DANS UN CORPS PAR EXPERIMENTATION

DE RESONANCE MAGNETIQUE NUCLEAIRE

La présente invention a pour objet un procédé de repré- sentaiion des parties en mouvement dans un corps au moyen d'un procédé d'imagerie par résonance magnétique nucléaire (RMN). L'invention trouve son application particulièrement dans le domaine médical où les corps examinés sont des corps humains, et où les parties mobiles peuvent être des cellules du sang circulant dans des veines ou des artères, ou des organes mobiles tels, que le muscle cardiaque- En particulier cette invention est mise en oeuvre pour révéler des angiographies. De cette manière il devient possible de

10 tracer le réseau de vascularisation d'un corps.

II est connu dans l'état de la technique, en particulier dans la demande de brevet Européen n° 8 307746.2 déposée le 09 novembre 1984, de représenter les images de parties mobiles d'un corps en se livrant à deux séries d'expérimentations successives. Au cours d'une , c première série on acquiert l'image d'une coupe du corps d'une manière classique. Il est connu que l'image des parties mobiles du corps n'est pas révélée puisque les contributions au signal de RMN que ces parties en mouvement apportent sont uniformément distri¬ buées en phase : ces contributions s'annulent mutuellement. On a pu 0 montrer que l'annulation de ces contributions étaient liée à l'allure même des codages magnétiques que subissent les parties à imager au cours d'une séquence d'imagerie. En compensant par des impulsions dites bipolaires compensatrices l'effet parasiτe ce ces codages sur les parties mobiles, il est possible d'obtenir en une deuxième série 5 d'expérimentation, une image révélatrice des parties à la fois fixes et mobiles du corps. La soustraction de l'image classique à l'image obtenue avec compensation donne alors l'image des parties mobiles seules.

Cette procédure tout en étant performante présente un incon¬ vénient : elle est longue- En effet l'acquisition de l'image des particules en mouvement nécessite l'acquisition de deux images : l'image compensée et l'image codée en vitesse. Or en RMN l'acquisition d'une image est longue. En effet les procédés d'imagerie utilisés tiennent compte que la réponse restituée par le corps, à chaque excitation qu'il subit, et une réponse en volume : toutes les particules émettent un signai de désexcitation à l'issue. II devient alors nécessaire de répéter les expérimentations en des séries de séquences d'excitation, au cours desquelles le codage varie d'une séquence à l'autre, de manière à permettre le décrlptage de l'image. Le retour à l'équilibre des moments magnétiques des particules excitées pendant l'excitation étant relativement lent, une séquence ne peut être entamée à la suite d'une autre qu'après un temps au bout duquel on peut considérer que cet équilibre est rétabli. La précision des images est directement liée au nombre des séquences que comporte une série de séquences. Couramment la durée né¬ cessaire pour acquérir une image est de l'ordre de 8 minutes. Dans ces conditions une angiographie dure environ 16 minutes.

La présente invention a pour objet de remédier à cet incon¬ vénient en proposant une image des parties en mouvement dont l'acquisiton dure deux fois moins longtemps. Dans l'invention on s'est arrangé, plutôt que de compenser-coder l'effet des particules en mouvement pendant la durée de la séquence, de sensibiliser, en amont du processus d'acquisition-reconstruction, l'excitation radio- fréquence des particules de manière à ce que seules les particules en mouvement contribuent à un signal de RMN mesurable. Les parties fixes voient leur mo:r.ent magnétique redressé et realigné avec le champ magnétique constant, homogène, et orientateur de la machine. Il en résulte en outre d'autres avantages. Dans les sé¬ quences à codage de phase interne à la séquence, l'obtention d'un contraste en flux n'est obtenu qu'après tout le processus d'acqui¬ sition reconstruction. Dans ces conditions, toutes les erreurs, en particulier les erreurs de phases dans le signal de RMN, dues aux

courants de Foucauld dans les bobines servant à appliquer les codages, y sont incluses. Dans l'invention les erreurs de traitement pour reconstruire l'image sont réduites puisqu'on ne calcule qu'une seule image. En définitive l'image peut être plus nette. La présente invention concerne un procédé de représentation des parties en mouvement dans un corps par expérimentation de résonance magnétique nucléaire dans lequel,

