

    Figure 9 : Schma dune squence cho de gradient ultra rapide avec prparation par une

    impulsion dinversion. (12)

  • Chapitre 1 : Imagerie par Rsonance Magntique et contraintes dacquisition des organes en mouvement

    50

    III. Contraintes dacquisition des organes en mouvement

    Nous nous intressons principalement lIRM abdominale. Le cur, le foie, les reins bougent

    sous linfluence de la respiration et des battements cardiaques. Ces mouvements induisent des

    artfacts qui altrent la qualit des images.

    III.1. Introduction

    Lexploration des organes en mouvement possde une contrainte majeure qui est la ncessit

    de saffranchir des artfacts physiologiques lis aux mouvements cardiaques et respiratoires.

    Ces artfacts gnrent une dgradation de limage prjudiciable pour limagerie morphologique,

    mais galement pour limagerie fonctionnelle (14).

    Pour cela, il existe plusieurs groupes de mthodes :

    Le premier groupe correspond aux techniques de synchronisation. Elles reviennent

    slectionner ou classer les donnes dacquisition, de faon saffranchir du mouvement. Cela

    permet de corriger les effets du mouvement de manire indirecte, sans mlanger les donnes

    acquises au cours de diffrentes phases cardiaques ou respiratoires. Il existe galement des

    techniques de correction de mouvement qui visent modliser le mouvement dans le but de

    combiner les donnes acquises dans des configurations cardiaques ou respiratoires diffrentes.

    Lobjectif de ces mthodes est alors de reconstruire une image ou un volume dans une position

    de rfrence, en recalant toutes les acquisitions par rapport cette rfrence.

    Malheureusement ces techniques sont assez longues et pas toujours appliques en clinique.

    Le second groupe correspond aux mthodes qui permettent la rduction des temps

    dacquisition. Cette rduction peut se faire avec limplmentation de squences rapides et

    ultrarapides (11) ou par lutilisation de procds dacquisition qui font appel la sensibilit de

    chaque lment dantenne appels techniques dimagerie parallle.

    Jusqu prsent, lensemble des vnements ncessaires la ralisation dune squence a t

    expliqu sous rserve que la distribution des spins dans lespace soit statique. La ralit est

    tout autre en raison des mouvements du patient.

  • Chapitre 1 : Imagerie par Rsonance Magntique et contraintes dacquisition des organes en mouvement

    51

    Linfluence du mouvement sur lacquisition est multiple. Le mouvement peut se produire soit

    pendant lacquisition, soit entre deux acquisitions.

    Un mouvement se produisant pendant lacquisition, c'est--dire entre lexcitation RF et la fin de

    lacquisition de lcho aura des consquences directes sur le signal effectivement enregistr car

    la phase accumule par les spins sera modifie.

    Dans le cas o le mouvement se produit entre les acquisitions, lacquisition de chaque cho ne

    pose pas de problme. En revanche, cest le processus dencodage spatial qui nest plus

    cohrent, puisque dune acquisition lautre, le contenu du plan / volume imag change.

    III.2. Mthodes pour saffranchir du mouvement respiratoire

    III.2.a. Lapne

    La respiration peut tre contrle par le patient. Lorsque cela savre ncessaire, on a recours

    lapne pour imager les organes sensibles aux mouvements respiratoires. Le temps

    dacquisition devient alors le facteur le plus limitant car il ne doit pas excder 20 30 secondes.

    Il est galement possible demander au patient de respirer de faon contrle afin que son cycle

    respiratoire soit reproductible en terme damplitude et ou de frquence. Cela ncessite la mise

    en place dun dispositif particulier.

    En effet, le signal du monitorage du mouvement respiratoire doit tre affich au patient sous la

    forme dune courbe par exemple qui est affiche et mise jour en temps rel. La mise en place

    du systme daffichage, dans lenvironnement IRM, pose nanmoins des problmes techniques

    et pratiques non ngligeables. Des systmes commerciaux existent actuellement mais restent

    onreux, peu utiliss en clinique et pas toujours compatibles IRM.

