FR2898685A1 - Traitement d'image obtenue par resonance magnetique a bandes passantes variables - Google Patents
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Abstract
Un procédé d'IRM de type « echo-planar » pour obtenir une image d'étude d'un échantillon comprend les étapes suivantes:a) une étape d'excitation au cours de laquelle on excite l'échantillon en le soumettant à une perturbation magnétique avec une bande de fréquences prédéterminée,b) une étape de lecture au cours de laquelle on parcourt une région de lecture bidimensionnelle de l'espace des fréquences spatiales en enregistrant un signal représentatif de l'échantillon, etc) on déduit l'image d'étude dans l'espace réel par application d'un type de transformation de Fourier sur le signal représentatif de l'échantillon. Selon ce procédé, la région de lecture est divisée en une pluralité de zones, et une vitesse de parcours de la région de lecture dans l'espace des fréquences spatiales varie au cours du temps en fonction de la zone de la région de lecture parcourue et d'un paramètre de contraste choisi préalablement.
Description
1 TRAITEMENT D'IMAGE OBTENUE PAR RESONANCE MAGNETIQUE A BANDES PASSANTES
VARIABLES
La présente invention est relative à l'imagerie par 5 résonance magnétique, et plus spécifiquement aux procédés d'imagerie de type echo-planar . Plus particulièrement, l'invention concerne un procédé d'imagerie par résonance magnétique de type echoplanar pour obtenir une image d'étude d'un échantillon, 10 comprenant les étapes suivantes : a) une étape d'excitation au cours de laquelle on excite l'échantillon en le soumettant à une perturbation magnétique avec une bande de fréquences prédéterminée, b) une étape de lecture au cours de laquelle on 15 parcourt une région de lecture bidimensionnelle de l'espace des fréquences spatiales en enregistrant un signal représentatif de l'échantillon, et c) on déduit l'image d'étude dans l'espace réel par application d'un type de transformation de Fourier sur le 20 signal représentatif de l'échantillon. Un tel procédé d'imagerie par résonance magnétique de type echo-planar est notamment décrit dans la conférence du 8 Décembre 2003, du prix Nobel Sir Peter Mansfield. La caractéristique principale de ce procédé est 25 l'enregistrement d'une image de l'échantillon à partir d'une seule excitation magnétique de l'échantillon. Cette unique excitation magnétique avec une bande de fréquences large permet d'exciter les spin des molécules de l'échantillon. 30 Puis, on forme une image intermédiaire bidimensicnnelle dans l'espace de Fourier (espace des k, ou des fréquences spatiales) à partir d'une série de décroissances d'inductions libres unidimensionnelles. Cette série de décroissances est arrangée de manière correcte 35 afin de former l'image intermédiaire, qui est en fait le modèle de diffraction de l'échantillon. Cette image
2 intermédiaire est en fait l'image duale dans l'espace de Fourier de l'image de l'échantillon dans l'espace réel. En fait, on applique à l'échantillon une séquence d'impulsions de gradient magnétique bidimensionnel illustrée par les exemples des figures lA à 1D, afin d'obtenir l'image intermédiaire en une seule étape. Comme indiqué plus haut, cette séquence comprend la soumission de l'échantillon à un champ magnétique correspondant à une phase d'excitation initiale du spin, suivie par la soumission à une impulsion de sélection de la tranche transversale d'étude. Cela engendre un signal magnétique actif qui peut décroître librement en présence des gradients de lecture Gx et Gy. Comme illustré à la figure 1A, le gradient Gx peut avoir la forme d'une série d'impulsions de courte durée tandis que le gradient Gy a la forme d'un signal carré. Dans un tel cas, l'espace de Fourier est parcouru suivant la trajectoire de la figure 1B. Par ailleurs, comme représenté sur le chronogramme de la figure 1C, le gradient Gx peut être sensiblement constant et de faible niveau, tandis que le gradient Gy a la forme d'un signal carré. Dans un tel cas, l'espace de Fourier est parcouru suivant la trajectoire de la figure 1D. L'amplitude des gradients magnétiques est directement proportionnelle à la vitesse de lecture de l'image intermédiaire. Enfin, on utilise une transformation de Fourier classique pour obtenir l'image réelle de l'échantillon à partir de l'image intermédiaire. Ce procédé a l'avantage de générer des images de manière rapide.
Cependant, le signal enregistré lors de la soumission aux gradients de lecture est sujet à une part importante de bruit, d'autant plus que la bande passante de réception du signal est relativement large. En conséquence, l'image comprend des artéfacts et des perturbations parasites ce qui rend l'image de mauvaise qualité. Ceci est d'autant plus gênant que cette image peut servir à un usage médical pour détecter des anomalies à l'intérieur d'un patient. La présente invention a notamment pour but de pallier ces inconvénients.
