1. Magnetic Resonance Imaging – Basic Principles –
EVELYNE BALTEAU
Cyclotron Research Centre

2. Overview Brief history of MRI Magnetic properties of the nuclei
Interaction with B0
Interaction with B1
Relaxation
Signal Localization
Contrast

3. Brief history of MRI index
1971 – Damadian : NMR used to distinguish healthy and malignant tissues  medical application but imaging technique…
1946 – Bloch & Purcell independently describe the NMR phenomenon
1973 – Lauterbur : Back-projection MRImaging
1952 – Bloch & Purcell Nobel Prize in Physics
1975 – Ernst : Fourier Transform based MRI (demonstrated by Edelstein in 1980)
1977 – Mansfield : Echo-Planar Imaging
1940
1950
1960
1970
1980
1990
2000
Brièvement, l’histoire de la Résonance Magnétique Nucléaire (RMN) commence avec la description du phénomène de résonance par Bloch et Purcell en 1946.
Au cours des premières décades (depuis les années 50 jusqu’aux années 70), la RMN est avant tout développée en tant qu’outil analytique par des physiciens, chimistes et biologistes. C’est une technique de spectroscopie, et non d’imagerie.
Dans les années 70, l’intérêt pour les applications médicales va croissant. La technique d’imagerie proprement dite se développe, et la première image d’un être humain est enregistrée.
Dans les années 80, des progrès importants sont réalisés en matière de résolution temporelle et spatiale, et l’usage de l’Imagerie par Résonance Magnétique (IRM) devient prépondérant pour les examens cliniques.
Enfin, dans les années 90, l’IRM fonctionnelle se développe pour la détection de l’activité neuronale, et donc l’étude du fonctionnement du cerveau.
NMR developed as analytical tool (no medical application)
1990 – Ogawa : functional MRI (BOLD)
1991 – Ernst Nobel Prize in Chemistry
2003 – Lauterbur & Mansfield Nobel Prize in Medicine

4. MRI : magnetic stuff !! External magnetic field B0 = 3 T
index
MRI : magnetic stuff !!
Magnetic properties of the NUCLEI
External magnetic field
B0 = 3 T
Electromagnetic field B1 (Radio-frequency or RF)
60000  the earth’s magnetic field !!!!
Trois éléments principaux interviennent dans le phénomène de résonance magnétique :
1. Tout d’abord, il y a le champ magnétique statique, très intense, généralement dénommé B0. Sur le scanner du Centre de Recherches du Cyclotron, la force du champ statique B0 est de 3 Tesla, ce qui correspond environ à fois la force du champ magnétique terrestre. Ce champ magnétique est appliqué en permanence, et ne peut être arrêté, sauf cas d’urgence.
2. Le second élément est un champ électromagnétique B1, avec une longueur d’onde de l’ordre des radio-fréquences (un peu comme les ondes radio FM, aux environ des 100 MHz). L’application de ce champ radio-fréquence B1 est brève (quelques ms) et est souvent appelée « impulsion RF ».
3. Troisièmement, il faut savoir que les noyaux des atomes qui composent les tissus vivants étudiés ont eux-mêmes des propriétés magnétiques, et vont interagir avec le champ statique B0 et le champ RF B1.
Les diapos suivantes vont décrire ces différents aspects.
FM radio-waves : 88.8 – MHz !!

5. Magnetic properties of the nuclei
index
Magnetic properties of the nuclei
Nuclear MRI
 no radioactivity !!
 nucleus is like a small magnet
The nuclear SPIN
 characterized by a spin number I
 quantum mechanics !!
 a nucleus with I  0 behaves like a small magnet
Nous parlerons tout d’abord des propriétés magnétiques des noyaux.
Ici, le terme « nucléaire » ne signifie pas « radioactif » comme en « Physique Nucléaire », mais signifie que les particules impliquées dans le phénomène RMN sont des noyaux d’atomes.
Les noyaux sont caractérisés par un « spin », qui est – sans entrer dans les détails !! – une propriété intrinsèque et fondamentale, liée à la mécanique quantique. Le spin est défini par un nombre de spin I. Les noyaux pour lesquels I  0 se comportent comme de petits aimants. Cela peut être comparé à l’aiguille d’une boussole qui s’aligne sur le champ magnétique terrestre.
Les noyaux d’intérêt en IRM sont les noyaux d’Hydrogène, c’est-à-dire les protons. En effet, ceux-ci sont les plus abondants dans les tissus vivants : environ ⅔ des atomes !!
The Hydrogen nucleus  the most abundant (~⅔ of the atoms in living tissues)

6. Behaviour of the nuclei interacting with :
index
Behaviour of the nuclei interacting with : 1.
The external magnetic field B0
Equilibrium state 2.
The electromagnetic field B1 (RF)
Disturbance
Nous allons à présent voir ce qui arrive lorsqu’un noyau est soumis à un champ magnétique statique B0 : c’est l’état d’équilibre; et à un champ électromagnétique B1 (impusion RF) qui va perturber l’état d’équilibre.

