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CHOMOLANGMA

Réflexions sur le sens de la vie. Diversités culturelles et médiatiques.

Golfe du Honduras.

Publié le 31 Janvier 2012 par CHOMOLANGMA dans AMÉRIQUE CENTRALE-Géo-histo-polit & culturelle

Golfe du Honduras
Golfe du Honduras
Baie du Honduras
Carte du golfe du Honduras.
Carte du golfe du Honduras.
Géographie humaine
Pays côtier(s) Drapeau du Belize Belize
Drapeau du Guatemala Guatemala
Drapeau du Honduras Honduras
Géographie physique
Type Golfe
Localisation Mer des Caraïbes (océan Atlantique)
Coordonnées 17° 30′ Nord
       86° 30′ Ouest
  

Géolocalisation sur la carte : Amérique du Nord

(Voir situation sur carte : Amérique du Nord)
Golfe du HondurasBaie du Honduras

 

 

 

 

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Le golfe ou baie du Honduras est une vaste crique de la mer des Caraïbes, découpant les côtes du Belize, du Honduras et du Guatemala. Du nord au sud, cette côte mesure environ 200 km depuis Dangriga (Belize), à La Ceiba, (Honduras). De nombreuses rivières se jettent dans le golfe. Parmi elles, on peut citer la Motagua et le rio Ulúa ; le Lago Izabal au Guatemala est également relié au golfe par un cours d'eau. Selon certaines légendes, la Fontaine de Jouvence se trouverai dans ce golf.

Un grand nombre de récifs et de cayes existent dans le Golf du Honduras ; ils sont connus sous le nom de Cayes Pélican.

De nombreux pêcheurs américains visitent le Golfe du Honduras en quête de marlins qui abondent dans ses eaux.

En 1961, l'ouragan Hattie balaya le Golfe du Honduras en détruisant de nombreux bâtiments du Belize.

 

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Imagerie par résonance magnétique (4).

Publié le 31 Janvier 2012 par CHOMOLANGMA dans SCIENCES-Histoire-Biologie-Bota-Zoo- Médecine

IRM Cardiaque 


Coupe axiale sur les ventricules
Généralités 


L’IRM cardiaque est un procédé d’imagerie reposant sur l’excitation des noyaux d’hydrogène de l’organisme par impulsions de radiofréquence, qui permet d’obtenir une image des organes intra-thoraciques sans limitation liée à la composition des tissus. Contrairement à l’échocardiographie pour laquelle la pénétration du faisceau d’ultrasons dans les tissus est entravée par l’interposition de tissu pulmonaire ventilé, empêchant une évaluation cardiaque satisfaisante chez environ 10% des patients, l’IRM cardiaque procure des images diagnostiques chez tous les patients, indépendamment de leur morphologie. L’acquisition d’un large champ de vision (field of view, FOV) permet une évaluation des structures thoraciques en plus de l’examen du cœur et des gros vaisseaux. L’IRM acquiert des images dans n’importe quel plan anatomique déterminé par l’opérateur, ce qui permet une imagerie adaptée à l’anatomie complexe du cœur et en particulier une évaluation morphologique dirigée des cardiopathies congénitales. Une caractéristique déterminante de l’IRM en cardiologie est sa capacité de caractériser les tissus mous pour détecter les pathologies du myocarde ; schématiquement, on utilisera les séquences en pondération T1 pour rechercher la présence de graisse, les séquences en pondération T2 pour l’œdème myocardique, et le rehaussement tardif après injection de chélates gadolinium (T1) pour la fibrose myocardique. En comparaison avec l’IRM d’organes statiques (par exemple l’IRM cérébrale), les défis de l’IRM cardiaque sont de représenter avec une définition maximale un organe se contractant de façon rythmique, et se déplaçant dans la cage thoracique tout au long du cycle respiratoire. Ces contraintes ont rendu nécessaire le développement de séquences d’acquisition rapides, synchronisées à l’électrocardiogramme, d’une durée de 15 à 20 secondes afin de permettre une acquisition en apnée. Il est de ce fait difficile d’obtenir des images de qualité chez un patient très dyspnéique ou incapable d’effectuer des apnées répétées. De façon analogue, un rythme cardiaque rapide (>100 bpm) ou très irrégulier (notamment en cas de fibrillation auriculaire, rythme bigéminé ou fréquentes extrasystoles), ou un signal ECG de mauvaise qualité réduisent sensiblement la définition des images. Le temps total d’acquisition d’un protocole standard d’IRM cardiaque varie entre 30 et 60 minutes. Il dure sensiblement plus longtemps qu’un CT scan cardiaque mais l’absence de rayons X est un bénéfice notable pour le patient, en particulier si des examens répétés sont à envisager. La station prolongée dans le tunnel de l’IRM peut être problématique pour les patients claustrophobes (environ 2% des patients), et reste contre-indiquée pour les porteurs de pacemaker, défibrillateurs implantables, implants cochléaires ou clips neurochirurgicaux. Il est recommandé de contrôler la compatibilité IRM des appareils ou prothèses implantées chirurgicalement dans un patient sur un site internet de référence9. L’injection de produit de contraste, gadolinium chélaté, est en principe contre indiquée pour les patients avec insuffisance rénale de degré IV selon la classification Kdoqi-CKD (débit de filtration glomérulaire estimée inférieure à 30 ml/min)10 en raison du risque de fibrose systémique néphrogénique, une maladie invalidante de la peau, ressemblant à la sclérodermie11,12. Ce risque a été très fortement diminué et pourrait même disparaître avec le recours à des produits de contraste dits cycliques. Les chélates de gadolinium sont également contre-indiqué de principe chez la femme enceinte.

