Memoire Online - Découplage des signaux IRM et des ultrasons thérapeutiques

Master2 Recherche en Electronique et Instrumentation
de l'université Joseph Fourier de Grenoble ²

Je remercie monsieur Jean Yves CHAPELON, directeur de l'unité 556 de L'INSERM de Lyon pour m'y avoir accueilli.

Je remercie également monsieur Dominique CATHIGNOL, directeur de l'équipe 2 « ultrasons appliqués à la thérapie » pour m'avoir facilité mon intégration au sein de l'équipe.

Je remercie plus particulièrement mon responsable de stage, monsieur Rares SALOMIR pour son soutien et sa disponibilité qui m'ont été très précieux.

Je remercie également monsieur Pierre Etienne WOLF, responsable du Master2 Recherche PpI pour ses conseils.

Je remercie aussi madame Chantal BLANC-GONNET, secrétaire du Master2 PpI pour sa disponibilité.

Enfin, je remercie tous ceux qui, de loin ou de près, m'ont aidé à accomplir ce travail.

A. Introduction

Au début des années 1900, Lippmann établit l'effet piézoélectrique selon lequel: un cristal de quartz soumis à un champ électrique se comprime ou se dilate. L'utilisation de ce principe a permis la génération des ultrasons grâce aux travaux de Chilowski et Langevin. Aujourd'hui, l'imagerie ultrasonore est devenue un moyen de diagnostic incontournable. La chirurgie ultrasonore qui est une des techniques utilisant les effets thermiques des ultrasons pour la thérapie, est aujourd'hui utilisée pour le traitement de certains cancers. Elle consiste à provoquer une élévation de température très intense (au delà de 60°) sur des périodes très courtes (quelques secondes). Ce principe a été utilisé pour la première fois en focalisant un champ ultrasonore de haute intensité. Cette technique, appelée HIFU pour High Intensity Focused Ultrasound est aujourd'hui appliquée au traitement des cancers du sein, de la vessie, de l'oesophage et de la prostate. La miniaturisation des applicateurs ultrasonores a permis le traitement de certains organes inaccessibles par voie extracorporelle. Différents moyens d'imagerie sont utilisés pour guider les traitements ultrasonores, il s'agit notamment de l'échographie, de l'élastographie, de la vibro-acoustographie et de l'imagerie à résonance magnétique (IRM). L'IRM est la technique qui s'impose actuellement comme étant la plus appropriée pour obtenir, de façon complète et non invasive, un contrôle en temps réel de l'évolution de la température des tissus et des nécroses de coagulation induites par les ultrasons de haute intensité.

Cependant, pour le suivi en temps réel par IRM en présence des ultrasons, nous sommes confrontés à deux contraintes majeures. La première est la compatibilité de l'applicateur ultrasonore avec un environnement IRM du point de vue de la susceptibilité magnétique des matériaux utilisés. Ensuite l'effet perturbateur que le système électronique de commande de l'applicateur ultrasonore peut avoir sur le signal IRM via un couplage électromagnétique avec l'antenne de réception IRM.

L'objectif global de notre étude est le développement d'un environnement permettant le guidage du geste thérapeutique et le suivi par IRM en temps réel du traitement in vivo par HIFU.

Dans cette étude, on s'intéressera aux contraintes relatives aux interférences des signaux de puissance du générateur pour les HIFU avec le signal IRM. En effet, il s'agira plus particulièrement de développer l'instrumentation permettant le découplage des HIFU avec le signal IRM. On commencera par présenter l'imagerie par résonance magnétique, l'obtention du signal IRM et la mesure de la température par IRM. Ensuite nous présenterons les ultrasons, on présentera aussi deux applicateurs ultrasonores utilisés pendant les manipulations et la plateforme utilisée pour la génération des HIFU. Par la suite, on s'intéressera à la partie instrumentale qui constitue l'objectif principal de ce sujet et on finira par les tests.

B. Etat de l'art

Depuis quelques années la recherche médicale commence à beaucoup s'intéresser sur l'utilisation des HIFU sous contrôle IRM et en temps réel. En effet, L'IRM s'impose actuellement comme étant plus appropriée pour un contrôle en temps réel de l'évolution de la température des tissus et des nécroses induites par les ultrasons focalisés de haute intensité. L'intérêt reste énorme par rapport aux autres techniques telle que l'échographie qui permet d'imager les tissus biologiques en temps réel avec une résolution de l'ordre du dixième de millimètre. Par contre l'échographie ne permet pas une mesure de la température des tissus ni une visualisation précise des nécroses. Cependant il subsiste quelques contraintes avec l'IRM. Le problème lié à la compatibilité de l'applicateur ultrasonore avec l'environnement IRM reste d'ordre uniquement technologique. En effet, il doit être conçu avec des matériaux amagnétiques et non ferromagnétiques pour éviter d'induire une perturbation ou un masquage de l'image IRM. Actuellement, la contrainte majeure qui préoccupe la communauté scientifique et qui fait l'objet de notre étude concerne les interférences entre les HIFU et l'IRM. Ainsi, différentes méthodes dédiées à ces interférences entre les HIFU et l'IRM ont été développées mais celles-ci restent encore limitées pour aboutir sur des applications entièrement fiables. Une première idée consiste à utiliser un filtre réjecteur réglé à la fréquence de fonctionnement de l'antenne IRM ( par exemple, 64MHz pour un imageur clinique 1.5 T ). Ce filtre réjecteur s'avèrerait efficace pour supprimer tous les signaux à la fréquence de l'antenne. Cependant la complexité de cette méthode réside dans la conception de 64 filtres réjecteurs identiques (pour une sonde à 64 transducteurs). Egalement, même si le filtre est parfaitement efficace à la fréquence de l' IRM, l'harmonique fondamentale de travail pour les ultrasons (de 1 à 10 MHz) peut saturer le préamplificateur de la chaîne de réception IRM, avant d'être rejetée par la détection synchrone. Une autre façon déjà utilisée consiste à interposer sur chaque voie un câble coaxial dont la longueur est ajustée à ë/4 de manière à ce que tous les signaux à la fréquence de fonctionnement de l'antenne IRM soient supprimer. Cette méthode qui revient à un filtrage coupe bande présente une limite liée à l'atténuation induite de 30 dB en moyenne [4], avec les avantages de la simplicité et de ne pas être limité en puissance maximale autorisée. Une autre méthode utilisée consiste à couvrir les câbles coaxiaux de cuivre. Ceci revient à mettre une cage de Faraday autour de chaque voie. Cette méthode permet uniquement de diminuer les artéfacts mais pas encore suffisamment à ce jour pour donner lieu à une application.