7. Interaction with B0 1. Orientation : index
Lorsqu’ils sont placés dans un champ magnétique B0, les spins (représentés par une petite boule – le noyau – munie d’une petite flèche donnant l’orientation du spin) s’alignent dans la direction du champ B0. Certains sont parallèles (on les appelle « spin up ») et d’autres sont anti-parallèles (on parle de « spin down »).
En général, la direction du champ magnétique B0 est l’axe z.
Lorsqu’aucun champ magnétique n’est appliqué, l’orientation des spins est complètement aléatoire.

8. Interaction with B0 2. Energy states : DE = għBo = ħwo index
Les deux orientations (« spin up » et « spin down ») correspondent à deux états d’énergie différents. L’orientation « spin up », parallèle au champ B0, correspond au niveau d’énergie le plus bas E1 et l’orientation « spin down », antiparallèle à B0, correspond au niveau d’énergie le plus haut E2.
La différence DE est proportionnelle à la force du champ B0.
Le nombre de spins sur le niveau E1 est légèrement supérieur au nombre de spins sur le niveau E2 de sorte que la différence de population des deux niveaux entraîne l’apparition d’une aimantation macroscopique résultante Mz parallèle au champ magnétique B0.
DE = għBo = ħwo

9. Interaction with B0 3. Precession : wo = gBo wo = Larmor frequency
index
Interaction with B0
3. Precession :
 Rotation or precession about the axis of the magnetic field Bo with frequency :
wo = gBo
wo = Larmor frequency
g = gyromagnetic ratio
En réalité, les spins ne sont pas simplement alignés sur B0 : ils tournent ou « précessent » autour de l’axe de B0, un peu comme des toupies, avec une fréquence bien spécifique, proportionnelle à la force du champ B0 et appelée « fréquence de Larmor ».

10. Interaction with B0 3. Precession : At the equilibrium state :
index
Interaction with B0
3. Precession :
At the equilibrium state :
- rotation in phase
- no transverse magnetization Mxy
Ce mouvement de précession est complètement désordonné : les spins ne précessent pas tous de concert, et il n’y a donc aucune magnétization macroscopique transverse résultante à l’état d’équilibre. y x

11. Interaction with B0 4. Summary : at the equilibrium state :
index
Interaction with B0
4. Summary : at the equilibrium state :
1. spin orientation « up » > « down »
 longitudinal magnetization Mz
2. precession
 no transverse magnetization Mxy
Pour résumer la situation, considérons un petit volume contenant des spins à l’état d’équilibre (c’est-à-dire en interaction avec un champ statique B0). Les spins sont répartis en deux populations : une population dite « spin up », parallèle à B0 et une population dite « spin down », antiparallèle à B0. La première est légèrement plus importante que la seconde, donnant naissance à une magnétisation macroscopique résultante longitudinale (parallèle à B0).
Les spins précessent autour de l’axe z de manière désordonnée, de sorte qu’il n’en résulte aucune magnétisation transverse macroscopique…

12. Interaction with B1 Resonance phenomenon
index
Interaction with B1 Resonance phenomenon
TRANSITIONS
Transitions E1  E2  Mz decreases
REPHASING
Phase coherence increases  Mxy increases
Nous allons à présent considérer ce qui arrive lorsque les spins à l’équilibre sont soumis à un champ électromagnétique B1.
Deux processus différents interviennent :
- Premièrement, lorsque une impulsion RF de fréquence appropriée est appliquée à un spin se trouvant dans l’état d’énergie le plus bas, le spin absorbe l’énergie de l’impulsion et « saute » sur le niveau supérieur. La première conséquence d’une impulsion RF est donc la transition d’un spin de l’état « spin up » vers l’état « spin down » . La magnétisation longitudinale Mz va donc être réduite.
- Deuxièmement, lorsque une impulsion RF est appliquée, tous les spins sont « rephasés » : ils se mettent tous à précesser en phase. Par conséquent, une aimantation transverse résultante apparaît et précesse autour de l’axe z (perpendiculaire à l’écran dans l’image de droite) avec la même fréquence de Larmor w0 que tous les spins… Cette aimantation transverse est la grandeur qui est mesurée au cours d’un enregistrement IRM.
!!!! Très important : tout cela ne peut arriver qu’à une et une seule condition : il faut que la fréquence de l’impulsion RF soit égale à la fréquence de Larmor des spins !!!! C’est ce qu’on appelle la « condition de résonance ».
!!! RF frequency = Larmor frequency = w0 !!!

