Introduction à l IRM 13-12-2012 Beaujon - Radiologie INSERM CRB3 (U773)
Contact: (Post-Doc, équipe Van Beers, INSERM U773 - CRB3) p.garteiser@inserm.fr 06 78 71 41 03
Au programme 9h00: Instrumentation Principes physiques de l IRM <pause, 15 min/> 10h00: Formation des images <pause, 15 min/> 11h15: Mécanismes de contraste, séquences de pulses générales, séquences de pulses pour l'imagerie cardiaque
Au programme 14h00-17h00 (?): Imagerie cardiaque chez la souris: expériences sur le pharmascan 7T anesthésie positionnement imagerie anatomique: effet du mouvement imagerie par gating restrospectif: "intragate"
Instrumentation 13-12-2012 Beaujon - Radiologie INSERM CRB3 (U773)
Bobine principale Destinée à créer le champ principal, en matériau supraconducteur, maintenue vers -269 C (plongée dans de l hélium liquide) Parcourue de >100A de courant Isolée thermiquement de la température ambiante par du vide, une couche d azote liquide (-195 C), et du vide.
Champs mesurés en Tesla (T) Champ magnétique terrestre : 0.0000045 T Systèmes cliniques : 1.5 4.7 T Systèmes petits animaux : 4.7-21T Le plus puissant actuellement : 23T
Gradients Destinés à créer des variations spatiales maîtrisées du champ magnétique total dans les 3 directions Caractérisés par leur force (20-1000 mt/m), leur slew rate («vitesse de balayage», en mt/m/s) et si ils incluent des bobines de correction de champ («shim coils»)
Bobines radiofréquences Envoient (Tx) les pulses radiofréquence, et/ou réceptionnent (Rx) le signal Géométrie : de volume ou de surface Type : simple, de quadrature, multi-canal Amplification integrée ou non Découplage actif : si des bobines distinctes sont utilisées en transmission et réception, pour éviter l induction mutuelle
Chaîne de détection rf Émission RF : Horloge, emetteur, amplificateurs Gradients : Alimentation, gestion des formes, refroidissement à l eau Réception RF : amplificateurs, splitter/combiner, digitizer, amplificateurs, reconstructeurs,
en résumé
Physique de l IRM 13/12/2012 Beaujon - Radiologie INSERM CRB3
IRMN On utilise la magnétisation due aux spins nucléaires IRM préferée à l apellation IRMN
IRM : histoire Découverte du spin : Pauli (1921) Résonance du spin : 1939 RMN : Bloch & Purcell (1946, Nobel 1952) Première image par RMN : Lauterbur & Mansfield (1973) Imagerie par transformée de Fourier : 1975 Imagerie echo-planaire : Mansfield (1977) Commercialisation : 1980
IRM : Imagerie par résonance magnétique Basé sur le phénomène de résonance magnétique nucléaire : Les noyaux ont une masse, une charge, et un moment angulaire Le mouvement de la charge leur confère un moment magnétique, µ µ peut être exprimé comme le produit du moment angulaire et d une constante propre à chaque noyau ; γ le ratio magnétogyrique
B 0 En présence d un champ magnétique, les moments magnétiques adoptent une précession (dite de Larmor) θ La précession est caractérisée par une fréquence (ω, MHz), propre à chaque noyau (γ, 42.6 MHz/T pour le noyau hydrogène) qui dépend du champ magnétique appliqué (B o, 3.0T à Beaujon): ω= γ B [MHz] 0 La physique dicte des niveaux d énergies discrets, résultant en seulement deux valeurs possibles pour l angle d ouverture θ du cône de précéssion
à l échelle macroscopique : magnétisation, M B = 0 T B = 0.1 T M T=0 K alignement des spins 0 % 100 % B = 0.1 T B = 0.5 T B 0 T=300 K alignement des spins 1 ppm 5 ppm
Magnétisation A 1.5T et 37 C, 1000006 sont parallèles 1000000 sont antiparallèles Le surplus : apparition d une aimantation macroscopique M, parallèle au champ principal
A l équilibre, le vecteur de magnétisation nette est statique, et n induit donc pas de courant dans une bobine de récéption Pour obtenir des informations sur les spins, il faut les perturber/exciter On utilisera une pulse de radiofréquence appliquée à la fréquence de Larmor du système pour exciter l échantillon M va précesser selon le champ principal à la fréquence de Larmor
Que se passe-t-il à l excitation? Dans un référentiel en rotation, l excitation RF est ressentie comme un champ magnétique additionnel ; c est le B 1 (orienté perpendiculairement à B 0 ) La même relation entre champ magnétique et précession s applique ; Conséquence : on imprime une rotation à la magnétisation, ce qui l oriente vers le plan XY (perpendiculaire au champ B 0 )
Que se passe-t-il après l excitation? -Relaxation transverse : Perte de la cohérence de phase : diminution exponentielle de la composante transverse selon XY (B 1 ), caractérisée par la constante de temps T 2. C est l origine de la forme du signal «fid» (free induction decay) induit dans la bobine de réception B 0 Larmor precession x M xy (t) y ms
le déphasage La fréquence est la variation de la phase dans le temps (ω = dφ/dt) Une différence de fréquence entre spins résulte en une accumulation de phase différente entre eux 1 tour/jour 24 tours/jour Condition initiale : cohérence de phase
Géométrie
La perte de cohérence est causée par : Les phénomènes intrinsèques de relaxation spin-spin (entropie, irréversibles, «vrai T 2») Les inhomogenéités du champ magnétique (dues à l objet ou à l équipement, réversibles si constants). Elles participent au T 2 apparent ; T 2 * Les gradients d imagerie (peuvent être réversés, cf «rephasing gradients»). Ils participent au T 2 apparent ; T 2 *
Déphasage résultant :
Que se passe-t-il après l excitation? -Relaxation longitudinale : Collision des spins avec leur environnement, résultant en une perte d énergie (radiation) constante des spins. Le retour des spins vers leur condition initiale résulte en une réaugmentation exponentielle de leur composante selon Z (B 0 ), caractérisée par la constante de temps T 1 (~30-5000 ms). C est l origine des phénomènes de saturation du signal IRM.
Intérêt clinique L expérience de RMN est sensible à la densité en noyaux, au T 1, au T 2 et au T 2 * de l échantillon indépendamment Chaque tissu biologique peut présenter une combinaison différente de ces paramètres C est la base exploitée pour générer le contraste des expériences d IRM M z M M xy
Principes d imagerie : l écho de spin dephasing 90 o pulse Spin echo 180 o pulse
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