Au constat des limites de toutes ces méthodes nous nous orientons vers une méthode basée sur un découplage au sens propre des HIFU et de l'IRM.

C. L'imagerie par résonance magnétique (IRM)

L'imagerie par résonance magnétique est une technique d'imagerie basée sur l'analyse du comportement des protons contenus dans un système physique magnétique résonant et soumis d'une part à un champ magnétique et d'autre part à une impulsion de radiofréquence.

Dans le cadre de ce travail, l'étude se limite à l'atome d'hydrogène qui constitue l'élément le plus important en imagerie par résonance magnétique clinique compte tenu de la quantité d'eau présente dans les tissus biologiques.

La formation d'une image RMN est basée sur le principe de la discrimination spatiale par l'application d'un champ magnétique variable selon une direction donnée Bi= B0 + Gi.

Il est composé de gradients de champ magnétique Gi = g × i (i = x, y, z et G_i g i

= · ) et d'un champ magnétique statique B0. Nous avons un champ homogène qui porte tous les protons d'un échantillon à la même fréquence de résonance ù0 = ãB0 ( ã est le rapport gyromagnétique, constante caractéristique du noyau ).

Ensuite une impulsion radiofréquence sélective (largeur de bande Af = ) en présence d'un

premier gradient dit « gradient de sélection de coupe Gz » dans la direction z par exemple, excite
sélectivement tous les points d'une coupe (ou plan) centrée à la cote z et dont la largeur de bande de

l'impulsion RF définit l'épaisseur ?z = Äù de la coupe. Après arrêt de l'impulsion RF et un temps

particulier appelé temps d'écho TE, la bobine réceptrice recueille un signal caractérisant le retour à zéro de la composante transversale de l'aimantation.

C'est durant ce retour que le codage des points de l'espace (dans les deux directions de ce plan) se fait par l'application des deux autres gradients : un gradient dit « gradient de phase » réalise le codage de phase dans la direction y par exemple et un second gradient dit « gradient de lecture » réalise le codage en fréquence dans la direction x. [1]

C.3.1. La densité de protons

Le proton, très abondant dans l'organisme, est à la base de l'IRM. Le signal en IRM provient de la seule excitation des protons, l'image est donc assimilable à une cartographie des noyaux d'hydrogène de l'organisme. Cette cartographie représente alors directement, sous forme de niveau de gris, la localisation des noyaux d'hydrogène des différentes structures examinées. Il est donc aisé de comprendre que le contraste de l'image dépend étroitement de la concentration des tissus en noyaux d'hydrogène. Il existe ainsi des tissus très riches (Liquide Céphalo- Rachidien) et très pauvres (os) en protons qui sont susceptibles de produire respectivement un signal intense et faible. Pour réaliser une telle cartographie, il faut que les protons puissent émettre un signal. Une condition nécessaire est de préparer ou de rendre ces protons aptes à recevoir une excitation qu'ils restitueront sous forme d'un signal. C'est le rôle du champ magnétique principal B0, très intense, qui réalise une aimantation préalable des protons. La valeur totale de l'aimantation M d'un tissu est alors directement proportionnelle à sa concentration en noyaux d'hydrogène N, c'est-à-dire à sa densité protonique ñ. Après excitation par l'onde radio fréquence RF le signal émis S est directement proportionnel à l'aimantation des tissus et donc à leur densité. [2]

B(r) : champ magnétique reçu au point r : (B0 +G r) T : température de l'échantillon en Kelvin

M0 : aimantation totale d'un échantillon contenant N spins 1/2 k : constante de Boltzmann

C.3.2. Le temps de relaxation longitudinale T1

L'excitation par l'impulsion RF de 90° a pour conséquence de faire disparaître la composante longitudinale du vecteur d'aimantation tissulaire M par égalisation des spins sur les deux niveaux d'énergie. Cet état est instable et, dès arrêt de l'impulsion RF, il va y avoir retour à l'état d'équilibre stable au cours duquel les phénomènes inverses vont avoir lieu : il y a progressivement transitions inverses du niveau antiparallèle au niveau parallèle. L'aimantation longitudinale repousse ainsi progressivement : c'est la relaxation longitudinale. On l'appelle également relaxation spin - réseau car ce phénomène s'accompagne, lors du retour des protons du niveau de haute énergie sur le niveau de basse énergie , d'une émission d'énergie par interaction avec le milieu moléculaire environnant ou réseau. On l'appelle également relaxation T1 car la repousse de l'aimantation longitudinale se fait selon une exponentielle croissante où la constante de temps T1 est caractéristique d'un tissu donné : elle correspond à 63% de repousse.

Figure 1 : Courbe exponentielle de repousse de l'aimantation longitudinale en fonction de T1 Par définition, le temps nécessaire pour que l'aimantation globale d'un tissu atteigne environ 2/3 (63%) de sa valeur définitive M0 est appelé T1 : temps de relaxation longitudinale [1]. Le T1 varie avec la structure moléculaire ainsi que l'état solide ou liquide de la matière. Le T1 est plus long dans les liquides par rapport aux solides ; il est court dans les tissus graisseux. Les tissus pour lesquelles l'aimantation longitudinale repousse rapidement auront très vite une plus grande densité de protons disponibles pour réaliser une image : signal intense.