13. Interaction with B1 From the macroscopic point of view…
index
Interaction with B1
From the macroscopic point of view…
Two different processes :
1. Transitions E1  E2
 Mz decreases
2. Rephasing
 Mxy increases
 The macroscopic magnetization flips from the z-axis to the xy-plane and precesses
L’animation suivante permet d’illustrer le phénomène d’un point de vue macroscopique.
Tout d’abord, l’impulsion RF fournit de l’énergie aux spins de telle sorte que plus de spins se retrouvent antiparallèles. L’aimantation longitudinale décroît donc.
Deuxièmement, cette même impulsion RF rephase les spins, de sorte qu’une aimantation transverse apparaît et précesse autour de l’axe z.
L’exemple illustré ici est celui d’une impulsion de 90° : l’effet macroscopique de cette impulsion RF est de basculer le vecteur d’aimantation depuis la direction z vers le plan transverse xy.

14. Relaxation  back to the equilibrium state…
index
Relaxation  back to the equilibrium state…
TRANSITIONS
Transitions E2  E1  Mz increases
 T1 relaxation
DEPHASING
Dephasing
 Mxy decreases
 T2 relaxation
Maintenant, après avoir décrit l’état d’équilibre et prix en considération l’effet d’une impulsion RF, nous allons voir comment le système perturbé retourne à l’état d’équilibre.
Deux processus interviennent à nouveau :
Premièrement, il y a transition depuis le niveau supérieur vers le niveau inférieur, avec ré-émission de l’énergie absorbée lors de la transition inverse. Dans le cas d’une impulsion RF de 90°, l’aimantation longitudinale va donc réapparaître et croître depuis zero à sa valeur d’équilibre. C’est la relaxation longitudinale. Ce processus est décrit par une constante de temps T1, caractéristique de chaque tissus. Par exemple, dans le cerveau, la valeur de T1 pour la matière blanche est plus courte que la valeur de T1 pour la matière grise. Ces différences seront utilisées pour créer des images de différents contrastes.
Le second processus est la perte de cohérence dans la précession des spins. En raison des petites hétérogénéités de champ magnétique, les spins ne précessent pas exactement à la même fréquence, et leur précession va redevenir désordonnée. La magnétisation transverse disparaît progressivement, avec une constante de temps T2 qui est également différente pour chaque tissus, donnant lieu à d’autres types de contrastes dans les images.

15. Relaxation  back to the equilibrium state…
index
Relaxation  back to the equilibrium state…
Two different processes :
1. Transitions E2  E1
 Mz increases
 T1 relaxation
2. Dephasing
 Mxy decreases
 T2 (exponential) relaxation
Free Induction Decay :
 received signal !!
 informations from the tissues of interest
D’un point de vue macroscopique, les deux processus donnent lieu respectivement à (1) la réapparition de la magnetisation longitudinale Mz, et (2) la décroissance de la composante transverse Mxy. Vu que la composante transverse précesse autour de l’axe z, elle peut être mesurée grâce à une antenne : le courant induit dans cette antenne est un signal oscillant et décroissant appelé « signal d’induction libre ». Ce signal contient des informations au sujet du volume étudié et permettra de reconstruire les images.