Techniques d’IRM et séquences 

Analyse de la morphologie 

Echo de spin : images « sang noir » 

Une série de 10 à 15 coupes transverses de 5 à 10 mm d’épaisseur, avec espace entre les coupes de 0 à 5 mm, acquise durant la diastase (acquisition en phase unique), permet l’évaluation initiale de l’anatomie thoracique ainsi que de la disposition des cavités cardiaques et de leurs connexions. En cas d’anatomie complexe, on y ajoute fréquemment une série de coupes sagittales et une série de coupes coronales afin de mieux préciser les relations anatomiques. Une série de coupes sagittales obliques est parfois nécessaire pour préciser l’anatomie de l’arche aortique. La séquence utilisée est le turbo spin echo, une séquence d’écho de spin rapide dont le train d’écho comporte entre 9 et 15 impulsions de rephasage de 180 °, produisant à chaque rephasage un écho, réalisant une ligne d’encodage de phase différente. La séquence est précédée d’une double impulsion d’inversion (180 °), l’une non-sélective et la seconde sélective à la coupe, permettant d’annuler le signal du sang circulant13,14. Ces images sont caractérisées par une forte pondération en T1 avec un excellent contraste entre le pool sanguin, hypo-intense (noir), et les structures vasculaires et musculaires, plus intenses. On parle donc de séquences en sang noir ou black blood. La durée d’acquisition de ce type de séquences est relativement longue, car la répétition d’impulsions de radiofréquence (impulsions d’inversion de 180 °) est nécessaire pour rephaser le signal et produire un écho ; en contrepartie, cette séquence est peu sensibles aux artefacts de susceptibilité que peuvent causer les structures métalliques (stents, cerclages de sternotomie…). Le contraste entre le sang circulant et la paroi vasculaire est en général bonne, mais l’annulation du signal sanguin peut être imparfaite (pool sanguin incomplètement noirci) dans les cavités où le flux sanguin est ralenti (veines pulmonaires ou systémiques, conduits veineux obstrués, thromboses, ventricule fortement dilaté…) pouvant résulter en une mauvaise délimitation endothéliale.

Séquences bSSFP : images « sang clair » 

Dans le cas où les images en « sang noir » sont équivoques, la morphologie peut être précisée en répétant les mêmes séries de coupes axiales, sagittales et coronales en utilisant une séquence en écho de gradient de type bSSFP (balanced steady-state free precession), particulièrement peu susceptible aux artefacts de flux. Il s’agit d’une séquence d’acquisition très rapide en mode de phase unique, qui produit un signal d’écho sans appliquer d’impulsion de rephasage, mais en inversant simplement la direction du gradient d’encodage de fréquence. L’inversion du gradient de champ magnétique étant nettement plus rapide que l’application d’une nouvelle impulsion de radiofréquence, ces séquences de type écho de gradient permettent d’accélérer sensiblement la production des signaux et l’acquisition des données. La bSSFP est la séquence d’écho de gradient la plus utilisée en IRM cardiaque en raison de son contraste élevé et de son important rapport signal / bruit. Le contraste est fonction du rapport T2/T1 des tissus ; le sang présent dans la cavité ventriculaire apparaît donc clair, avec une excellente délimitation endothéliale, indépendamment du flux sanguin15. On parle d’imagerie en « sang clair » ou bright blood. Cette séquence, comme toutes les séquences d’écho de gradient, est en revanche susceptible aux inhomogénéités du champ magnétique et l’on observe fréquemment une perte de signal (signal void) au voisinage des stents ou d’autres structures métalliques.

Acquisition tridimensionnelle bSSFP 

Alternativement, il est possible d’obtenir une évaluation anatomique des structures cardiaques non pas par séries de coupes successives, mais par l’acquisition directe d’un volume qu’il sera possible d’interroger à loisir dans différents plans au moment de l’analyse. Pour permettre ces reconstructions et garantir une résolution spatiale suffisante, il est primordial d’acquérir des voxels isotropiques, c’est-à-dire ayant la même dimension dans les trois plans. Les coupes standard ont une résolution de 1-2 x 1–2 mm dans le plan et une épaisseur de coupe de 8 à 10 mm produisant des voxels en forme de parallépipèdes rectangles. L’acquisition volumétrique implique un encodage de phase dans deux directions différentes, rallongeant sensiblement le temps d’acquisition ; avec l’utilisation de séquences rapides de type bSSFP, le temps d’acquisition du volume cardiaque est de l’ordre de 3 à 4 minutes pour une résolution isotropique de 2,1 mm16. L’acquisition se fait en respiration libre, et les artefacts de mouvement liés à l’excursion diaphragmatique sont réduits par l’utilisation d’un navigateur, une séquence IRM rapide détectant au début de chaque cycle cardiaque la position de la coupole droite du diaphragme : l’acquisition de données du volume cardiaque ne sera pratiquée que durant les cycles cardiaques coïncidant avec un diaphragme en position d’expirium. Les techniques 3D sont principalement utilisées pour l’analyse des cardiopathies congénitales17, ainsi que pour évaluer la morphologie et le trajet épicardiques des artères coronaires18.