Les tissus qui s'aimantent lentement auront peu de proton aimantés disponible rapidement pour réaliser une image : signal faible. Ces différences en T1 vont être mises à profit en imagerie pour obtenir des contrastes. Le contraste de l'image ne dépendra plus de la seule quantité totale de protons mais surtout de la capacité de l'aimantation à repousser plus ou moins vite : l'image sera alors pondérée T1.

C.3.3. Le temps de relaxation transversale T2

L'excitation par l'impulsion RF de 90° a pour conséquence de faire apparaître une composante transversale. La composante transversale a un mouvement de rotation qui est détecté par un capteur et enregistré : c'est le signal RMN de précession libre ou encore FID (free induction decay). L'aimantation transversale décroît rapidement : c'est la relaxation transversale. On l'appelle également relaxation spin - spin car ce phénomène est la conséquence d'une interaction des protons entre eux.

La relaxation transversale est également dénommée relaxation T2 car la disparition de l'aimantation transversale se fait selon une exponentielle décroissante où la constante de temps T2, exprimée en millisecondes est caractéristique d'un tissu donné. Elle correspond à 63% de décroissance. Le T2 caractérise la relaxation transversale d'un tissu.

Figure 2 : Courbe exponentielle de disparition de l'aimantation transversale en fonction du T2

Par définition, le temps pendant lequel l'intensité du signal décroît d'environ 2/3 de sa valeur initial est appelé T2 : temps de relaxation transversale. Cependant T2 est généralement plus court que T1. Le paramètre T2 est donc bien adapté pour comparer les différents tissus de l'organisme. Qualitativement, dans un liquide, les spins restent plus longtemps en phase que dans une solide. Ils créent donc un signal plus intense car le T2 est « long ».

En revanche, dans un solide, le T2 est court par conséquence le signal est faible. Comme pour T1, c'est cette différence de temps de relaxation qui est mis à profit pour obtenir des contrastes. Ainsi, le contraste de l'image ne dépendra plus de la seule quantité totale de protons mais surtout de leur capacité à donner un signal plus ou moins persistant avec le temps : l'image sera dite pondérée T2. De façon général T2 des tissus biologiques est environ 10 fois plus court que T1.

C.3.4. Le paramètre TR

Dans une séquence classique d'IRM il faut répéter le cycle élémentaire d'impulsion RF de 90° et /ou 180° pour créer un signal dans le plan transversal et le mesurer. Le temps de répétition TR correspond à l'intervalle séparant deux impulsions de 90°. Durant chaque intervalle TR, l'aimantation longitudinale de chacun des tissus repousse en fonction de leurs T1 respectifs. Le temps de répétition correspond donc également au « temps de repousse » ou de récupération de l'aimantation longitudinale. Le TR conditionne également le contraste en T1, c'est-à-dire la « pondération en T1 » d'une séquence.

C.3.5. Le paramètre TE

Le paramètre TE détermine le moment précis où le signal est mesuré, c'est-à-dire le temps pendant lequel on laisse évoluer le signal avant de le mesurer et il conditionne principalement la pondération en T2 d'une séquence.

La thermométrie par IRM peut être basée sur le temps de relaxation T1, le coefficient de diffusion moléculaire de l'eau ou la fréquence de résonance du proton (PRF). Le décalage de la fréquence de résonance des protons de l'eau est la technique la plus couramment employée, elle permet de cartographier la température en utilisant l'information de phase des images d'écho de gradient («RF-spoiled») selon l'équation suivante :

où AT est la différence de température (°C) par rapport à l'acquisition précédente, A(I) est la différence
de phase entre deux acquisitions successives, y est le rapport gyromagnétique, B ₀ est le champ

magnétique de l'aimant (Tesla), T_E est le temps d'écho (secondes) et â est le coefficient de décalage de la fréquence de résonance des protons (typiquement de l'ordre de0,01 ppm/°C).

Une image de référence est utilisée pour compenser les autres facteurs qui contribuent à la phase dans l'image, comme l'homogénéité du champ magnétique. La mesure de la température est donc relative, une mesure absolue peut être réalisée mais nécessite l'emploi d'agents de contraste thermosensibles. Les fréquences de résonance des lipides ne dépendent pas de la température et ont un décalage moyen de 3,5 ppm par rapport à la résonance de l'eau. Les signaux des lipides affectent la phase de l'image et causent donc des erreurs sur les cartes de température. Ces erreurs sont difficilement prédictibles car elles dépendent de la quantité de graisse, du temps d'écho, de la fréquence de résonance du spectromètre et de la température. Pour ces raisons, les signaux des lipides sont supprimés pour assurer une imagerie de température fiable. Les applications que connaît la thermométrie par IRM sont nombreuses, il s'agit notamment des lasers, des radiofréquences, des micro-ondes et des ultrasons. Au cours du processus de thérapie par échauffement des tissus biologiques, la température des tissus est mesurée à une cadence comprise entre une et cinq secondes par image. Il est alors possible de déterminer l'importance des effets de diffusion thermique de façon à ajuster la puissance des ondes émises durant l'exposition des tissus pour obtenir une température uniforme dans la zone ciblée, ce qui évite d'endommager les tissus adjacents. L'IRM est aujourd'hui utilisée pour des traitements cliniques avec de récents appareillages ultrasonores interstitiels ou de type HIFU. [3]

D. Les ondes ultrasonores

Les ondes ultrasonores sont des ondes mécaniques générées par un objet vibrant dont la fréquence est au-delà de 20 kHz, seuil de la perception de l'oreille humaine. Les ondes ultrasonores sont émises par des transducteurs puis transmises au milieu dans lequel elles se propagent.

Un transducteur acoustique est un matériau qui est capable de produire une vibration mécanique. Cette vibration est transmise au milieu qui est en contact avec le transducteur. Une fois que les particules en contact avec le transducteur entrent en mouvement, elles transmettent à leurs voisines ce mouvement. La transmission du mouvement entre particules crée une onde de pression caractérisée par la vitesse des particules.