    III.2.b. Trigger respiratoire et cho navigator

    Les mthodes de synchronisation sont trs utilises durant les protocoles cliniques. Les

    mouvements respiratoires sont pseudo priodiques. On peut se les reprsenter par des signaux

    priodiques moduls en amplitude et en frquence. Le mouvement respiratoire prsente une

    grande variabilit la fois en frquence et en amplitude. On se base sur la variabilit de cette

    amplitude pour synchroniser le cycle respiratoire. On fixe gnralement un seuil sur lamplitude

    de la respiration de faon acqurir les donnes, pendant les phases expiratoires

    reproductibles.

  • Chapitre 1 : Imagerie par Rsonance Magntique et contraintes dacquisition des organes en mouvement

    52

    Pour connatre le signal respiratoire dans le mouvement nous pouvons soit :

    - utiliser des capteurs externes positionns sur le patient

    - utiliser des informations partielles de limage

    Le signal damplitude peut tre dduit partir des donnes IRM, laide dchos navigateurs ou

    de capteurs externes telle que la ceinture pneumatique.

    Les chos navigateurs peuvent cibler des organes et ainsi suivre des mouvements internes au

    contraire de la ceinture respiratoire qui donne une mesure de mouvement en surface (thorax ou

    abdomen). En revanche, lcho navigateur ne peut pas tre localis facilement dans la mme

    zone du corps que le plan ou le volume dintrt car il induit une modification de laimantation

    susceptible de crer des artfacts dans limage.

    Pour lensemble de notre travail nous utilisons des capteurs externes pour la mesure des

    mouvements respiratoires, les chos navigateurs ntant pas disponibles notre imageur.

    La synchronisation respiratoire rtrospective nest pas utilise en pratique clinique car elle

    ncessite une grande reproductibilit du mouvement dun cycle lautre, alors que les

    mouvements respiratoires peuvent tre trs variables en amplitude. Cette mthode nest donc

    pas couramment rpandue en pratique clinique (15).

    III.2.c. Limites de ces mthodes

    Lapne comporte de nombreux inconvnients. Elle nest pas toujours possible, et dpend

    surtout de lge du patient, de son tat physique et de sa pathologie. Aux ges extrmes, il est

    impossible de pouvoir obtenir une apne satisfaisante. Pour les enfants en bas ge, notamment

    infrieur 4-5 ans, le recours lanesthsie gnrale est indispensable. La respiration est alors

    sous le contrle du mdecin anesthsiste qui dbranche le respirateur le temps de lapne

    ncessaire. Certaines pathologies, notamment linsuffisance respiratoire, ne permettent pas au

    patient de pouvoir tenir une apne correcte.

    Et lorsque lapne est possible, elle nest pas toujours parfaite. Thoriquement, la position des

    organes devrait tre stable pendant toute la dure de lapne. En pratique, on observe des

    drives en position qui peuvent tre plus ou moins marques dun patient lautre. Ces drives

    sont plus importantes lorsque lapne est faite en fin dinspiration quen fin dexpiration. On peut

    expliquer cela par le fait que linspiration soit un phnomne actif ncessitant une contraction

  • Chapitre 1 : Imagerie par Rsonance Magntique et contraintes dacquisition des organes en mouvement

    53

    musculaire alors que lexpiration est un phnomne passif. Mais il est plus difficile pour un

    patient de tenir une longue apne en expiration quen inspiration.

    En cas de synchronisation respiratoire, nous nous heurtons dautres limites car ces mthodes

    sappuient sur lhypothse de reproductibilit du mouvement dun cycle lautre. Cette

    hypothse nest jamais parfaitement vrifie.

    En pratique, il est difficile de garantir une reproductibilit parfaite du mouvement sur une longue

    priode dacquisition. En outre, le choix du signal utilis pour le monitorage du mouvement

    respiratoire et le placement des seuils dacceptation est galement trs important. Ce signal doit

    tre corrl, le mieux possible, avec le mouvement de lorgane cibl. Lorsque des chos

    navigateurs sont utiliss, le tracker doit tre positionn un emplacement diffrent de lorgane

    dintrt, afin de ne pas crer dartfacts supplmentaires. Dans ces conditions, le mouvement

    mesur ne sera pas exactement celui de lorgane cibl. Le mme problme survient avec

    lutilisation de capteurs externes, telles que les ceintures pneumatiques, qui donnent une

    mesure de dplacement en surface.