Analyse de la fonction cardiaque 

Séquences ciné bSSFP des ventricules19 

Sa rapidité et le remarquable contraste qu’elle procure entre le muscle cardiaque et le sang circulant fait de cette séquence en écho de gradient la séquence de choix pour l’évaluation de la fonction des ventricules. Au contraire des images morphologiques, statiques, il s’agit d’une acquisition multi-phases de la même coupe myocardique (habituellement entre 25 et 35 phases par cycle cardiaque, en fonction de l’intervalle RR) permettant d’obtenir une image en mouvement – ou coupe ciné du ventricule. Ce type d’acquisition permet s’effectue sur plusieurs cycles cardiaques et requiert une apnée de 10 à 20 secondes. Il ne s’agit donc pas d’une imagerie en temps réel, contrairement à l’échocardiographie. La résolution spatiale, la définition de l’endocarde et la reproductibilité de la méthode sont en revanche supérieures en IRM, faisant d’elle le procédé d’imagerie de choix pour l’évaluation des volumes, de la masse et de la fonction ventriculaire par méthode de Simpson modifiée. L’avantage de l’IRM est d’autant plus évident dans l’évaluation du ventricule droit, difficile à visualiser entièrement en échocardiographie. Typiquement, on acquiert des images caractérisées par une épaisseur de coupe de 8–10 mm avec espacement de 0–2 mm, une résolution dans le plan de 1-2 x 1–2 mm et une résolution temporelle de l’ordre de 40 à 60 ms. Pour le ventricule gauche, les coupes standard sont la vue 4 cavités, 2 cavités et 3 cavités ou vue de la chambre de chasse. Un plan orthogonal à la vue 3 cavités est acquise afin de compléter l’évaluation de la chambre de chasse gauche et de la valve aortique. On effectue ensuite une série de 8 à 12 coupes en court axe des ventricules, parallèles au plan atrio-ventriculaire, couvrant tout le volume ventriculaire de la base à l’apex. Pour le ventricule droit, on effectue une vue 2 cavités en traçant un axe perpendiculaire à la vue 4 cavités et reliant le milieu de l’anneau tricuspide à l’apex du ventricule droit. Une vue simultanée de la chambre de réception et de la chambre de chasse du ventricule droit peut ensuite être construite, de même qu’une seconde vue orthogonale de la chambre de chasse droite, permettant l’évaluation de la valve pulmonaire. On ajoute une série de coupes ciné axiales pures destinées à rechercher des anomalies segmentaires de la contraction de la paroi libre du ventricule droit, notamment en cas de suspicion de dysplasie arythmogène du ventricule droit. Dans le cas de cardiopathies congénitales, on ajoutera au besoin des coupes ciné supplémentaires, dont l’orientation sera adaptée à l’anatomie particulière du patient. Les vues utiles dans ce contexte sont par exemple les coupes des artères pulmonaires afin d’en évaluer le diamètre et la pulsatilité dans les tétralogies de Fallot opérées, et l’évaluation morphologique des conduits veineux dans les circulations de type Fontan, ou après la correction d’une transposition des gros vaisseaux par opération de Senning ou Mustard. En cas de suspicion de communication inter-auriculaire, l’acquisition d’une série de coupes ciné des oreillettes, parallèles au plan atrio-ventriculaire, est recommandée ; comme principe général dans les acquisitions destinées à rechercher une communication anormales entre deux cavités cardiaques, on choisira une épaisseur de coupe plus fine (5 à 8 mm) sans espace entre les coupes.

Séquences ciné ultra-rapides en respiration libre 

Ces séquences consistent à acquérir une coupe ciné complète du cœur en temps réel sans synchronisation à l’ECG. La séquence est de type bSSFP couplée à des techniques d’imagerie parallèle afin d’accélérer la vitesse d’acquisition. Inévitablement, les images produites ont une faible définition mais ont l’avantage de pouvoir évaluer les modifications de la contraction ventriculaire au cours du cycle respiratoire. La résolution temporelle est de l’ordre de 50-70 ms pour une résolution spatiale dans le plan de 2–3 x 2–3 mm. L’acquisition dure environ 20 secondes, s’étalant sur 3 cycles respiratoires. Ces séquences trouvent leur utilité dans la recherche d’interférence entre le ventricule droit et le ventricule gauche en cas de suspicion de constriction péricardique20.

Caractérisation tissulaire sans injection de produit de contraste 

Images en pondération T1

Il s’agit d’images morphologiques fixes acquises en diastole. La séquence utilisée est un écho de spin avec double pré-impulsion d’inversion destinée à annuler le signal du sang circulant (« sang noir »), identique à la séquence utilisée pour les séries de coupes morphologiques décrites ci-dessus. On l’applique en général sur des coupes en 4 cavités et en court axe, mais on peut y ajouter d’autres coupes adaptées à l’anatomie du patient, notamment pour mieux caractériser une tumeur myocardique. Alors que le signal du sang circulant est annulé et apparaît noir, la graisse, caractérisée par un temps de relaxation T1 court, apparaît hyperintense et le muscle cardiaque est d’intensité intermédiaire. Cette séquence trouve son utilité dans la caractérisation des masses et tumeurs myocardiques (intensité différente entre la tumeur et le muscle cardiaque normal, signal hyperintense caractéristique du lipome), dans la recherche d’une infiltration graisseuse du myocarde (cas avancés de dysplasie arythmogène du ventricule droit, transformation adipeuse d’une cicatrice d’infarctus), ainsi qu’en cas de pathologie péricardique (mesure de l’épaisseur du péricarde, hypointense et bordé par deux lignes hyperintense de graisse épicardique et péricardique). À noter que la présence de graisse peut être confirmée en répétant la même séquence, précédée d’une pré-impulsion destinée à supprimer le signal du tissu adipeux (impulsion d’inversion standard (STIR : short tau inversion recovery) ou sélective au spectre de fréquence du tissu adipeux (SPIR : spatial inversion recovery) ; TI 120-150 ms). Sur ces séquences de saturation de graisse (séquences en triple inversion), le signal hyperintense visualisé sur la séquence T1 standard est spécifiquement annulé et apparaît hypo-intense.