Un but de la présente invention est notamment de fournir un procédé d'imagerie médicale dont le signal enregistré présente un rapport signal sur bruit amélioré. A cet effet, selon une définition de l'invention, la région de lecture est divisée en une pluralité de zones, et une vitesse de parcours de la région de lecture dans l'espace des fréquences spatiales varie au cours du temps en fonction de la zone de la région de lecture parcourue. Grâce à ces dispositions, on peut fournir une image d'un échantillon dont le rapport signal sur bruit est optimisé. Notamment, il est possible de privilégier une zone de l'espace de Fourier, par exemple celle des basses fréquences spatiales qui correspond au contraste générale de l'image. En effet, la vitesse de lecture influe directement sur la bande passante de réception du signal représentatif de l'échantillon. Plus la vitesse de lecture est élevée, plus la bande passante est large et plus la quantité de bruit obtenue dans le signal est importante. En conséquence, en faisant varier la vitesse de lecture au cours du parcours de l'espace de Fourier, on peut privilégier le signal correspondant au contraste au détriment par exemple de détails de texture. Parr ailleurs, la vitesse de parcours dans lesdites zones est fonction d'un paramètre de contraste souhaité de l'image d'étude choisi préalablement. Il est en effet important dans certaines applications de privilégier les informations sur le contraste, notamment dans le cadre de la détection de tumeurs cancéreuses. Dans divers modes de réalisation du procédé selon l'invention, on peut éventuellement avoir recours en outre 35 à l'une et/ou à l'autre des dispositions suivantes : - au cours de l'étape b), on commande le parcours de la région de lecture de l'espace des fréquences spatiales en soumettant l'échantillon à un champ magnétique de lecture comportant un gradient, et une amplitude du gradient de champ magnétique est sensiblement proportionnelle à la vitesse de parcours ; - la région de lecture comporte une origine où les fréquences spatiales sont minimales, et la vitesse de parcours d'une zone considérée de la région de lecture est d'autant plus élevée que la zone considérée est éloignée de l'origine ; - on parcourt la région de lecture le long d'une spirale centrée sur l'origine ; on parcourt la région de lecture par balayage successifs de colonnes, la vitesse de parcours variant 15 d'une colonne à une autre ; -une vitesse de parcours d'une colonne est d'autant plus grande que la colonne est éloignée d'une colonne d'origine où les fréquences spatiales sont minimales ; 20 - le signal représentatif de l'échantillon est un courant capté par un capteur inductif, ledit courant résultant d'une réponse magnétique de l'échantillon à l'application d'un champ magnétique de lecture ; - on adapte la largeur d'une bande passante de 25 détection du capteur inductif en fonction de la vitesse de parcours de la région de lecture ; - la bande passante est d'autant plus large que la vitesse de parcours est élevée ; - la région de lecture est parcourue par deux 30 parcours distincts entrelacés ; - on applique à l'image d'étude un filtrage numérique qui est basé sur la variation de la vitesse de parcours d'une zone à une autre. Par ailleurs, l'invention a également pour objet un 35 dispositif d'imagerie par résonance magnétique de type echoplanar destiné à générer une image d'étude d'un échantillon, comprenant : a) des moyens d'excitation adaptés pour exciter l'échantillon en le soumettant à une perturbation magnétique avec une bande de fréquences prédéterminée, b) des moyens de génération d'un gradient magnétique de lecture, adapté pour faire varier temporellement le gradient de lecture pour parcourir une région de lecture bidimensionnelle de l'espace des fréquences spatiales, et des moyens d'enregistrement d'un signal représentatif de l'échantillon, associés aux moyens de génération du gradient magnétique, et c) une unité de calcul adaptée pour générer l'image d'étude dans l'espace réel par application d'un type de transformation de Fourier sur le signal représentatif de l'échantillon, caractérisé en ce que la région de lecture est divisée en une pluralité de zones, et en ce qu'une vitesse de parcours de la région de lecture dans l'espace des fréquences spatiales varie au cours du temps en fonction de la zone de la région de lecture parcourue et d'un paramètre de contraste choisi préalablement. D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront au cours de la description suivante d'un de ses modes de réalisation, donné à titre d'exemple non limitatif, en regard des dessins joints.