    Enfin des phnomnes de drive du mouvement respiratoire sont parfois observs lors

    dexamens en respiration libre. Si aucun retour visuel nest affich au patient afin de corriger sa

    respiration, le signal de respiration peut ne plus atteindre du tout la fentre dacceptation.

    Linconvnient principal du trigger respiratoire est lallongement de la squence quil provoque.

    III.3. Mthodes pour saffranchir du mouvement cardiaque

    III.3.a. Le trigger cardiaque

    Plusieurs signaux peuvent tre utiliss pour la synchronisation cardiaque. LECG

    (lectrocardiogramme) est le plus utilis. Loxymtrie de pouls est galement utilise, facile

    mettre en uvre, elle se base sur une consquence de lactivit cardiaque et introduit donc un

    dlai intrinsque de plusieurs centaines de millisecondes.

    LECG fait donc office de mthode de rfrence mais sa mise en place est dlicate en raison

    des perturbations induites par lenvironnement lectromagntique spcifique. Synchroniser

    lacquisition IRM sur lECG revient dtecter les instants de dbut de chaque cycle cardiaque.

    La synchronisation cardiaque peut se faire de manire rtrospective. Le principe est alors

    dacqurir lespace k plusieurs fois, de faon continue, et de raffecter rtrospectivement les

    donnes la phase cardiaque dans laquelle elles ont t acquises.

  • Chapitre 1 : Imagerie par Rsonance Magntique et contraintes dacquisition des organes en mouvement

    54

    La synchronisation prospective a pour but de dclencher lacquisition IRM dans une phase

    cardiaque dintrt laide dun trigger. Pour la synchronisation cardiaque prospective utilisant

    lECG, le signal de synchronisation est fourni par la dtection de londe R. Cette onde

    correspond lactivation lectrique des cellules myocardiques du ventricule gauche, prcdant

    sa contraction et donc ljection du sang. Le TD (Trigger Delay) permet de retarder le dpart de

    lacquisition par rapport londe R, en fonction de la phase cardiaque dintrt.

    III.4. Mthodes pour rduire les temps dacquisition

    Avec les squences dimagerie classique, le facteur limitant est le temps dacquisition qui nest

    pas compatible avec les explorations abdominales. Il est donc ncessaire de raliser pour ces

    champs dexploration clinique des squences rapides en modifiant les paramtres intrinsques

    pour rduire leur dure.

    III.4.a. Imagerie rapide et ultrarapide

    Pour rduire les temps dacquisition, il existe de multiples approches. Le premier groupe

    concerne les mthodes dimagerie rapide qui sont bases sur la rduction du nombre de

    mesures.

    * Rduction du nombre des mesures :

    ** Rduction du nombre dexcitations :

    La rduction du nombre dexcitations nest possible que sur des appareils champ lev pour

    obtenir assez de rapport signal sur bruit.

    ** Rduction de la matrice :

    La rduction de la taille de la matrice engendre une perte de rsolution spatiale dans le sens du

    codage de phase et majore les artfacts de troncature.

    ** Rduction du champ de vue :

    Pour limagerie abdominale, on utilisera des matrices asymtriques avec des champs de vue

    rectangulaires.

    Le second groupe qui va permettre de rduire les temps dacquisition est bas sur limagerie en

    demi-plan de Fourier.

  • Chapitre 1 : Imagerie par Rsonance Magntique et contraintes dacquisition des organes en mouvement

    55

    * Acquisitions en demi-plan de Fourier

    La symtrie Hermitienne du plan de Fourier qui dcoule de la symtrie des gradients est

    exploite pour rduire de moiti la dure dacquisition des squences. Pour obtenir ces

    squences, il faut acqurir les mesures sur un peu plus de la moiti du nombre de lignes du

    codage de phase, lautre moiti tant reconstruite par symtrie.