D.1. Atténuation

Une onde ultrasonore qui se propage dans les tissus biologiques est en partie absorbée.

Les mouvements de particules produits par le passage de l'onde ultrasonore induit des forces de friction qui s'opposent à ces mouvements. L'énergie perdue par l'onde acoustique à cause de ces frottements est restituée localement sous forme de chaleur. L'élévation de température résultante est fonction de la conductivité thermique du milieu et du taux de perfusion. [6]

En plus de l'absorption, plusieurs facteurs contribuent à l'atténuation d'une onde ultrasonore dans un milieu biologique : la divergence du faisceau ultrasonore, la diffusion due aux petits réflecteurs et la propagation de l'onde suivant d'autres modes. Cette énergie est tout de même absorbée par le tissu et contribue donc à l'élévation de température du milieu. Pour ces raisons, les coefficients d'atténuation et d'absorption sont classiquement assimilés dans les milieux biologiques. L'apport de chaleur local par unité de volume, exprimé en W.m^-3, est donné par la relation suivante : Q = 2uI.

Avec u est le coefficient d'atténuation des tissus en m^-1 et I l'intensité de l'onde ultrasonore en Wm^-2. Dans la littérature, le coefficient d'atténuation est plus généralement exprimé en dB.cm^-1.

D.2. Les Ultrasons Focalisés de Haute Intensité ( HIFU )

Le principal inconvénient lié à l'utilisation des ultrasons pour l'hyperthermie est de maintenir une température thérapeutique assez uniforme pendant un temps important. Il en résulte des zones de surchauffe où les tissus sont détruits sans distinction et des points froids où les tissus ne sont pas traités. Pour s'affranchir de ce problème, l'idée d'utiliser des temps d'exposition plus courts est apparue. Dans ce cas, l'énergie doit être augmentée pour produire des effets dans les tissus. De cette idée naît la chirurgie ultrasonore comme une option pour la destruction des tissus par l'application d'un faisceau ultrasonore focalisé très intense (HIFU en anglais) pendant des très courtes durées. L'énergie appliquée est alors suffisante pour provoquer la nécrose des cellules qui se trouvent dans la zone de focalisation. Le terme de haute intensité fait référence à la puissance surfacique qui peut atteindre des milliers de watts par centimètre carré au centre de la zone traitée. L'utilisation de transducteurs à haute fréquence et fortement focalisés permet d'obtenir des nécroses bien délimitées par la tache focale du transducteur, de l'ordre de quelques millimètres de diamètre par un ou deux centimètres de long, assurant une localisation très précise du traitement ce qui donne aux HIFU le nom de chirurgie ultrasonore. C'est pour ces raisons que les applications des HIFU sont principalement orientées vers le traitement des tumeurs localisées qu'elles soient bénignes ou malignes. Le traitement de tout un volume tumoral est effectué en déplaçant le faisceau ultrasonore séquentiellement de point en point sur tout le volume soit par un moyen mécanique soit par un moyen électronique. La focalisation fait généralement appel à des transducteurs concaves. Les lésions créées par HIFU sont principalement produites par deux phénomènes : les effets purement thermiques liés à l'absorption des tissus et les effets de cavitation. Ces deux effets combinés sont à l'origine de la forme légèrement conique des lésions individuelles crées par les HIFU. [4]

Le temps et la précision du traitement sont donc fortement dépendants des possibilités de mouvement du système sur lequel est monté l' applicateur ultrasonore. L'utilisation d'un applicateur dont la partie émettrice se décompose en plusieurs éléments permet de contrôler dynamiquement via l'électronique de commande la forme et l'intensité du champ de pression créé. Il est ainsi possible de changer la localisation du dépôt de chaleur sans que l'applicateur n'effectue de mouvement.

D.4. L'applicateur ultrasonore 64 voies compatible IRM

Des traitements antérieurs ont montré que la rotation mécanique de l'applicateur est délicate à transmettre de façon précise in vivo. Pour surmonter cette contrainte des applicateurs ultrasonores multiéléments ont été développés. La partie active est composée de 64 transducteurs répartis sur toute la périphérie d'un cylindre. Le but est de réaliser une rotation électronique du faisceau ultrasonore dans les tissus afin de s'affranchir des contraintes de déplacement mécanique. Une onde plane est produite en utilisant huit transducteurs adjacents excités avec la loi de phase appropriée. La rotation électronique est obtenue en excitant de la même façon huit autres transducteurs adjacents. Les matériaux de l'applicateur sont choisis pour qu'ils soient compatibles avec une utilisation en environnement IRM.

D.4.1. Description de l'applicateur ultrasonore endorectal

La partie distale de l'applicateur est une pièce en PVC cylindrique de 14 mm de diamètre sur laquelle sont disposés 64 transducteurs piézocomposites de 0,60×20 mm², distants les uns des autres de 92 um. L'onde émise par la face arrière des transducteurs est réfléchie sur un backing cylindrique creux qui assure la rigidité mécanique de l'ensemble. Le réseau d'adaptation est déporté à trois mètres du centre de l'aimant pour éviter les interférences avec le champ magnétique. Un boîtier blindé en aluminium connecté à l'applicateur contient les 64 réseaux d'adaptation électriques (un pour chaque transducteur). Ce boîtier est pourvu d'une connexion pour relier les masses à la cage de Faraday. Pendant les manipulations, la tête de la sonde contenant les transducteurs, est entourée par une enveloppe en latex pour contenir l'eau de couplage acoustique.

Le refroidissement des transducteurs est assuré par un flux continu d'eau dégazée qui circule en circuit fermé le long de la face avant des transducteurs puis pénètre à l'intérieur du backing. L'eau du circuit de refroidissement, maintenue à 25°C, est entraînée par une pompe péristaltique Masterflex (Cole Parmer Instrument Co., Chicago, Etats Unis) avec un débit de 0,2 L/min pour maintenir la température de l'eau de couplage aux alentours de 45°C durant les insonifications.