16. Signal localization Up to now :
index
Signal localization
Up to now :
the signal received contains information from the entire body !!
Not interesting !
 Use field gradients to spatially encode the signal
Three steps :
1. Slice selection  slice = matrix
2. Frequency-encoding  columns
3. Phase-encoding  lines
Comment faire pour localiser précisément l’origine du signal et reconstruire une image ?
Supposons que nous voulons obtenir une image d’une coupe du cerveau.
Jusqu’ici, aucun moyen de discrimination spatiale n’a été introduit. Le signal d’induction libre ne contient aucune information spatiale. Il nous est impossible de déterminer l’origine précise des composantes de ce signal.
C’est ici qu’interviennent les gradients de champ magnétique. Un gradient est un petit champ magnétique qui va varier d’un point à l’autre de l’espace, généralement de manière progressive et même linéaire. Cela va permettre de coder le signal dans l’espace.
Afin de faire cet encodage, il faut un gradient pour chaque direction de l’espace x, y et z. On procède ensuite en trois étapes :
On applique d’abord un gradient pour sélectionner la coupe, dans la direction z. Une fois sélectionnée la coupe, il nous faut distinguer les différents pixels qui la composent. On applique donc un gradient d’encodage en fréquence dans la direction x pour encoder les colonnes, et un gradient d’encodage en phase, pour différencier les lignes de la matrice.

17. Signal localization 1. Slice selection gradient Resonance Phenomenon :
index
Signal localization
1. Slice selection gradient
Resonance Phenomenon :
wRF = wo !!!
Before Gz is applied : all the spins precess with the same Larmor frequency wo
 all could resonate !!
During application of Gz : the spins precess with  w
 only spins with frequency = wRF resonate
La sélection de coupe est basée sur la condition de résonance : si une impulsion RF de fréquence wRF= wo est appliquée, tous les spins qui précessent à la fréquence de Larmor wo, vont entrer en résonance et être basculés vers le plan transverse xy.
En appliquant un gradient de sélection de coupe, les spins d’un plan à l’autre vont être soumis à un champ magnétique différent, qui va dépendre de leur position en z. La fréquence de Larmor devient donc dépendante de la position en z, et lorsque l’impulsion RF est appliquée, seuls les spins précessant à la fréquence wo= wRF vont entrer en résonance, et le plan xy correspondant sera le seul affecté.

18. Signal localization 2. Frequency-encoding gradient
index
Signal localization
2. Frequency-encoding gradient
Slice selection : but still no spatial discrimination within the slice !
Before Gx is applied : all the spins precess with the same Larmor frequency wo
During application of Gx : the spins precess with  frequencies
 Fourier Transform of the signal allows discrimination between columns !
Une fois sélectionnée la coupe, comment différencier les pixels qui la composent ?
Pour obtenir une information spatiale dans la direction x, on applique un second gradient, appelé gradient de codage en fréquence Gx, dans la direction x. Par conséquent, chaque colonne va ressentir un champ magnétique différent, dépendant de sa position en x, et va précesser avec la fréquence de Larmor correspondant : les colonnes de droite vont précesser à une fréquence légèrement plus élevée que les colonnes de gauche.
Le gradient a provoqué une discrimination basée sur les fréquences de Larmor, d’où son nom de gradient de codage en fréquence.
En utilisant la transformée de Fourier – sans entrer dans les détails : il s’agit d’un outil mathématique permettant de décomposer un signal en ses différentes composantes fréquentielles, comme un accord de guitare dont on chanterait séparément les différentes notes – il est possible de différencier les colonnes de la coupe sélectionnée.
NB : Fourier transform is a mathematical tool for converting time domain data to frequency domain data, and vice versa. It is possible to separate the frequency components from a given time-domain signal.

19. Signal localization 3. Phase-encoding gradient
index
Signal localization
3. Phase-encoding gradient
Before Gy is applied : all the spins precess with the same Larmor frequency wo
During application of Gy : the spins precess with  frequencies
 induces phase difference between the lines
After application of Gx : all the spins precess again at the same Larmor frequency, but with different phase shifts from line to line…
Il nous reste à distinguer les différentes lignes de pixels de la matrice.
On applique donc un troisième gradient dans la direction y. Pendant l’application de ce gradient Gy, les spins sont encore une fois soumis à différentes intensités de champ magnétique d’une ligne à l’autre, et vont précesser à différentes fréquences de Larmor.
Cela va induire un décalage en phase entre les lignes, décalage qui va subsister une fois coupé le gradient Gy. Ce décalage en phase permet de distinguer les lignes de la matrice entre elles.

20. Contrast in MRI Grey-level images :
index
Contrast in MRI
Grey-level images :
 the intensity of a voxel depends on the intensity of the corresponding signal.
Les images enregistrées en IRM sont des images en niveaux de gris, et l’intensité d’un voxel (voxel = volume element, par analogie à pixel = picture element) dépend de l’intensité du signal qui en provient.