- on soumet d'une part le corps à un champ magnétique orientateur, et d'autre part à une pluralité de séquences d'excitation au cours de chacune desquelles,

- on fait basculer l'orientation des moments magnétiques des particules du corps au moyen d'une première excitation électro¬ magnétique radiofréquence,

-on applique des impulsions de gradient de champ pour induire, dans le signal résultant de précession libre des moments magné¬ tiques, des codages susceptibles de discriminer les contributions de chaque partie du corps,

- on relève ce signal de précession libre,

- et on le traite pour représenter les parties mobiles du corps, caractérisé en ce que,

- au cours de chaque première excitation électromagnétique on applique deux impulsions d'excitation successives pour faire basculer l'orientation des moments magnétiques des parties mobiles de deux angles égaux et opposés l'un de l'autre par rapport à l'orientation initiale de ces moments,

- et en ce qu'on applique entre ces deux im puisions d'exci¬ tations successives une impulsion bipolaire d'un gradient de champ.

L'invention sera mieux comprise à la lecture de la description qui suit et à l'examen des figures qui l'accompagnent. Celles ci ne sont qu'indicatives et nullement limitatives de l'invention. Les figures montrent :

- figure 1 : une représentation schématique d'une machine de RMN pour la mise en oeuvre du procédé de l'invention;

- figure 2 : des diagrammes temporels de signaux utilisés dans ie procé é de l'invention;

- figures 3a à 3d : des représentations vectorielles des bascu- lements subis par les moments magnétiques excités avec le procédé de l'invention; figure 4 : une excitation complexe conforme à l'invention pour montrer deux images révélant d'une part les parties mobiles et d'autres part les parties fixes ;

- figure 5 : la représentation d'une variante préférée d'exci¬ tation selon l'Invention.

La figure 1 représente une machine de RMN utilisable pour la mise en oeuvre du procédé de l'invention. Cette machine comporte principalement des moyens 1 pour soumettre un corps 2 à un champ B _Q magnétique, continu, homogène, et intense dit orientateur. Par des bobines de gradient 3 le corps 2 peut être soumis, tempo¬ rairement, à des champs magnétiques supplémentaires, dits gra- dients de champ, utilisables d'une manière connue avec des procédés d'imagerie. Dans ces conditions, en des séries de séquences d'excitations, le corps est soumis à des excitations électro¬ magnétiques radiofréquences appliquées par une antenne 4 et pro¬ duites par un générateur 5. Lorsque les excitations cessent l'antenne 4 peut servir à mesurer le signal de désexcitation. Ce signal de désexcitation, dit aussi de RMN, est acheminé au moyen d'un duplexeur 6 sur des moyens de réception 7 et à la suite sur des moyens de traitement 8 de manière à représenter sur un dispositif de visualisation 9 les images désirées des parties du corps. Tous ces organes sont pilotés par un sequenceur 10. Dans l'état de la technique, une image I-, des parties mobiles du corps était obtenue par comparaison d'une première image I, obtenue classiquement à une image correspondant point à point à des mêmes parties du corps, où l'effet de vitesse des parties mobiles avait été compensé. Dans l'invention on agit différemment parce que, d'une part, il n'est pas nécessaire d'acquérir deux images et que, d'autre part, l'excitation est particulière.