Images en pondération T2 

Il s’agit d’images morphologiques fixes acquises en diastole. Cette séquence d’écho de spin est destinée à mettre en évidence les structures liquidiennes, tirant parti du temps de relaxation T2 particulièrement long de l’eau. Cette séquence, caractérisée par un temps de répétition (TR) prolongé, classiquement de 2 intervalles RR, et d’un temps d’écho (TE) élevé, de l’ordre de 80 ms, est d’acquisition relativement longue. Pour en accélérer l’acquisition à 15-20 secondes, on utilise, comme pour les séquences pondérées en T1, la technique de turbo spin echo consistant à appliquer plusieurs impulsions d’inversion de 180 ° après l’écho initial afin de créer de multiples échos durant le même intervalle TR. Contrairement aux séquences T2 classiques (c’est-à-dire n’utilisant pas le turbo), pratiquées notamment en imagerie cérébrale, la séquence T2 en turbo spin echo tend à créer un signal paradoxalement hyperintense pour la graisse en raison d’interactions spin-spin particulières dans ce tissu (J-coupling), nécessitant d’y associer une pré-impulsion de saturation de graisse (séquence T2-STIR21). Cette séquence détecte l’œdème intramyocardique, notamment dans le contexte d’infarctus myocardique aigu ou de myocardite ; il se traduit par un signal hyperintense comparé au signal du myocarde sain. Un tel signal hyperintense en T2 peut également s’observer dans les tumeurs myocardiques mitotiquement actives, associée à de l’œdème tumoral, ou dans le myxome de l’oreillette, de composition riche en eau.

Surcharge en fer et hémochromatose 

En raison de ses propriétés ferromagnétiques, le fer présent dans les tissus engendre des inhomogénéités du champ magnétique. Ces inhomogénéités induisent une accélération du déphasage du spin des protons après impulsion de radiofréquence, résultant en une dégradation plus rapide du signal et un raccourcissement du temps T2*. Pratiquement, le myocarde surchargé en fer des patients souffrant d’hémochromatose présente, pour un TE identique, un signal moins intense que le myocarde d’un sujet normal. La valeur T2* du myocarde d’un patient peut être déterminée par relaxométrie IRM. Il s’agit d’une acquisition rapide en écho de gradient répétée une dizaine de fois sur une même coupe court axe mi-ventriculaire avec augmentation progressive du temps d’écho (TE), par exemple entre 2,5 ms et 18 ms (spoiled gradient multi-echo T2* sequence). L’intensité du signal myocardique est mesurée sur chaque coupe au niveau du septum inter-ventriculaire et sa valeur est rapportée graphiquement en fonction de la valeur du TE. La courbe obtenue est exponentielle de forme y = K&middote-TE/T2* où y représente l’intensité du signal et K est une constante. De cette relation, la valeur du T2* est calculée comme le temps nécessaire à la réduction de 63% de l’intensité du signal initial. Un T2* inférieur à 10 ms a été associé à une surcharge martiale sévère et cliniquement significative du myocarde22,23.

Produit de contraste IRM : le gadolinium 

Le gadolinium (64Gd) est un métal rare qui a la propriété de posséder sur sa dernière orbitale un nombre élevé de spins d’électrons non-appariés. Le champ magnétique produit par un électron est plus fort que celui produit par un proton (noyau d’hydrogène), et cet élément paramagnétique constitue donc un candidat idéal pour la fabrication de produits de contraste IRM, raccourcissant les temps de relaxation T1 et T2 des protons des tissus et modifiant l’intensité de leur signal. Toxique à l’état pur, le gadolinium doit être chélaté pour être rendu soluble et utilisable par voie intraveineuse en clinique. Différents chélateurs sont utilisés, et les chélateurs les plus fréquemment utilisés en clinique sont de petite taille (<1000 Da) et ont une distribution extracellulaire (DTPA24, le DO3A ou le BOPTA par exemple). Au niveau du cœur, le contraste est rapidement éliminé du myocarde normal, pauvre en tissu interstitiel, mais s’accumule de façon prolongée dans les zones de nécrose, de fibrose ou d’œdème, où l’espace interstitiel est pathologiquement augmenté. L’effet du gadolinium étant de raccourcir le temps de relaxation T1 des tissus où il s’accumule, les séquences d’IRM avec contraste sont en règle générale des séquences pondérées en T1. En raison de la cinétique particulière de distribution et d’élimination du gadolinium dans les tissus, le délai écoulé entre l’injection de contraste et l’acquisition des images est très important car il détermine le type d’informations, morphologiques ou fonctionnelles que procure la séquence. Ainsi, les images de premier passage du contraste dans le tissu myocardique sont à la base de l’imagerie de perfusion, les images acquises immédiatement (<2 minutes) après injection (rehaussement précoce) permettent l’identification de zones myocardiques avasculaires ou de thrombus intra-cavitaires, et les images acquises tardivement (10 à 15 minutes) après injection de gadolinium (rehaussement tardif) évaluent la présence de fibrose ou de cicatrices myocardiques. De plus, l’angiographie IRM nécessite l’injection de produit de contraste, et permet l’imagerie des structures vasculaires par des séquences d’acquisition tridimensionnelles rapides suivant la progression du bolus de gadolinium dans l’arbre vasculaire et les cavités cardiaques.