D.4.2. Génération d'ondes planes

Pour éviter une dispersion de la chaleur en dehors des tissus à traiter, on génère des ondes planes. Les ondes planes assurent une focalisation du faisceau ce qui permet d'éviter les phénomènes de dispersion et donc d'avoir une lésion bien profonde. L'ouverture angulaire couverte par 8 transducteurs adjacents est de 45°. La directivité de chaque transducteur est donc telle qu'au maximum 8 éléments peuvent être utilisés de façon à ce que le transducteur le plus éloigné dépose de l'énergie le long de l'axe acoustique. Ainsi pour réaliser une rotation électronique de la sonde, les transducteurs sont excités par lot de 8 transducteurs adjacents avec la même loi de phase. Pour générer une onde plane à partir de 8 transducteurs, il faut effectuer un retard d'excitation approprié à chaque transducteur en prenant en compte la résolution du générateur TTL qui est de 10 ns. Ainsi, pour créer une onde plane à 1 mm en avant de la barrette les retards d'excitation appliqués aux éléments 1 à 8 sont respectivement de 0, 100, 170, 200, 200, 170, 100 et 0 nanosecondes (figure 6).

Figure 6 : Principe de la création d'une onde plane à partir d'une barrette cylindrique

D.5. Plateforme de tir des ultrasons ( figure 8)

Une plateforme de commande spécifique a été conçue et mise au point de façon à ajuster la phase et l'amplitude appliquées à chaque transducteur. L'énergie électrique est fournie par 64 amplificateurs de puissance AHF 855 (Adece, Artannes, France) qui mettent en forme sinusoïdale les signaux TTL ( figures 7a et 7b ) délivrés par un générateur de "patterns" (PG1050 Acute, Hsin Chuang City, Taiwan) contenant 50 voies.

Le décalage entre chaque voie est ajustable avec une résolution de 10 nanosecondes. Des cartes de sortie 64 voies numériques/analogiques 0-10V permettent de régler le gain de chaque amplificateur. Des cartes d'entrée 128 voies recueillent les tensions analogiques directement proportionnelles aux puissances électriques directes et réfléchies. Un ordinateur PC pilote les cartes d'entrée et de sortie ainsi que le générateur. Un programme de pilotage des cartes développé sous Dynamic C et embarqué dans un microprocesseur Rabbit 2000 permet de définir les valeurs des gains à appliquer sur chacune des voies d'amplification, de recueillir et d'analyser les valeurs des puissances électriques fournies durant chaque exposition ultrasonore. Une augmentation significative de la puissance électrique réfléchie est synonyme d'une anomalie pouvant conduire à la détérioration des transducteurs. La fréquence d'utilisation retenue est de 3.57 MHz, il s'agit du meilleur compromis pour l'ensemble des transducteurs.

A l'origine ces amplificateurs fournissaient une puissance incidente maximale de 5 Watts. Pour anticiper les pertes et pouvoir obtenir de hautes intensités, on a effectué des modifications au niveau de l'étage final des amplificateurs. On a rajouté 6 spires sur la bobine secondaire. Ces modifications ont permis de porter la puissance incidente de 5 Watts à 9 Watts pour une fréquence de 3.57 MHz.

Figure 7b : Signal quasi-sinusoïdal à 3.57 MHz
en sortie des amplificateurs de puissance

		10
		5

		0

	-3,00E-	-1,00E- 5	1,00E-	3,00E-	5,0
7	07	07	07	07	0
		¹⁰

Figure 7a : Signal TTL à 3.57 MHz à l'entrée
des amplificateurs de puissance

E. Découplage IRM/ultrasons

Notre objectif est de découpler le signal IRM avec les signaux électromagnétiques qui permettent d'exciter les transducteurs générateurs des ultrasons.

Le but est d'établir une carte de température par IRM en temps réel des tissus biologiques soumis au traitement par ultrasons. En théorie, l'acquisition du signal IRM devra coïncider avec le tir des ultrasons.

E.1. Mise en évidence des interférences IRM/ultrasons

La fréquence de tir des ultrasons doit être un compromis entre le matériel de tir ( amplificateurs de puissance, générateur de TTL, convertisseurs de tension ) et la sonde ultrasonore. Dans notre cas, avec la sonde et la plateforme de tir déjà présentées , on a choisi une fréquence de tir de 3.57 MHz.. En effet, l'onde électromagnétique fournie par les amplificateurs de puissance est quasi sinusoïdale avec une fréquence de 3.57 MHz ( figure 7b ). L'antenne IRM fonctionne à la fréquence de 63,9 MHz. Par conséquent, en théorie, le signal IRM et les ondes électromagnétiques qui sont à des fréquences très différentes ne devraient pas interférer. Cependant, en réalité l'onde électromagnétique présente des harmoniques à des fréquences proches de celle du signal IRM. Ces harmoniques peuvent provoquer des interférences entre le signal IRM et les ondes ultrasonores.

Le module de la transformée de Fourier du signal sinusoïdal ( 3.57 MHz ) fourni par les amplificateurs de puissance pour exciter les transducteurs est représentée sur la figure 9. Les données ont été obtenues après un moyennage sur plusieurs acquisitions pour améliorer le RSB ( Rapport Signal sur Bruit ) afin de rendre les harmoniques plus visibles.

Figure 9 : Module de la Transformée de Fourier du signal électromagnétique ( 3,57MHz)

On remarque bien la présence d'harmoniques à des fréquences bien plus élevées que celle du fondamental. Le RSB ( rapport signa sur bruit) du spectre ne permet pas de ressortir les lignes spectrales au-delà de 40 MHz.

Toujours dans le cadre de la mise en évidence des interférences entre IRM et ultrasons, on a effectué des tirs dans un échantillon de muscle. On a effectué l'IRM de l'échantillon simultanément avec l'application des ultrasons pendant un certain temps avant d'arrêter le tir d'ultrasons. Les images IRM pendant et après le tir d'ultrasons et le tracé temporel du bruit dans un pixel situé en dehors de l'échantillon sont respectivement sur les figures 10a et 10b.