La figure 2 montre les diagrammes temporels d'une excitation conforme à l'invention. Sur chacun de ces diagrammes on distingue

deux parties : une partie antérieure à une date 0 et une partie postérieure. La partie antérieure concerne l'invention présente, la partie postérieure concerne un procédé d'imagerie. Ce procédé peut être quelconque ; dans un exemple préféré le procédé d'imagerie est connu, il est du type 2 D F T. Selon ce procédé une image peut être reconstruite par double traitement par transformée de Fourier du signai de RMN, d'où son nom. L'excitation selon l'invention comporte essentiellement au moins deux impulsions 11 et 12, de valeur absolue sensiblement égale, et dont l'effet est de provoquer un basculement, en sens inverse l'un de l'autre, des orientations des moments magnétiques des particules excitées. Entre ces deux impulsions le corps est soumis en outre à une impulsion bipolaire, par exemple 13 ou 14 ou - 15, d'un gradient de champ. Une impulsion bipolaire d'un gradient de champ est une impulsion dont l'intégrale de la valeur pendant la durée est nulle. Ceci signifie par exemple que l'impulsion 13 comporte d'une manière préférée deu. impulsions 16 et 17, placées symétriquement J'une de l'autre par . rapport à une date intermédiaire entre les deux impulsions électromagnétiques 1 1 et 12, de durées 18 et 19 égales et d'à mplftudes symétriques l'une. de l'autre. Cependant (impulsion 14) la date d'inversion de l'impulsion bipolaire de gradient n'a pas besoin de se produire au milieu de la durée qui sépare les impulsions 11 et 12. De même (impulsion 15) les formes et durées des impulsions ne sont pas nécessairement symé¬ triques. Ce qui compte est que les intégrales de chacune des deux impulsions de gradient composant l'impulsion bipolaire soient égales et de signe contraire. L'impulsion de gradient peut bien entendu être constituée par une combinaison quelconque des impulsions bipolaires 13 à 15.

Les durées des phases représentées sur les parties gauche et droite de la figure 2 doivent être comparées. Compte tenu des temps de montée des alimentations électriques habituellement uti¬ lisées pour appliquer les impulsions bipolaires de gradient sur les bobines 3 (en général de l'ordre de 1 ms), la durée qui sépare l'impulsion 11, de l'impulsion 12 peut être de l'ordre de 4 à 10 ms.

Par contre, étant donné qu'avec une expérimentation de RMN on mesure les temps de relaxation T . ou T2 des particules excitées, on utilise des durées d'expérience T avec des valeurs voisines. En pratique T est de l'ordre de 15 ms à 100 ms, les séquences d'une

5 série de séquences se succédant alors les unes aux autres avec un temps de répétition de l'ordre de la seconde. La partie droite de la figure montre les gradients codeurs applicables à un procédé d'imagerie de type 2 D F T. L'image obtenue ici a la particularité de représenter la projection, sur un plan perpendiculaire à B _Q dans

1 l'exemple, de l'image de toutes les parties du corps 2 qui se situent à l'intersection avec le volume V d'intérêt de la machine. La pro¬ jection pourrait cependant être faite dans n'importe quelle direction. On montrera plus loin que la méthode de l'invention est aussi applicable pour faire des images de tranches du corps 2

, r utilement soumises à l'examen. D'une manière connue la séquence d'imagerie comporte essentiellement deux impulsions de gradient de nature différente, une impulsion 20 de codage de phase et une impulsion 21 de codage de lecture appliquées sur deux axes ortho¬ gonaux de la machine respectivement y et x et dans le plan desquels

20 est représenté l'image. L'impulsion 20 présente la particularité d'avoir une valeur qui évolue d'une séquence à l'autre pendant la série des séquences. L'impulsion de lecture 21 est associée, d'une manière connue, à une Impulsion 22 de précodage de lecture- Une impulsion électromagnétique radiofréquence 23, appliquée à une

25 date T/2, a pour objet de s'affranchir des inhomogénéités du champ B _Q : elle provoque la réflexion de la dispersion de phase du signal de RMN due à ces inhomogénéités. En conséquence le signal de RMN qui doit suivre une courbe théorique 24 et qui s'évanouit en réalité rapidement (en 25) du fait de ces Inhomogénéités, réapparaît tem- _Q porairement à une date T (en 26) dont la valeur est double de la date T/2 à laquelle est appliquée l'impulsion 23 dite pour cette raison d'écho de spin.