    Le troisime groupe correspond limagerie rapide obtenue par remplissage de plusieurs ou

    balayage rapide du plan de Fourier.

    * Imagerie par remplissage de plusieurs lignes du plan de Fourier (ESR)

    Cette technique correspond aux squences cho de spin rapide (ESR) mise au point par

    J. Hennig en 1986 (11). Elle permet de diminuer la dure des squences en exploitant les

    diffrents chos dune squence multi-cho. Chaque cho successif dune mme excitation va

    bnficier dun codage de phase spcifique conduisant la ralisation dune ligne

    supplmentaire au sein dun mme plan de Fourier.

    En segmentant le plan de Fourier en paquets de lignes, par exemple au cours dune seule

    excitation 8 lignes sont lues, le balayage au lieu de se faire ligne par ligne se fait par paquet de

    8 lignes chaque TR (donc 8 fois plus rapidement).

    Dune faon habituelle pour limagerie abdominale, on associe lensemble des possibilits pour

    la rduction des temps dacquisition quelle que soit la squence et la pondration souhait.

    Ladaptation des paramtres au patient, ses capacits et la pathologie recherche doit tre

    faite pour chaque exploration en tenant compte des compromis faire.

    III.4.b. Imagerie parallle

    Toutes les techniques dimagerie rapides vues prcdemment se diffrencient, essentiellement

    par la manire dont sont agencs les gradients mis en uvre et par le type de remplissage de

    lespace k. Le codage spatial est donc ax sur les gradients et le gain obtenu, en terme de

    vitesse dacquisition, dpend surtout de leurs performances (amplitude maximale, vitesse de

    commutation ou temps de monte).

  • Chapitre 1 : Imagerie par Rsonance Magntique et contraintes dacquisition des organes en mouvement

    56

    Une autre approche pour rduire les temps dacquisition consiste utiliser la sensibilit des

    antennes de surface comme paramtre de codage spatial de limage.

    Parmi les diffrents lments de la chane dacquisition IRM, lantenne ou les antennes de

    rception ont un rle essentiel. Les proprits requises sont principalement dobtenir un trs

    bon rapport signal sur bruit associ une homognit du signal.

    Deux types dantennes peuvent tre utiliss : les antennes volumiques et les antennes de

    surface. La premire catgorie est le plus souvent en IRM ralise laide dune configuration

    de type cage oiseaux. Elle est intgre dans le tunnel IRM. Ce type dantenne produit

    gnralement un champ B1 trs homogne dans le volume dlimit par lantenne et dans

    lequel est plac le patient. Limage obtenue sera alors elle aussi homogne mais linconvnient

    est laugmentation du bruit provenant de lensemble du volume.

    Les antennes de surface sont places directement sur le patient et permettent dimager une

    zone cible avec un meilleur rapport signal sur bruit. Linconvnient est que limage ne sera pas

    homogne dans lensemble du volume explor. La sensibilit de cette antenne dcrot trs vite

    mesure que lon sen loigne. Pour pallier le manque dhomognit des antennes de surface,

    lide est de multiplier leur nombre et de les disposer de faon adapte autour du patient. Le

    rapport signal / bruit (S/B) se trouve ainsi amlior mais cela suppose de savoir combiner les

    images produites par chaque antenne de faon reconstituer une seule image homogne. La

    multiplication des antennes de rception entrane galement une multiplication de volume des

    donnes reconstruire (il y a autant despaces k que dlments dantennes) et galement le

    nombre de canaux dacquisition. Ds 1987, lide est apparue dutiliser cette redondance

    dinformation pour parallliser le processus dacquisition IRM (16)

    Les mthodes dacquisition parallle se divisent en 2 grandes familles :

    les mthodes reconstruisant limage globale partir des images produites par chaque antenne

    (reconstruction dans le domaine image, aprs transforme de Fourier) : SENSE (SENSitivity

    Encoding (17)), PILS (Partially Parallel Imaging with Localized Sensitivity), ASSET (Array

    Spatial Sensitivity Encoding Technique)