Figure 10b : Tracé temporel du bruit d'intensité
recueilli dans un pixel en dehors de l'échantillon

E.1.1. Discussion

La première image de la figure 10a a été acquise en même temps que les tirs d'ultrasons. On a effectué une IRM de l'échantillon pendant que celui-ci était soumis aux ultrasons. Le constat qu'on peut faire de cette image est la présence d'artéfacts d'interférences électromagnétiques. Ceux-ci sont matérialisés par une augmentation significative du bruit de fond dans l'image par rapport à la deuxième image de la figure 10a acquise après l'arrêt du tir d'ultrasons. On peut aussi remarquer l'augmentation du bruit d'intensité pendant les tirs d'ultrasons ( figure 10b).

Ces erreurs se répercutent directement sur la mesure de phase, donc sur la mesure de température.

Il faudra donc trouver une méthode qui puisse permettre d'utiliser l'IRM pour contrôler en temps réel l'évolution de la température des tissus soumis aux ultrasons en s'affranchissant de ces interférences électromagnétiques.

E.2. Méthode de découplage

L'idée sera de bloquer le tir des ultrasons pendant l'acquisition de l'écho IRM. Notre plateforme de tir ( figure 8 ) nous permet d'effectuer le tir en continu avec un balayage de la tension de commande sur une plage de 0 à 10 Volts.

Pour bloquer le tir, on va inhiber le signal TTL qui est fourni par le générateur ( PG acute ) à l'entrée des amplificateurs de puissance. En l'absence de signal TTL, les transducteurs ne sont pas excités et donc il n'y aura pas de génération d'ultrasons. On commencera par une détection du signal radiofréquence émis par la bobine RF excitatrice de l'imageur. On utilisera ce signal RF pour générer un signal inhibiteur du signal TTL. La figure 11 montre la configuration des différents modules de la chaîne.

F. Conception et test des modules de découplage

Les modules de la chaîne qu'on a eu à concevoir sont l'antenne et la carte électronique de traitement. Cette partie sera dédiée à leur présentation.

F.1. L'antenne

Pour la détection du signal radiofréquence, on utilise une antenne dite « antenne de surface ». Il s'agit d'une antenne constituée par une seule spire en cuivre de 42 centimètres de diamètre. Elle est placée à l'intérieur de la cage de Faraday mais en dehors de l'aimant. Le but de cette antenne est uniquement de capter le signal RF d'excitation des protons. Un des tests effectués pour vérifier le niveau de signal RF qu'elle sera capable de capter donne le résultat en figure 12.

Cette séquence qui a permis d'obtenir ce résultat a été effectuée avec un TR (temps de répétition) de 100 millisecondes. Le signal capté a une amplitude crête à crête de 5 Volts. Une autre possibilité était de récupérer le signal de synchronisation disponible sur certaines consoles IRM. Cette approche rendrait moins « portable » le dispositif car dépendant de la mise en forme de signaux par le constructeur de l'imageur.

F.1.1 Discussion

Etant donné la résolution temporelle sur l'oscilloscope, le signal est sous échantillonné et ne permet pas de visualiser le sinus cardinal. La séquence utilisée est de type binomiale [5]. Elle permet d'éliminer le signal RMN des protons de la graisse. En effet, on excite deux fois les protons avec la même phase pour l'eau et en opposition de phase pour la graisse. Cette méthode permet de supprimer le signal correspondant à la graisse. L'utilisation d'une séquence binomiale explique la présence des deux impulsions RF séparées par un intervalle de temps de 2.35 ms environ à 1.5 Teslas. Le décalage de phase de 180° entre les deux impulsions ne peut être détecté à partir de cette acquisition sur l'oscilloscope.

F.2. Le circuit électronique de découplage

L'idée est de générer, à partir du signal RF capté par l'antenne, un signal qui permettra d'inhiber la génération du signal TTL par le PG acute. Le circuit conçu pour réaliser pour cette fonction est celui de la figure 13 ci-dessous.

Figure 13 : Les différents modules du circuit électronique de traitement du signal RF

F.2.1. Le filtre passe haut

Sur le signal RF capté par l'antenne ( figure 12 ), on a un bruit basse fréquence qui provient du réseau électrique. Ce filtre passe haut de type RC d'ordre ² a pour but d'éliminer ce bruit basse fréquence. Il a été réglé avec une fréquence de coupure de 45 KHz. Le signal à 50 Hz est atténué d'un facteur 1000 environ alors que le signal RF à 64 MHz n'est pas affecté. En comparant, les signaux RF avant et après le filtrage passe haut, on remarque une nette réduction du bruit basse fréquence ( Figure 14 ).

F.2.2. Le redresseur

Le rôle du redresseur est de transformer le signal RF ( alternatif ) en signal continu. La diode permet de laisser passer uniquement les tensions positives et de bloquer les tensions négatives. Il s'agit d'un redresseur à une seule alternance. Le test effectué sous IRM, avec la même séquence qui a permis d'obtenir le signal RF de l'antenne de la figure 12, donne le résultat en figure 15.

Cette tension est prise après la diode. Elle varie constamment comme le signal d'entrée par contre elle reste toujours positive puisque la diode ne laisse passer le courant que dans un seul sens. Ce module redresseur comporte un filtre RC. Le rôle de ce filtre RC est de transformer ce signal redressé à la sortie de la diode en un signal continu et stable. Les valeurs de R et de C doivent être choisies de sorte que la constante de temps RC de décharge du condensateur soit très supérieure à la période du signal

RF (soit T RF = 6 = 15,65 ns). A cette condition, la décharge de C se fera plus lentement et les

oscillations ne seront pas détectées et le signal RF sera vu comme une seule enveloppe. Par contre, la constante de temps RC sera limitée par la période de l'impulsion générée par le Timer ( paragraphe F.2.3) soit 30 ms pour éviter de saturer le Timer avec l'impulsion RF suivante. Donc, on veillera à la condition : 15,65ns << RC < 30ms.