Les figures 3a à 3d montrent schématiquement le basculement de l'orientation des moments magnétiques soumis à une excitation

selon l'invention. D'une manière préférée l'angle de. basculement est égal à 90°. Ainsi au cours de la première impulsion électro¬ magnétique 11 un moment magnétique 27 orienté parallèlement à B _Q , selon un axe z se trouve brutalement orienté en 28 selon un axe x, après une rotation de 90° autour d'un axe y. Dès qu'il est dans cette position, le moment magnétique 28 se met à précesser. Les figures 3a à 3d sont représentées dans le repère tournant lié à ce moment magnétique et dépendant de ce mouvement de précéssion. Ceci signifie qu'au cours de cette précession, dans ce repère, le moment magnétique 28 ne fait que se redresser. Dans l'invention, très rapidement avant que ce mouvement de redressement ne deviennent sensible, on applique l'impulsion bipolaire de gradient. A cause de cette impulsion les moments magnétiques des parties mobiles se déphasent par l'exemple en 29 de .l'orientation des moments magnétiques des parties fixes. La valeur y de ce déphasage est proportionnelle à la vitesse des parties mobiles concernées w_ et à un facteur k dépendant de l'intégrale de chacune des deux impulsions du gradient bipolaire. La valeur ^y est liée au sens des parties mobiles concernées par rapport à l'axe du gradient choisi pour appliquer l'impulsion bipolaire.

Ce déphasage s'explique de la manière suivante. Pour les parties fixes, pendant la première impulsion du gradient bipolaire, la vitesse de précession est accélérée (ou ralentie : cela dépend du sens de cette impulsion) alors que pendant la deuxième impulsion elle est ralentie (ou accélérée) d'une manière égaie. Autrement dit les moments magnétiques des particules fixes se déphasent par rapport au repère mobile puis se rephasent avec lui. En ce qui concerne les particules mobiles, au cours de la deuxième impulsion du gradient bipolaire, la compensation du déphasage due à la première impulsion ne se produit pas. En effet ces particules, du fait de leur mouvement lié à leur vitesse, fréquentent pendant cette autre durée d'autres régions de l'espace où les conditions de codage, liées au gradient sont différentes.

En réappliquant alors, à l'issue des impulsions bipolaires de gradient, une excitation tendant à redresser les moments magné¬ tiques 28 on aboutit à la situation suivante : les moments magné¬ tiques des particules fixes sont réalignés avec le champ B _Q tandis que les moments magnétiques 30 des particules mobiles font un angle Ψ avec la direction du champ orientateur. Les composantes 29 se trouvent basculées en composantes 30. Il en résulte que les particules mobiles contribuent alors au signal de RMN seules, et avec une valeur 31 proportionnelle à r sin ] = O sin k.v. La valeur P représente la densité de particules animées de la vitesse _v en chacune des régions élémentaires, ou voxels, du corps 2 représentées ultérieurement par un point, un pixel, de l'image. Il suffit alors, au moyen d'un procédé d'imagerie quelconque, d'acquérir une image en se servant du signal 31 comme signal de RMN. En conséquence, dans chaque séquence d'une série de séquences nécessaires pour l'acqui¬ sition d'une image, l'excitation comportera deux impulsions de basculement se neutralisant mutuellement en ce qui concerne les particules fixes.