21. Contrast in MRI T1 (ms) T2 (ms) proton density r WM 500 75 0.65 GM 750
index
Contrast in MRI
T1 (ms)
T2 (ms)
proton density r WM
500 75
0.65 GM
750 90
0.8
CSF
3000
200
1.0
Nous avons vu que, suite à une impulsion RF de 90°, l’aimantation longitudinale Mz revient à sa valeur initiale avec une constante de temps T1, tandis que l’aimantation transverse Mxy disparaît progressivement, avec une constante de temps T2. Ces constantes sont propres à chaque tissus, comme indiqué dans le tableau : par exemple, le liquide céphalo-rachidien (LCR ou CSF en anglais) a un T1 plus long que la matière blanche ou grise (WM ou GM).
Un autre paramètre influençant l’intensité du signal est la densité de proton r. Ce paramètre responsable de la valeur maximale observée pour les différents tissus.
Les valeurs de ces trois paramètres varient donc d’un tissus à l’autre. Ils sont donc responsables du contraste observé entre différents tissus, mais aussi entre tissus sains et tissus malades comme c’est le cas pour les tumeurs.

22. Contrast in MRI  Contrast depends on :
index
Contrast in MRI
 Contrast depends on :
1. tissue properties : T1, T2, r
 user-independent
2. sequence parameters : TR, TE, …
TR = repetition time = time interval between two RF pulses
TE = echo time = when the acquisition is performed
 user-dependent
Le contraste dépend donc des propriétés des tissus observés. Comment peut-on obtenir différents contrastes ?
En choisissant différents timings pour l’acquisition des données. Le temps de répétition (TR) est l’intervalle qui sépare deux impulsions RF successives. Le temps d’écho (TE) corresponds à l’instant, après une impulsion RF, où les données sont enregistrées.
Ces paramètres peuvent être choisis par le médecin qui réalise l’examen, et influenceront le contraste de l’image.

23. Contrast in MRI Sequence parameters : TR and TE index
Nous allons voir l’effet d’une variation du TR : avec un TR court, l’aimantation longitudinale Mz n’a pas le temps de revenir à son état d’équilibre, et l’aimantation disponible lors de l’application de l’impulsion RF suivante est plus petite. Si le TR est suffisamment long, toutes les composantes ont retrouvé leur état d’équilibre lors de l’impulsion suivante, et l’aimantation disponible est maximale.

24. Contrast in MRI T2-weighted image : long TR – long TE index
Lorsque le contraste est déterminé par les différences en T2 d’un tissus à l’autre, on parle de contraste « pondéré en T2 ».
Avec un (relativement) long TR (quelques secondes), l’aimantation initiale après le second pulse est plus ou moins identique pour chaque tissus. Avec un (relativement) long TE (quelques centaines de millisecondes), les différences d’intensité entre les courbes correspondant à chaque tissus sont liées aux différences de T2.
On voit que le liquide céphalo-rachidien sera plus intense que la matière grise, elle-même plus intense que la matière blanche.

25. Contrast in MRI T2-weighted image : long TR – long TE TR = 3370 ms
index
Contrast in MRI
T2-weighted image : long TR – long TE
CSF GM WM
TR = 3370 ms
TE = 112 ms
Pour illustrer, voici une image pondérée en T2. Le liquide céphalo-rachidien apparaît en blanc, ce qui correspond au signal le plus intense. La matière grise (GM) dans le cortex (à la périphérie) apparaît gris clair, et la matière blanche (WM) apparaît gris foncé.
Le tissus possédant la plus petite valeur de T2 apparaît donc le plus sombre.

26. Contrast in MRI T1-weighted image : short TR – short TE index
Pour obtenir une image dite pondérée en T1, c’est-à-dire dont le contraste est déterminé par les différentes valeurs de T1, il faut utiliser un TR et un TE tous deux courts.
Le signal le plus intense proviendra du tissus qui possède le T1 le plus petit, c’est-à-dire la matière blanche.
La matière blanche apparaîtra donc plus intense que la matière grise – en gris – et que le LCR – sombre.