F.2.3. Le générateur d'impulsions

Il est constitué d'un Timer de type 555. Il a un rôle de temporisateur en générant une impulsion dont la durée est égale celle de la temporisation. Dans ce cas il est configuré en mode monostable ( figure 15 ).

Le Timer 555 ne réagit qu'à une impulsion négative ( en vert ). A chaque fois qu'il reçoit une impulsion négative sur son entrée trigger, le condensateur ( C ) se met à se charger à travers la résistance ( r ). Durant la charge, il génère une impulsion de durée égale au temps de charge complète du condensateur. Cette durée est de l'ordre de 1,1×r×C. C'est la partie la plus importante du circuit. Il est utilisé pour générer une impulsion à partir du signal RF capté par l'antenne. Le Timer va réagir au signal RF redressé et filtré . Le transistor bipolaire sur l'entrée trigger du 555 permet de générer l'impulsion négative nécessaire pour activer le Timer. En l'absence de signal RF ou lorsque le signal RF capté par l'antenne est insuffisant ( inférieure à VCEsat = 0.6 Volts au niveau de la base du transistor ), le transistor est à l'état bloqué. Dans ce cas, le courant qui traverse le transistor est très faible. Lorsque le signal RF capté est suffisant, le transistor devient saturé et la tension au niveau de l'entrée du 555 chute et devient quasiment nulle : ce qui correspond à une impulsion négative. Dans ce cas le courant qui traverse le collecteur et disponible à l'entrée du 555 est de l'ordre de 4 microAmpères, cette valeur est bien conforme aux spécifications du constructeur. Avec la même séquence d'IRM qui a donné le signal RF en figure 12, on obtient le résultat de la figure 16. Il correspond à l'impulsion négative générée à partir du signal RF capté par l'antenne.

Avec cette impulsion, le Timer va générer une impulsion d'amplitude égale à Vcc et de durée égale à la Constante de temps RC. La résistance de 1 Mégohms et la batterie de condensateurs permettent de fixer la durée de l'impulsion générée. Il est intéressant de pouvoir faire varier cette durée de l'impulsion qui doit correspondre à la fenêtre d'acquisition de l'écho IRM. Les trois condensateurs de 20, 33 et 47 nanofarads sont connectés en parallèle entre eux et en série avec la résistance de 1 Mégohms par l'intermédiaire d'un interrupteur triple voies. L'interrupteur permet de choisir le(s) condensateur(s) à connecter à la résistance selon la valeur de la constante de temps recherchée.

La constante de temps fixe la durée de l'impulsion générée, cette durée doit correspondre au minimum à la fenêtre d'acquisition de l'écho IRM à savoir deux fois le paramètre TE qui est de l'ordre de 50 millisecondes. Avec la même séquence qui a donné les résultats précédents, on obtient les impulsions en figure 17. Pendant une impulsion l'acquisition du signal IRM s'effectue et les tirs d'ultrasons sont bloqués.

5
4

3

2

1

0

On utilise une excitation binomiale mais les deux pulses RF génèrent une seule impulsion du timer. L'intervalle de temps entre les deux impulsions est égal au paramètre TR de la séquence IRM 300 ms.

F.2.4. Le témoin

Il permet de vérifier visuellement si la carte électronique fonctionne correctement. Il est constitué d'un switch basse fréquence et d'une diode électroluminescente. La diode s'allume avec l'impulsion RF pendant une durée égale à celle de l'impulsion générée par le Timer. La résistance de 220 ohms permet de réduire le courant qui arrive sur la diode. C'est la sécurité du circuit.

F.2.5. La sortie multivoie

Il s'agit de la sortie du Timer. Elle est dite multivoie puisqu'elle sera connectée à l'entrée du générateur de signaux TTL ( PG acute ) qui possède 50 sorties. Sur cette sortie, on a une impulsion à chaque fois qu'un signal RF est détecté par l'antenne.

A chaque fois que le PG acute détecte à son entrée cette impulsion, il arrête la génération de signaux TTL pendant toute la durée de l'impulsion. Dans ce cas le tir est coupé pendant toute cette durée qui correspond à l'acquisition du signal IRM.

F.2.6. La sortie monovoie

Elle est dédiée à une sonde monovoie qui va être directement excitée par le signal sinusoïdal transmis via un commutateur. On utilise un switch ( DG612 [7] ) haute fréquence et un générateur de fréquence. Avec ce générateur, on fixe la fréquence du signal sinusoïdal selon la fréquence de fonctionnement de la sonde ultrasonore monovoie (10,4 MHz). Le signal de commande du switch sera le signal émis par le Timer 555. Le transistor bipolaire permet d'inverser cette impulsion en sortie du 555. En effet, le switch doit laisser passer le signal sinusoïdal quand la sortie du 555 est à zéro donc en l'absence d'impulsion RF. Le switch permet de couper le signal sinusoïdal d'excitation de la sonde et donc d'arrêter le tir d'ultrasons pendant l'acquisition du signal IRM. Cette acquisition correspond à l'impulsion en sortie du 555 et donc pendant cette période le switch est ouvert et le signal est coupé. En l'absence d'impulsion en sortie du 555, le switch se ferme et laisse passer le signal sinusoïdal d'excitation. Ainsi, rentre-t-on dans une phase de tirs. Les tests effectués sous IRM avec la même séquence que précédemment donnent les résultats en figure 18. On applique un signal sinusoïdal de 10.4 MHz à l'entrée du switch haute fréquence. On observe le signal de sortie de la monovoie. Dans le cas où on utilise la carte de découplage, le signal de sortie est coupé par le switch à chaque impulsion RF et pendant toute la durée de celle-ci c'est à dire la durée de l'acquisition du signal IRM. Ainsi, le tir d'ultrasons est coupé pendant toute cette durée. Pendant la coupure du tir, le faible signal que l'on observe est du bruit basse fréquence.