La figure 3b montre l'allure que peuvent prendre les orien¬ tations des moments magnétiques, selon la nature de l'axe autour duquel est faite la deuxième excitation de retour à l'équilibre des parties fixes. Après la première impulsion les moments 27 se retrouvent en 28, et en 28 et 29 après l'application du gradient bipolaire. Au lieu de provoquer le basculement inverse à l'instant où le ^' repère tournant passe par une position privilégiée par rapport à l'antenne (la même qu'à l'instant de la première excitation comme sur le cas de la figure 3a), on peut choisir une orientation décalée de 90°, c'est à dire en fait retardée dans le temps du quart de la durée d'une période du signal de précession. Les composantes 28 et 29 .se retrouvent alors respectivement en 32 et 33 à l'instant de la deuxième excitation. Le basculement inverse les amène alors res¬ pectivement en 32 et 34. Le signal RMN global se compose donc alors de l'ensemble de ces composantes 32 et 34. La composante 34 Intervient dans le signal de RMN au prorata de sa projection 35 dans

le plan xy. Cette projection 35 est égale à cosγ = P cos k v. En se rappelant que la composante 32 correspond aux particules fixes donc à v nul, on peut écrire que le signal de RMN après ces deux excitations est composées de contributions dans chaque voxel pro¬ portionnelles à r cos k v.

L'obtention d'un signal en f" cos k v est aussi possible en transformant le basculement inverse autour de l'axe y en un basculement correspondant autour de l'axe x. En effet la compo¬ sante 29 peut être redressée par une rotation 36 de 90° autour de l'axe x. La composante 29 se trouve alors portée en 37 et le signal se 0 compose alors des composantes 28 pour les parties fixes et des composantes 37 pour les parties mobiles. Il est bien aussi composé globalement de contributions dans chaque voxel en r cos k v. D'une manière duale on a montré sur la figure 3b qu'une composante 39 peut être aussi obtenue par un basculement de la composante 33 5 autour- de l'axe x. Il résulte de cette présentation que les bas- culements; pour conduire à l'excitation de l'invention, peuvent être produits dans des pians quelconques. Us peuvent être appliqué aussi, par rapport à la phase originale (composante 28), en phase (29 vers 0 30, ou 29 vers 37), en quadrature de phase (33 vers 34, ou 33 vers 39), ou encore avec des phases quelconques. Les plans et les phases doivent cependant être liés pour concourir au résultat désiré.

Pour réaliser des angiographies simples on préfère éliminer du signal les contributions relatives aux parties fixes : on choisit la 5 solution en P sin k.v. Il est cependant possible de se livrer à une excitation un peu plus complexe, représentée schématiquement sur la figure 4. Dans une première phase les deux impulsions d'excitation I l et 12, sont appliquées respectivement avant et après l'impulsion 13-15 bipolaire de gradient. L'excitation selon l'invention est dans ce _ _n cas, de préférence, telle que le signal de RMN est proportionnel ar sin k.v. Pendant la partie imagerie de la séquence qui suit cette excitation, plutôt que d'utiliser une technique avec écho de spin qui est relativement longue et qui. détruit l'aimantation longitudinale, on utilise de préférence une technique dite avec écho de gradient.

Selon cette technique connue, le gradient de lecture 50 est appliqué de la fin de l'excitation à la lecture. Il change brutalement de valeur à une date T/2 juste intermédiaire entre la date d'excitation et la date T de lecture. On sait que cet écho de gradient a le même résultat sur la réflexion de la dispersion de phase si les inhomo¬ généités du champ B _n ne sont pas trop importantes. Le signai renaît donc en 26 où il est mesuré.

A l'issue de la mesure autour de la date T il est possible d'appliquer une troisième impulsion radiofréquence 38, autour d'un axe choisi, de manière à récupérer, avec le signai des parties mobiles seules, des contributions proportionnelles dans chaque voxel B.P cos k.v. Sur la figure 3b, les impulsions 11 et 12 ont par exemple pour effet de placer les composantes respectivement fixes et mobiles en 27 et 30. Au cours de la séquence avec écho de gradient on mesure le signal RMN ainsi constitué : il est représentatif des parties mobiles. Comme cette séquence de mesure peut être courte, on peut considérer qu'à son issue, à l'instant de l'impulsion 38, la composante 30 a gardé une valeur sensible et mesurable. Avec l'impulsion 38 on fait alors tourner des composantes autour de l'axe x, ^en synchronisant convenablement la date d'application de cette troisième impulsion électromagnétique, de manière à les placer respectivement en 34 et 32. Dans ces conditions le signal de RMN n'est plus maintenant proportionnel qu'à P _v cos k.v. On peut alors faire subir à ce signai, pendant une durée T', un codage d'imagerie avec une méthode d'imagerie voulue et avec une compensation des Inhomogénéités de B _n de type avec écho de gradient (T'/2, 51) ou avec écho de spin.