27. Contrast in MRI T1-weighted image : short TR – short TE TR ~ 500 ms
index
Contrast in MRI
T1-weighted image : short TR – short TE WM GM
CSF
TR ~ 500 ms
TE ~ 10 ms
Ceci est une image pondérée en T1. Le LCR apparaît sombre, la matière grise apparaît grise, et la matière blanche apparaît blanche (gris plus clair). Vu la correspondance matière grise-gris et matière blanche-blanc, on parle souvent de contraste anatomique.

28. Contrast in MRI Illustration : une pomme dans un verre d’eau…
index
Contrast in MRI
Illustration : une pomme dans un verre d’eau…
Contraste en T1 – TE court et TR variable
Cas d’une impulsion RF initiale de 90°
L’exemple suivant permet de visualiser l’effet du choix de la valeur du TR dans le cas d’un contraste en T1.
Une pomme est placée dans un récipient remplit d’eau. On fait l’acquisition d’une coupe dans l’ensemble de ce volume (on fait comme si la pomme n’avait aucun pépin!!). La chair de la pomme a une courbe de relaxation en T1 différente de l’eau, avec une valeur maximale à l’équilibre qui est plus élevée pour l’eau, puisque celle-ci contient proportionnellement plus d’atomes H que la pomme (sa densité protonique est plus élevée). La queue de la pomme ne donne aucun signal (densité protonique plus faible et T2 tellement court qu’il est impossible de mesurer le signal : celui-ci disparaît avant même que ne commence l’enregistrement).
On suppose que le TE est très court, c’est-à-dire que l’aimantation transverse n’a quasiment pas le temps de décroître avant le début de l’enregistrement (ce qui n’est pas le cas de la queue de la pomme).
On voit que le contraste (c’est-à-dire la différence d’intensité entre le signal de l’eau et celui de la pomme) est maximal pour des valeurs de TR assez courtes. Pour une certaine valeur de TR, les deux signaux ont exactement la même intensité, et on ne peut pas distinguer la pomme de l’eau.

29. Contrast in MRI Illustration : une pomme dans un verre d’eau…
index
Contrast in MRI
Illustration : une pomme dans un verre d’eau…
Contraste en T1 – TE court et TR variable
Cas d’une impulsion RF initiale de 180°
Même situation avec une impulsion initiale de 180°. C’est ce qu’on appelle une acquisition avec inversion-récupération (de l’aimantation longitudinale Mz). NB : c’est la valeur absolue de la courbe qu’il faut considérer. Ceci a pour effet, pourvu que l’on choisisse judicieusement le TR, d’accentuer l’écart existant entre le deux courbes. Pour une valeur particulière du TR, il est en outre possible de supprimer complètement le signal provenant soit de l’eau, soit de la pomme, qui est donc noire sur l’image.

30. Contrast in MRI Illustration : une pomme dans un verre d’eau…
index
Contrast in MRI
Illustration : une pomme dans un verre d’eau…
Contraste en T2 – TR long et TE variable
(Impulsion RF initiale de 90°)
Dans le cas d’un contraste en T2, c’est évidemment la courbe de relaxation en T2 que l’on considère. Le TR est long : les deux aimantations sont à l’instant initial à leur maximum, avec une différence qui dépend de la concentration en proton. Avec un TE très court, on obtient donc une image pondérée en densité protonique. Il faut un TE relativement long pour obtenir un contraste en T2. Si le TE est trop long, le signal devient très faible, et l’image devient sombre au point qu’il n’est plus possible de rien distinguer.

31. The 3.0 Tesla Allegra MR scanner at the Cyclotron Research Centre
Quelques images pour illustrer…

32. The 3.0 Tesla Allegra MR scanner at the Cyclotron Research Centre
Salle de contrôle de l’Unité IRM au Centre de Recherches du Cyclotron. Une série de périphériques permettent d’enregistrer les paramètres d’intérêt pour les études d’imagerie fonctionnelle (images IRM proprement dites mais aussi poursuite des mouvements oculaires, réponses du volontaire, électroencéphalogramme…) et de contrôler l’ensemble du protocole (présentation de stimuli visuels ou auditifs, synchronisation avec l’acquisition des données, …).
Salle du scanner et installation d’un volontaire pour une étude. L’antenne placée autour de la tête permet d’enregistrer le signal qui servira à la reconstruction des images…

33. The 3.0 Tesla Allegra MR scanner at the Cyclotron Research Centre
Démonstration de la force du champ magnétique avec une paire de ciseaux, et illustration du danger que représenterait l’introduction d’un tel objet dans la salle lorsqu’un volontaire est installé sur la table.

34. index