Sur les dessins : - les figures lA à 1D, déjà décrites, représentent l'évolution temporelle des gradients magnétique selon un procédé conforme à l'état de la technique ; - la figure 2 représente de manière schématique un 30 dispositif d'imagerie par résonance magnétique conforme à l'invention ; et - les figures 3A à 3D représentent l'évolution temporelle des gradients magnétiques selon un procédé conforme à l'invention ; 35 -la figure 4 est un organigramme correspondant au procédé conforme à l'invention.
Sur les différentes figures, les mêmes références désignent des éléments identiques ou similaires. Comme illustré sur la figure 2, un dispositif d'imagerie par résonance magnétique 1 permet d'obtenir une image de l'intérieur d'un échantillon ou d'un patient 2 situé dans le dispositif d'IRM 1. Ce dispositif comporte tout d'abord des moyens d'excitation, formés notamment par un générateur d'impulsion de champ magnétique 3, comprenant des électroaimants. Ce générateur permet d'exciter les molécules du patient 2 en imposant une perturbation magnétique avec une bande de fréquences prédéterminée. Ensuite, le dispositif d'IRM 1 comprend des moyens de génération d'un gradient magnétique de lecture 4, formés d'électroaimants commandés par une unité de commande 5.
L'unité de commande 5 contrôle les électroaimants pour imposer des gradients magnétiques de lecture Gx et Gy. Ces gradients varient au cours du temps, afin de parcourir une l'espace des fréquences spatiales, ou espace de Fourier, ainsi qu'on l'a vu précédemment.
Enfin, le dispositif d'IRM comprend des moyens d'enregistrement 6 d'un signal représentatif de l'échantillon. Ces moyens peuvent comprendre une bobine de détection de champ magnétique 6 adaptée pour générer un signal électrique représentatif d'un champ magnétique détecté. Ce signal électrique est fourni à une unité de calcul 7 adaptée pour générer l'image d'étude dans l'espace réel par application principalement d'une transformation de Fourier sur le signal représentatif de l'échantillon. Usuellement, les moyens d'excitation et les moyens de génération de gradient magnétique de lecture 4 comprennent des électroaimants concentriques non représentés disposés autour du patient 2, l'électroaimant des moyens d'excitation étant disposé au plus près du patient 2. Ces électroaimants peuvent eux-mêmes être entourés par un électroaimant de formation du champ magnétique principal du dispositif d'IRM.
7 Selon un premier mode de réalisation représenté aux figures 3A et 3B, après avoir soumis l'échantillon à une excitation magnétique 8, on sélectionne la tranche de l'étude au moyen de l'application d'un gradient de sélection Gz. Puis, on applique les gradients de lecture Gx et Gy à l'échantillon. Le gradient Gx a, dans cette forme de réalisation, la forme d'une série d'impulsions de courte durée. Le gradient Gy possède quant à lui la forme d'un signal carré dont l'amplitude diminue à chaque alternance, jusqu'à atteindre un minimum au niveau de l'origine, puis augmente à nouveau. La trajectoire suivie au cours de la phase d'enregistrement lors du parcours de l'espace de Fourier est illustrée sur la figure 3B. Cette trajectoire se décompose en lignes verticales, qui correspondent aux parties planes du signal carré. Par conséquent, au cours du parcours de la trajectoire dans l'espace des fréquences spatiales illustrée à la figure 3B, la vitesse de parcours, directement proportionnelle de l'amplitude du gradient, est réduite au niveau de l'origine 0, en comparaison avec la vitesse de parcours dans des lignes éloignées de cette origine. Ainsi, le signal échantillonné au niveau de l'origine des fréquences possède un rapport signal sur bruit plus élevé, et le contraste général de l'image est amélioré. Dans ce cas, la vitesse de parcours est constante le long de chacune des lignes verticales, mais varie d'une ligne à une autre, par exemple en augmentant d'autant plus que la ligne est proche de l'origine. Cette distribution de la vitesse au cours du parcours peut être modifiée en fonction des spécifications de fonctionnement d'un opérateur. Si ce dernier souhaite obtenir une image avec un contraste de qualité, la vitesse de parcours de la région des fréquences spatiales basses