L'intérêt de cette dernière technique est le suivant. D'une part on peut acquérir le signal de deux manière différentes, en sinus et cosinus, et on peut donc faire deux images, et d'autre part cette acquisition est faite au cours d'une même série de séquences : elle ne dure pas le double du temps. En outre, de la confrontation des deux images acquises de cette manière on peut déduire deux autres images : une première image en vitesse pure v et une image en

i l ^'

densité pure r . Cette discrimination est possible étant donné qu'on possède deux images dont les informations en chaque point repré¬ sentent respectivement A' sin k v et r cos kv ou f et v sont les densités et vitesses moyennes dans le voxel correspondant à ce point. On sait résoudre mathématiquement le problème ainsi posé.

Dans la pratique l'excitation complexe correspondant à la figure 4 est plus particulièrement adaptée à la représentation des phéno¬ mènes cardiaques. Au moyen d'un détecteur 40 (figure 1) relié au sequenceur 10 de la machine, on synchronise l'application des ex- citations électromagnétiques. Il est alors possible de choisir dans le cycle du coeur des dates T et T' auxquelles sont représentées les images. Le cas échéant on peut même, du fait que la technique avec écho de gradient est rapide, remplacer la date de mesure T par une pluralité de dates T , , T _? ... pour lesquelles à chaque fois on peut représenter les images du coeur. On compare alors chacune des images à ces dates à l'image à la date T' de manière à discriminer l'image en vitesse pure. Cette technique peut permettre de voir des turbulences ou des tourbillons se produisant dans l'écoulement du sang dans le coeur. On peut montrer qu'en agissant comme décrit ci dessus les erreurs de phase entre les séquences de deux séries de séquences successives ne se produisent plus, et pour cause puisqu'il n'y en a plus qu'une seule. De même le calcul des images en vitesse, néces¬ sitant la mise en oeuvre d'alogrithmes mathématiques calculant des transformées de Fourier, présente un "bruit de calcul" lié à la précision, en pratique lié au nombre de bits quantifiant le signai. En calculant l'image à partir d'un signal représentatif en lui-même de la vitesse, et pour un même nombre de bits de quantification, on évite l'effet néfaste de ces bruits de calculs. On peut montrer de plus que les courrants de Foucauid, résultant de l'amortissement de l'excitation électromagnétique dans les bobines de gradient 3 peuvent maintenant être négligés. Cependant il reste encore à combattre les inhomogénéités bien connues du champ orientateur 3_ et les inhomogénéités d'application de l'excitation dans tout le

volume soumit à l'examen. On peut montrer en effet que malgré la rapidité de l'excitation ainsi conçue (de l'ordre de 4ms) les inhomo¬ généités du champ B _Q peuvent anihiler le signal de RMN. En effet dans un exemple où le champ. B _Q vaut 0,5 tesla, et où la fréquence de précession vaut en correspondance de l'ordre de 20 Mhz, une inhomogénéité de 50 parties par milion peut conduire à un dé¬ phasage, (pour des protons de même nature) égal à quatre tours, soit 8 î| radians 1 En conséquence d'une manière préférée l'excitation aura l'allure générale représentée sur la figure 5 c'est à dire comprenant une excitation à 90? 11 et une impulsion à 90° 12 placées symé¬ triquement dans le temps, de part et d'autre d'une impulsion d'écho de spin 54. Du fait de la présence de cette excitation d'écho de spin les Impulsions bipolaires (52 et 53) de gradient doivent être orientées dans le même sens. C'est l'impulsion d'écho de spin qui modifie le sens de leur action par rapport aux moments magnétiques (ceci confère donc une plus grande généralité à l'expression "bipolaire").