Imagerie de perfusion myocardique

L’imagerie de perfusion repose sur l’imagerie en temps réel du premier passage d’un bolus de gadolinium à travers le muscle cardiaque. Elle utilise des séquences rapides en écho de gradient (spoiled gradient echo ou bSSFP), précédées d’une pré�impulsion de saturation (90 °) afin d’accentuer la pondération T1 des images. Jusqu’à 3 coupes en court axe du ventricule gauche sont acquises lors de chaque battement cardiaque, ou jusqu’à 6 coupes tous les deux battements cardiaques. Les images sont acquises de préférence en diastole, ce qui peut s’avérer difficile pour les patients tachycardes, notamment durant un protocole de stress pharmacologique. Le bolus de contraste est injecté dans une veine de large calibre du pli du coude à l’aide d’une pompe automatique. La dose usuelle est de 0.05-0.1 millimoles de gadolinium par kilogramme de poids corporel. Pour la recherche d’ischémie myocardique, l’injection de gadolinium est effectuée au pic d’un stress pharmacologique par adénosine, dipyridamole ou dobutamine dans le but d’obtenir une vasodilatation coronaire, respectivement une contractilité myocardique, maximale. L’acquisition dynamique est débutée au moment de l’injection du contraste, qui rehausse successivement les cavités droites puis gauches avant de perfuser le muscle cardiaque. On observe alors la progression rapide du contraste, de l’épicarde vers l’endocarde chez le sujet sain, et le rehaussement du myocarde est homogène et complet à la fin du premier passage de gadolinium. Chez les patients atteints de maladie coronaire significative, les zones de déficit de perfusion sont caractérisées par un retard ou un déficit segmentaire du rehaussement myocardique. Une analyse semiquantitative peut être effectuée25,26. Dans certains centres, la même séquence de perfusion est répétée après quelques minutes, sans stress pharmacologique. L’analyse de la perfusion myocardique de repos est destinée à mieux différencier les artéfacts des déficits de perfusion réels en comparant les images de stress et les images de repos (en cas de sténose coronarienne significative, seul un déficit de perfusion au stress est en principe observé); elle ne permet pas toujours de trancher de façon définitive et n’est pas pratiquée dans tous les centres. Notons encore que l’imagerie de perfusion de repos est utilisée pour la caractérisation des masses et tumeurs myocardiques afin d’en préciser le degré de vascularisation ; une tumeur maligne, hypervasculaire, présentera par exemple un rehaussement important durant l’imagerie de perfusion.

Rehaussement précoce après injection de gadolinium 

Il s’agit d’une séquence en écho de gradient avec pré-impulsion d’inversion ou de saturation, acquise immédiatement après l’injection de produit de contraste. La dose maximale de gadolinium injectée durant un examen standard est de 0.2 millimoles par kilogramme de poids corporel. On retranchera de cette dose la quantité de produit de contraste déjà injectée durant la – ou les séquences de perfusion. Les images de rehaussement précoce montrent un myocarde complètement rehaussé et hyper-intense ; seules les zones non-vascularisées sont de signal hypo-intense. Dans le contexte d’un infarctus du myocarde récent, une zone hypo-intense au sein du territoire infarci révèle la présence d’obstruction microvasculaire27 (correspondant au phénomène de no-reflow angiographique) tandis qu’une zone hypointense située dans la cavité ventriculaire, accolée au myocarde akinétique, indique la présence d’un thrombus mural28. Pour le diagnostic de la myocardite aiguë, le recours aux séquences de rehaussement précoce est recommandée, afin d’identifier les zones d’inflammation myocardique, hyperémiques, qui apparaissent plus hyperintenses que le myocarde normal.

Rehaussement tardif après injection de gadolinium29,30 

Il s’agit d’une séquence acquise entre 10 et 20 minutes après l’injection du produit de contraste. Appelée également imagerie de la cicatrice, cette séquence a pour but de mettre en évidence les zones de fibrose intra-myocardique. L’étude de la cinétique du produit de contraste dans le tissu cardiaque montre que le contraste est rapidement évacué de l’espace interstitiel du myocarde normal alors que sa vidange est ralentie dans les zones de fibrose où l’espace extracellulaire est augmenté ; le temps de relaxation T1 des zones de fibrose se trouve donc significativement raccourci par rapport à celui du myocarde sain. La séquence utilisée est une séquence en écho de gradient (ou une séquence en bSSFP) précédée d’une impulsion d’inversion (180 °) permettant de maximiser le contraste T1. Afin de produire un contraste maximal entre les zones de myocarde sain et de fibrose, le réglage du temps d’inversion (TI), c'est-à-dire le délai entre la pré-impulsion d’inversion et le début de la séquence proprement dite, est déterminant ; il s’agit en effet de débuter la séquence au moment précis où le myocarde normal ne produit aucun signal alors que les zones de fibrose, dont le T1 est raccourci par accumulation de gadolinium, produisent un signal d’écho. On obtient ainsi un rapport d’intensité en théorie infini entre la fibrose et le myocarde normal (en pratique, ce rapport d’intensité est supérieur à 10), faisant de cette séquence un moyen très sensible pour la détection de la fibrose macroscopique. Le myocarde sain apparaît alors hypo-intense (noir) et les zones de fibrose hyper-intenses (claires) ; « ce qui est clair est mort » ("bright is dead") est le slogan mnémotechnique qui caractérise cette séquence. Cette séquence est également appropriée pour la recherche d’obstruction microvasculaire, apparaissant comme un noyau hypo-intense au sein d’une zone de fibrose hyper-intense. La résolution dans le plan des images de rehaussement tardif est de l’ordre de 1.4-1.8 x 1.4-1.8 mm avec une épaisseur de coupe de 5 à 8 mm31. Etant donné que la cinétique d’élimination du contraste dépend du poids du patient, de la dose de contraste injectée et du délai entre l’injection et l’acquisition des images, le choix du TI idéal doit tenir compte de ces paramètres ; il varie entre 250 et 400 ms. Très utilisée dans l’évaluation de la cardiopathie ischémique et de la viabilité myocardique, l’étude du rehaussement tardif est également importante dans l’évaluation des cardiomyopathies (recherche de fibrose interstitielle), des masses et tumeurs myocardiques (rehaussement homogène du fibrome, détection de zones de nécrose) et des pathologies péricardiques (rehaussement du péricarde enflammé).