8 est réduite (à proximité de l'origine 0). Si, à l'inverse, l'opérateur désire privilégier les contours de l'image et les textures, la vitesse de parcours de l'image peut être augmentée au niveau des fréquences basses (à proximité de l'origine 0). Il est impératif de conserver une aire constante sous chaque lobe 9 du signal carré afin de garantir une conservation de la forme générale de l'image. En effet, sans cette précaution, le parcours de l'espace de Fourier pourrait être asymétrique et provoquer une distortion de l'image dans l'espace réel. C'est pourquoi la largeur d'un lobe considéré est inversement proportionnel à l'amplitude du même lobe. Ce procédé conforme à ce premier mode de réalisation peut notamment être amélioré par l'utilisation d'une pluralité de trajectoires entrelacées. Cela permet notamment d'optimiser la vitesse d'acquisition de l'image de l'échantillon. Selon un second mode de réalisation conforme à l'invention et représenté aux figures 3C et 3D. Dans ce mode de réalisation, on parcourt l'espace de Fourier suivant une trajectoire ayant une forme de spirale centrée sur l'origine. Dans un tel cas, les gradients Gx et Gy ont une forme proche l'un de l'autre. En effet, ils ont tous deux la forme d'un signal en créneau qui comprend des portions nulles disposées entre les alternances. De plus, les gradients sont en quadrature de phase afin d'effectuer le parcours de la figure 3D. Afin d'avoir une vitesse de parcours élevée à mesure que l'on s'éloigne de l'origine du plan de Fourier, l'amplitude des créneaux augmente. Cependant, cette fois, la propriété d'aire constante sous les lobes n'est pas préservée car la distance à parcourir varie à chaque ligne. L'avantage d'un tel procédé est que la variation de la vitesse est plus proche de l'éloignement absolu d'un point par rapport à l'origine. Après avoir obtenu le signal représentatif de l'échantillon, un filtrage numérique peut être effectué pour améliorer la qualité de l'image. Ce filtrage peut être effectué directement sur le signal représentatif ou bien sur l'image réelle obtenue après la transformation de Fourier de l'image dans l'espace de Fourier. Ce procédé d'imagerie par résonance magnétique bidimensionnelle est tout à fait transposable à un procédé d'imagerie temporelle tridimensionnelle, suivant lequel on fait de plus varier au cours du temps le gradient de sélection de tranche. Comme illustré à la figure 4, un procédé conforme à l'invention comprend une étape d'excitation 5401, qui consiste en la génération d'une impulsion magnétique avec une bande de fréquences large. A l'étape 5402, un gradient de sélection permet de sélectionner une tranche d'étude dans le patient. Ensuite, des gradients de lecture sous la forme de gradient de champ magnétique sont imposés au patient (S403). Comme on l'a vu précédemment, ces gradients évoluent avec le temps de sorte que la vitesse de parcours de l'espace des fréquences spatiales varie. On modifie ainsi la bande passante du signal, résultant en une variation du rapport signal sur bruit. Simultanément, une phase d'enregistrement (S405) détecte et enregistre un signal représentatif du patient qui permet d'obtenir une image dans le plan de Fourier des fréquences spatiales. Enfin, par transformation de Fourier inverse à l'étape 5906, on déduit de cette image dans le plan de fréquences spatiales. Cette invention permet notamment d'envisager des IRM plus rapides qui permettraient par exemple de suivre en temps réel l'action d'une substance sur une tumeur dans le cadre de la recherche anticancéreuse.
Claims (13)
1. Procédé d'imagerie par résonance magnétique de type 5 echo-planar pour obtenir une image d'étude d'un échantillon, comprenant les étapes suivantes : a) une étape d'excitation au cours de laquelle on excite l'échantillon en le soumettant à une perturbation magnétique avec une bande de fréquences prédéterminée, 10 b) une étape de lecture au cours de laquelle on parcourt une région de lecture bidimensionnelle de l'espace des fréquences spatiales en enregistrant un signal représentatif de l'échantillon, et c) on déduit l'image d'étude dans l'espace réel par 15 application d'un type de transformation de Fourier sur le signal représentatif de l'échantillon, caractérisé en ce que la région de lecture bidimensionnelle est divisée en une pluralité de zones, et en ce qu'une 20 vitesse de parcours de la région de lecture dans l'espace des fréquences spatiales varie au cours du temps en fonction de la zone de la région de lecture parcourue.
2. Procédé selon la revendication 1, suivant lequel la 25 vitesse de parcours dans lesdites zones est fonction d'un paramètre de contraste souhaité de l'image d'étude choisi préalablement.
3. Procédé selon la revendication 1 ou la 30 revendication 2, suivant lequel au cours de l'étape b), on commande __e parcours de la région de lecture de l'espace des fréquences spatiales en soumettant l'échantillon à un champ magnétique de lecture comportant un gradient, et suivant lequel une amplitude du gradient de champ 35 magnétique est sensiblement proportionnelle à la vitesse de parcours. 11
4. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, suivant lequel la région de lecture comporte une origine où les fréquences spatiales sont minimales, et suivant lequel la vitesse de parcours d'une zone considérée de la région de lecture est d'autant plus élevée que la zone considérée est éloignée de l'origine.