Mais les excitations à 90° et à 180° ne sont pas toujours, parfaites : elles sont quelques fois mal calibrées et surtout elles sont inhomogènes. La figure 3c montre comment d'une manière préférée, en utilisant l'excitation d'écho de spin 54, on peut s'en arranger. Après l'excitation 11 les moments magnétiques 27 se retrouvent orientés en 28. Du fait de i'inhomogénéité du champ B _Q , au bout d'un certain temps, ces moments magnétiques se répartissent selon un secteur d'angle 41. L'excitation d'écho de spin 54 bascule ces moments magnétiques répartis selon 41 en des moments magné¬ tiques repartis selon un secteur 42. La flèche 54 sur la figure 3c montre le basculement correspondant à l'opération d'écho de spin. Du fait de la présence d'échp de spin la seconde impulsion à 90° 12 est de même sens que l'impulsion originelle. De cette manière on ramène, à l'instant de son application les moments magnétiques des parties fixes en 27. On a représenté par des points les extrémités des directions de vecteurs représentant les moments magnétiques de particules qui n'auraient pas basculé exactement de 90° du fait d'une mauvaise cailbration de l'impulsion 11. Ils correspondent par e>: e"- - ^' . . _: cc_. basculement - ¹ sn s. .le inférieur à 90°. Or s' .-. ^* --. - ! ^•

compte alors que l'impulsion d'excitation d'écho de spin, qui pour des mêmes raisons doit présenter également un même défaut de cali- bration, mais doublé cette fois, a intérêt à être orientée en sens inverse de l'impulsion du basculement 11. De cette manière, les défauts des impulsion 11 et 12 sont compensés par des défauts doubles mais de sens inverse, de l'unique impulsion 54. En effet on aurait pu provoquer l'écho de spin par une rotation autour de y dans le même sens que la rotation initiale. Par ce dessin on montre qu'il est préférable d'avoir une impulsion autour de l'axe y en sens inverse. Les erreurs s'annulent mutuellement. Une impulsion en sens inverse est notée y pour indiquer son sens par rapport à un sens conventionnel, par exemple le sens trigonométrique. On remarque que l'impulsion i l et l'impulsion 12 sont de même sens conventionnel mais peuvent être considérée comme de sens opposé par rapport au matériau magnétique du fait de la présence de l'excitation d'écho de spin.

Enfin, à titre de perfectionnement, il est possible de rem¬ placer chaque impulsion 11, 12 et 54 par une impulsion composite tendant à réduire les inhomogénéités de l'excitation. En effet, une excitation inhomogène ne fait pas basculer d'une même manière tous les protons du volume d'intérêt. On peut, et la figure 3d en soutient l'explication, remplacer une excitation inhomogène par un couple dit composite de deux excitations successives orientées selon des axes différents par rapport à l'orientation des moments magnétiques. Ainsi le basculement 11 autour de l'axe y peut être suivi d'un basculement en sens trigonométrique conventionnel 43 autour de l'axe x. L'impulsion d'écho de spin 54 est elle même remplacée par une combinaison composite d'une impulsion -4 autour de l'axe x (mais de sens inverse au sens conventionné:), de l'impulsion 54 autour de l'axe y (comme précédemment), et d'une impulsion 45 également autour de l'axe x (mais aussi dans un sens inverse au sens conventionnel). L'impulsion 12 est elle même remplacée par la succession de l'impulsion de rotation en sens conventionnel 46, autour de l'axe x, et de l'impulsion 12 eile même. La figure 5

rappelle l'ensemble de ces impulsions en figurant leur sens. En positif les impulsions sont dans le sens conventionnel, en négatif elles sont dans le sens inverse. On peut montrer qu'en agissant ainsi on neutralise l'effet de Fïnhomogéπ ité de l'excitation.