G. Tests sous IRM

G.1. Tirs d'ultrasons avec la sonde multivoie dans les deux modes

Pour effectuer des tirs avec découplage, la carte électronique qui a été réalisée et testée vient s'intégrer dans la chaîne de tir comme le montre la figure 11. La sortie multivoie de la carte électronique est connectée à l'entrée du PG acute. Pendant l'acquisition du signal IRM, on a une impulsion au niveau de la sortie multivoie de la carte. Cette impulsion est détectée comme un événement inhibiteur par le PG acute (spécifié dans le programme de pilotage). Ainsi, pendant toute la durée de l'impulsion, le PG acute s'arrête de générer des signaux TTL et donc les tirs d'ultrasons sont bloqués. Durant cette période le signal IRM est découplé des signaux électromagnétiques.

Les tirs d'ultrasons ont été effectués sous IRM sur un échantillon de muscle. On effectue un tir continu de 4 Watts par voie à la fréquence de 3.57 MHz avec 100 scans IRM successifs.

Figure 19a : Image avec découplage Carte de température superposée à l'image d'intensité.

G.1.1. Discussion

Dans la première phase, le circuit de découplage est utilisé. L'image correspondant à cette phase est en figure 19a. Au bout de 50 scans, le circuit de découplage est déconnecté pendant que le tir se poursuit. La courbe de température pendant toute la durée du tir est en figure 19b avec les différentes phases. On y distingue bien les phases de tir correspondant à la croissance de la température jusqu'à un certain pic. La séquence de tir consiste en 4 cycles de 20 secondes dont 10 secondes de tir et 10 secondes d'arrêt. Chaque tir engendre une augmentation de température suivi d'une décroissance (par diffusion thermique) pendant la phase d'arrêt.

A la fin de l'acquisition du signal IRM, le tir continue et la température se remet à augmenter. Pour évaluer le bruit dans les deux modes, on prend la courbe de température ( figure 20 ) en considérant un pixel de l'échantillon à la périphérie de la zone chauffée où le signal sera essentiellement constitué de bruit.

Figure 20 : Courbes de température dans (bleue) et à la périphérie (rouge) de la zone chauffée

La courbe correspondant au pixel situé à la périphérie de la zone chauffée permet d'apprécier le niveau de bruit selon qu'on se trouve en mode découplage ou non. On remarque l'augmentation du niveau de bruit lorsque les tirs d'ultrasons sont effectués sans le découplage. Le calcul de l'écart type du bruit dans la mesure de température donne : 0.9065 en mode découplage et 1.4185 dans le mode sans découplage. Ces valeurs sont en conformité avec les remarques qualitatives.

G.2. Tirs d'ultrasons avec la sonde monovoie dans les deux modes

Les tirs d'ultrasons ont été effectués sous IRM sur un échantillon de muscle comme pour la sonde multivoie. On effectue un tir continu de 24 Watts à la fréquence de 9.13 MHz avec 100 scans. Dans la première phase, le circuit de découplage est utilisé. L'image correspondant à cette phase est en figure 21a. Au bout de 60 scans, le circuit de découplage est déconnecté pendant que le tir se poursuit jusqu'au scan 80. On peut observer l'image IRM correspond à cette phase sur la figure 21b. La courbe de température pendant toute la durée du tir est sur la figure 21c avec les différentes phases.

G.2.1. Discussion

Sur l'image IRM de la figure 21b, on note la présence de nombreux artéfacts qui rendent l'image sombre (normalisation du signal en présence de « spikes » d'interférence RF). Ceux-ci proviennent des interférences entre les ultrasons et le signal IRM. En effet, on a excité la sonde avec une fréquence de 9.13 MHz qui est une sous harmonique entière du signal IRM qui est à 63.9 MHz.

Sur la carte de température ainsi obtenue, on note deux parties. La première partie correspond au tir avec découplage et on note une évolution de la température bien lisible. Cette courbe est bien exploitable pour faire un contrôle de la température des tissus chauffés. Par contre, la deuxième phase qui correspond au tir sans le découplage est beaucoup plus bruitée.

Le calcul de l'écart type donne : 0.3343 avec le découplage et 0.7684 sans le découplage. Le niveau de bruit augmente d'un facteur 2.5 quand on passe du mode avec découplage au mode sans découplage. On peut remarquer que l'amélioration apportée par le découplage est loin d'être négligeable.

H. Conclusion et Perspectives

L'objectif du stage était dans un premier temps de proposer une méthode de découplage des signaux ultrasonores et d'IRM thérapeutiques dans le domaine temporel. Ensuite la réalisation du circuit électronique dédié au découplage et sa validation par des tests dans des conditions expérimentales identiques aux futurs essais in vivo. La première partie a été consacrée à la revue de la théorie sur les ultrasons et l'IRM de température. Par la suite, l'existence des interférences entre les ultrasons et l'IRM a été démontrée. Après la réalisation du circuit électronique de découplage, plusieurs tests sous IRM sur des échantillons de muscle ex-vivo ont été effectués dont quelques résultats sont présentés dans ce rapport. A ce stade, on peut avancer que ces résultats sont satisfaisants en attendant les expériences prévues sur le cochon dans quelques mois.

En perspectives, il y a d'abord la conception d'une sonde qui intègrera l'antenne qui est encore indépendante à ce stade. Ensuite, la mise en oeuvre de la boucle d'asservissement automatique de l'outil de tirs d'ultrasons. En effet, celle-ci permettra la correction automatique des éventuelles erreurs de tirs d'ultrasons par rapport à la dose thermique limite fixée par le corps médical.

Ce stage est intéressant à plus d'un titre. D'abord pour l'intérêt qu'il porte dans le traitement des tumeurs cancéreuses. Mais aussi le challenge qu'il représente en matière de recherche est une motivation supplémentaire.

Découplage des signaux IRM et des ultrasons thérapeutiques