5. Procédé selon la revendication 4, suivant lequel on 10 parcourt la région de lecture le long d'une spirale centrée sur l'origine.
6. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, suivant lequel on parcourt la région de lecture par 15 balayage successifs de colonnes, la vitesse de parcours variant d'une colonne à une autre.
7. Procédé selon la revendication 6, suivant lequel une vitesse de parcours d'une colonne est d'autant plus 20 grande que la colonne est éloignée d'une colonne d'origine où les fréquences spatiales sont minimales.
8. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, suivant lequel le signal représentatif de 25 l'échantillon est un courant capté par un capteur inductif, ledit courant résultant d'une réponse magnétique de l'échantillon à l'application d'un champ magnétique de lecture. 30
9. Procédé selon la revendication 8, suivant lequel on adapte la largeur d'une bande passante de détection du capteur inductif en fonction de la vitesse de parcours de la région de lecture. 35
10. Procédé selon la revendication 9, prise en combinaison avec la revendication 3, suivant lequel labande passante est d'autant plus large que la vitesse de parcours est élevée.
11. Procédé selon l'une quelconque des revendications 5 précédentes, suivant lequel la région de lecture est parcourue par deux parcours distincts entrelacés.
12. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, suivant lequel on applique à l'image d'étude 10 un filtrage numérique qui est basé sur la variation de la vitesse de parcours d'une zone à une autre.
13. Dispositif d'imagerie par résonance magnétique (1) de type echo-planar destiné à générer une image d'étude 15 d'un échantillon, comprenant : a) des moyens d'excitation (3) adaptés pour exciter l'échantillon en le soumettant à une perturbation magnétique avec une bande de fréquences prédéterminée, b) des moyens de génération d'un gradient 20 magnétique de lecture (4), adapté pour faire varier temporellement le gradient de lecture pour parcourir une région de lecture bidimensionnelle de l'espace des fréquences spatiales, et des moyens d'enregistrement (6) d'un signal représentatif de l'échantillon, associés aux 25 moyens de génération du gradient magnétique, et c) une unité de calcul (7) adaptée pour générer l'image d'étude dans l'espace réel par application d'un type de transformation de Fourier sur le signal représentatif de l'échantillon, 30 caractérisé en ce que la région de lecture est divisée en une pluralité de zones, et en ce qu'une vitesse de parcours de la région de lecture dans l'espace des fréquences spatiales varie au cours du temps en fonction de la zone de la région de lecture parcourue et d'un paramètre de 35 contraste choisi préalablement.
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| FR0602227A Pending FR2898685A1 (fr) | 2006-03-14 | 2006-03-14 | Traitement d'image obtenue par resonance magnetique a bandes passantes variables |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| FR (1) | FR2898685A1 (fr) |
Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0256779A2 (fr) * | 1986-08-06 | 1988-02-24 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Dispositif pour l'imagerie rapide par résonance magnétique nucléaire |
| US4859945A (en) * | 1988-05-03 | 1989-08-22 | Elscint Ltd. | Optimized signal to noise ratio |
| US4952876A (en) * | 1988-11-23 | 1990-08-28 | General Electric Company | Variable bandwidth multiecho NMR imaging |
| US5084675A (en) * | 1989-08-11 | 1992-01-28 | Siemens Aktiengesellschaft | Method for improving the signal-to-noise ratio in a nuclear magnetic resonance tomography apparatus |
| EP0759562A2 (fr) * | 1995-08-17 | 1997-02-26 | Picker International, Inc. | Une méthode et un appareil pour l'imagerie par résonance magnétique |
| EP1035417A1 (fr) * | 1999-03-08 | 2000-09-13 | Marconi Medical Systems, Inc. | Procédé et dispositif de résonance magnétique |
-
2006
- 2006-03-14 FR FR0602227A patent/FR2898685A1/fr active Pending
Patent Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0256779A2 (fr) * | 1986-08-06 | 1988-02-24 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Dispositif pour l'imagerie rapide par résonance magnétique nucléaire |
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Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| FEINBERG D A ET AL: "DUAL CONTRAST GRASE (GRADIENT-SPIN ECHO) IMAGING USING MIXED BANDWIDTH", MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE, ACADEMIC PRESS, DULUTH, MN, US, vol. 31, no. 4, 1 April 1994 (1994-04-01), pages 461 - 464, XP000436036, ISSN: 0740-3194 * |
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