Angiographie IRM 

Les séquences d’angiographie consistent en une acquisition volumétrique durant le transit d’un bolus de contraste. Grâce à la rapidité des scanners modernes, plusieurs angiographies peuvent être acquises durant une même apnée d’environ 20 secondes, permettant d’obtenir en une seule séquence une angiographie pulmonaire et une angiographie aortique ; on parle de séquences en quatre dimensions ou 4D. L’acquisition s’effectue en deux temps, avec dans un premier temps, l’acquisition avant l’injection de contraste de signaux de haute fréquence et de faible amplitude, codant pour la définition de l’image. Ces informations définissent les contours des structures intrathoraciques qui ne se modifient pas durant l’injection du produit de contraste ; leur acquisition n’est pas répétée durant la phase dynamique afin d’accroître la vitesse de l’acquisition durant cette seconde phase. Le second temps de la séquence débute donc avec l’injection par pompe automatique d’un bolus de produit de contraste. La progression du produit de contraste est suivie en temps réel et l’acquisition proprement dite débutée lorsque le produit de contraste atteint la cavité cardiaque ou la structure vasculaire à caractériser (on débutera par exemple une angiographie de l’arche aortique quand le bolus aura atteint le ventricule gauche). Lors de cette seconde phase de l’acquisition, seuls les signaux de haute amplitude et de basse fréquence qui codent pour le contraste de l’image seront acquis, de façon répétée, durant les 20 secondes suivant le déclenchement de la séquence. La superposition des deux acquisitions forme l’image finale, d’une résolution dans le plan de 1-2.5 x 1-2.5 mm. Elle pourra être reconstruite en trois dimensions ou visualisée en projection maximale selon les besoins diagnostiques.

Cartographies de flux 

Le signal IRM enregistré est un signal de radiofréquence complexe, comprenant une fréquence, une amplitude et une phase. Les séquences en écho de gradient peuvent être codées en phase de sorte à mesurer la vitesse du flux sanguin. Cette technique repose sur la propriété de déphasage du signal IRM par les protons en mouvement, proportionnel à la vitesse du flux dans le champ magnétique. Il est donc possible, par ces séquences particulières, d’encoder la vitesse d’un flux et d’en mesurer le débit. La précision de la mesure dépend de la position du plan d’acquisition, qui doit être placé perpendiculairement au flux mesuré. L’opérateur décide, pour une acquisition donnée, d’une vitesse d’encodage maximale (VENC), la vitesse causant un déphasage de signal de 180 °. Le VENC doit être légèrement supérieur (120%) à la vitesse du flux pour en obtenir une mesure optimale. S’il est trop grand, le signal obtenu sera de mauvaise qualité, avec un rapport signal sur bruit élevé. S’il est trop petit, un phénomène d’aliasing survient, empêchant toute évaluation quantitative du flux32. Ces mesures trouvent principalement leur application dans l’estimation de la sévérité de shunts intracardiaques, ou dans l’estimation de la sévérité d’insuffisances valvulaires aortique ou pulmonaire par mesure du volume régurgitant et de la fraction de régurgitation.

Tissue tagging et analyse de la déformation 

Les séquences de tagging ou « tatouage myocardique » ont pour but d’analyser et de quantifier la déformation du myocarde durant le cycle cardiaque, et sont utilisées conjointement avec des séquences ciné en bSSFP ou en écho de gradient. Le principe est de "tatouer" sur la coupe IRM une grille de référence à l’aide de pré-impulsions de saturation (90 °). Les bandes de saturation sont appliquées au début de l’acquisition et persistent pour la durée du cycle cardiaque. Comme le tissu saturé se déplace de façon cohérente avec la contraction myocardique sur une image ciné, la déformation de la grille au cours du cycle cardiaque reflète la déformation myocardique. Ces séquences ont montré leur utilité dans l’analyse de la déformation myocardique (strain, strain rate, torsion…)33 ainsi que dans l’analyse de la synchronisation de la contraction myocardique. La nécessité de disposer d’outils informatiques complexes pour quantifier la déformation limitent actuellement l’utilisation des ces techniques en routine clinique. Elles sont néanmoins parfois utilisées de façon qualitative, par exemple pour détecter une fusion des feuillets péricardiques viscéral et pariétal en cas de suspicion de péricardite constrictive ou de tumeur médiastinale invasive.

 

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AMOUR...

Publié le 30 Janvier 2012 par crateresideraldevie dans Écrits & poésies (même que c'est de moi)...


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"Allons cueillir l'amour aux portes du verger
Savourons ses doux fruits avec délectation
Sourions aux bienfaits de la bénédiction
Qu'est l'ivresse des sens dans nos coeurs hébergée.
Ignorons les noirceurs de la morosité
Franchissons le portail de notre indifférence
Invitons ceux qui semblent encore hésiter
Et s'obstinent à vouloir rester dans leur errance.
Colorions notre coeur au pinceau des envies
De nous aimer encore et toujours et voyons
Si cette union bénie enflamme notre vie
Et inonde nos âmes enfin de ses rayons..."

Cratère sidéral de vie,
Le Lutin cosmique.

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Imagerie par résonance magnétique (3).

Publié le 30 Janvier 2012 par CHOMOLANGMA dans SCIENCES-Histoire-Biologie-Bota-Zoo- Médecine

Relaxation longitudinale (T1) 

 

 


Au fur et à mesure que les moments magnétiques retrouvent la direction du champ statique z, le signal oscillant qu'ils émettent va en diminuant, jusqu'à disparaître quand tous les moments magnétiques sont de nouveau alignés longitudinalement, c'est-à-dire dans la direction z. Le temps que mettent les moments magnétiques nucléaires à retrouver leur alignement longitudinal (i.e., sur la direction z) est baptisé temps de relaxation et est noté T1.

En notant Mz(0) la valeur à l'équilibre de l'aimantation longitudinale (lorsque tous les spins sont alignés), on peut donner la loi d'évolution de la « repousse » de l'aimantation longitudinale après à avoir appliqué une excitation qui aurait fait basculer tous les moments magnétiques au temps t = 0 : M_z(t) = M_Z(0).(1-e^{-\frac{t}{T1}})

Ce phénomène de relaxation (c'est-à-dire de retour à l'équilibre) suit donc une dynamique exponentielle, il faudrait alors un temps infini pour que tous les spins se retrouvent alignés, c'est pourquoi on définit comme temps T1 le temps mis pour retrouver 63% de l'aimantation longitudinale à l'équilibre.

Ce temps de relaxation T1 dépend de l'agitation moléculaire dans le tissu que l'on observe. Il suit une courbe en U inversé : si l'agitation moléculaire est très faible, les atomes d'hydrogène mettront du temps à revenir à l'équilibre (c'est le cas des tissus durs comme les os). Si l'agitation des molécules d'eau est très forte, comme c'est le cas dans les liquides comme le liquide céphalo-rachidien, la repousse est aussi lente. En revanche, si l'agitation est modérée (c'est-à-dire avec une constante de temps autour de la fréquence de Larmor) comme dans la graisse ou dans la substance blanche, alors le temps T1 est relativement court. Ces différents T1 tournent autour de 1 seconde pour champ B0 de 3 Teslas.

Relaxation transversale (T2)

 


Par ailleurs, l'agitation moléculaire contribue aussi à un autre phénomène : alors qu'en théorie les moments magnétiques devraient tous tourner de façon cohérente autour de l'axe z, c'est-à-dire avec une différence de phase constante, l'agitation moléculaire va faire que les atomes ne vont pas être dans un environnement physico-chimique constant et donc leur fréquence de Larmor va elle aussi n'être pas parfaitement égale à la fréquence de Larmor théorique. Par conséquent, les différents moments magnétiques vont avoir tendance à se désynchroniser. Cela se traduit par une diminution du signal lié à leur rotation synchrone au cours du temps, dit temps de relaxation T2.

Ce temps T2 mesure la disparition de l'aimantation transversale, c'est-à-dire de l'aimantation résultant du fait que les moments magnétiques sont synchrones dans leur rotation dans le plan transversal, perpendiculaire à B0, où ils ont été amenés par l'onde excitatrice oscillante B1. Là encore, il s'agit d'un phénomène qui suit une loi exponentielle (décroissante cette fois) : M_(t) = M_0.e^{-\frac{t}{T2}}

Encodage spatial grâce aux gradients 


La localisation spatiale des atomes est obtenue en ajoutant un gradient directionnel sur le champ magnétique de base (B0) grâce aux bobines de gradient de champ magnétique. La relaxation des protons sera alors modifiée par la variation du champ magnétique. Des techniques de traitement du signal utilisant les algorithmes de transformées de Fourier rapides permettent alors de localiser l'origine du signal.

La résolution spatiale est liée à l'intensité du champ magnétique (de nos jours, en 2006, les appareils utilisent un champ de 1 à 3 teslas) et de la durée de l'acquisition (en général une dizaine de minutes). On atteint actuellement une résolution de l'ordre du millimètre.

Pondérations 


En modifiant les paramètres d'acquisition IRM, notamment le temps de répétition entre deux excitations et le temps d'écho, temps entre le signal d'excitation et la réception de l'écho, l'utilisateur peut modifier la pondération de l'image, c’est-à-dire faire apparaître les différences de temps T1 et de temps T2 des différents tissus d'un organisme. Les tissus ayant des temps T1 et T2 différents en fonction de leur richesse en atome d'hydrogène et en fonction du milieu dans lequel ces derniers évoluent, peuvent renvoyer des signaux différents si l'on arrive à mettre en évidence ces différences de temps. Pour cela, on teste la réponse des atomes après des excitations particulières.

Des tissus différents ont des T1 différents. Après stimulation de radio-fréquence avec un temps de répétition court, on ne laisse pas le temps aux atomes d'hydrogène de certains tissus de revenir en position d'équilibre alors que, pour d'autres atomes d'hydrogène d'autres tissus, le temps est suffisamment long pour qu'il y ait un retour à l'équilibre. Lorsque l'on mesure l'état d'énergie des atomes des tissus, on note des écarts d'état entre ces différents atomes. Si on laissait un temps trop long, tous les atomes auraient le temps de revenir en position d'équilibre et l'on ne noterait plus de différences entre différents tissus.

Des tissus différents ont des T2 différents. Après stimulation par un temps d'écho long, on retrouve des décroissances d'énergie d'amplitude plus importante entre les tissus. Les différences de T2 étant plus discriminants si le temps d'écho est long.

Pondération T1 


Les paramètres de la pondération :

  • temps d'écho : TE = 10 à 20 ms (ms = millisecondes)
  • temps de répétition : TR = 400 à 600 ms

En utilisant un temps de répétition court et un temps d'écho court (neutralise les différences de temps T2), on obtient un contraste d'image pondérée en T1, pondération dite « anatomique » : en pondération T1 sur le cerveau, la substance blanche apparaît plus claire que la substance grise. Le liquide céphalo-rachidien, situé entre la substance grise et l'os apparaît lui nettement plus foncé.

Ces séquences sont également utilisées après injection de produit de contraste, pour caractériser une anomalie 7

Pondération T2 


Les paramètres de la pondération :

  • temps d'écho : TE > 80 ms
  • temps de répétition : TR > 2 000 ms

En utilisant un temps de répétition long (neutralise les différences de temps T1) et un temps d'écho long, on obtient un contraste d'image dite pondérée en T2, dite aussi pondération « tissulaire » : L'eau et l'œdème apparaissent en hypersignal.

Densité protonique


Les paramètres de la pondération :

  • temps d'écho : TE = 10 à 20 ms
  • temps de répétition : TR > 2 000 ms

En utilisant un temps de répétition long (2 000 ms à 3 000 ms) et un temps d'écho court (inférieur à 30 ms), on obtient un contraste d'image de pseudo densité protonique (Tissus > liquide > graisse). Seul les éléments tissulaires à faibe densité protonique, comme les ménisques, seront en hyposignal par rapport aux liquides libres témoins d'une pathologie articulaire sous-jacente. En utilisant un temps de répétition plus long (5 000 ms) et un temps d'écho court (inférieur à 30 ms), on obtient un contraste d'image de vraie densité protonique(Liquide>Tissus>graisse).

Séquences 


Écho de spin 


Séquence SE classique 


La séquence IRM la plus classique est sans doute la séquence écho de spin. Cette dernière se décompose en:

  1. une impulsion 90 ° dite d'excitation.
  2. une période de déphasage dans le plan transverse des protons pendant TE/2.
  3. une impulsion 180 °, dite d'inversion.
  4. un rephasage pendant TE/2.
  5. la lecture du signal (lecture de l'echo de spin).

Cette sequence permet les pondérations T1, T2 et de densité protonique. Elle n'est plus utilisée car le temps d'acquisition est beaucoup trop long car il faut compter environ 50 minutes pour l'acquisition d'une coupe sur une matrice de 256².

Séquence TSE/FSE rapide 


TSE pour Turbo Spin Echo et FSE pour Fast Spin Echo (le nom de la séquence dépend des constructeurs mais le principe est identique)

la technique associe la méthode écho de gradient et écho de spin pour une acquisition plus rapide mais plus sensible aux artéfacts.

Le principe de ces techniques reste basé sur un angle d'impulsion radiofréquece (généralement 40 °) appelé angle de Ernst intermédiaire entre la séquence SE et IR avec des temps de répétitions plus courts (300 ms) , cette technique appliquée à haut champ permet d'éviter certains arterfacts dus aux spins mobiles.

Inversion-Récupération 


Séquence IRT1 ou FLAIRT1 ou TRUET1


On envoie une impulsion a 180 °, puis on attend un délai T pendant lequel ML (proportionnel à l'intensité longitudinale) a augmenté. Après T, on envoie une impulsion à 90 °, qui provoque un basculement de ML, on obtient ainsi un courant mesurable et donc un signal lié a T1.

Séquence STIR 


(= Short Time of Inversion Recovery) Les séquences STIR ont pour but d'annuler le signal de la graisse.

Séquence FLAIR ou FLAIRT2


Il s'agit d'une séquence en inversion-récupération pondérée T2 sur laquelle on a « supprimé » le signal de l'eau libre (et donc du liquide céphalo-rachidien), qui apparaît alors en hyposignal, en adaptant le temps d'inversion. Cette séquence est très utilisée dans l'exploration cérébrale (notamment du cortex et des parois ventriculaires), l'œdème, la nécrose ou encore la gliose.

Écho de gradient 


Gradient de diffusion 


Les techniques de gradient de diffusion consistent à mesurer le mouvement brownien des molécules d'eau dans les tissus. Cela permet d'en déduire des informations sur les inhomogénéités des tissus et notamment de la substance blanche du tissu nerveux. Pour ce faire, les mesures de la diffusion sont effectuées sur un plus ou moins grand nombre de directions (de 6 à plus d'une centaine) qui permettent de calculer des tenseurs de diffusion dans chaque voxel. À partir de là, il est possible de définir la direction moyenne des fibres qui passent dans chacun des voxels et de reconstruire la trajectoire des principaux faisceaux de fibres grâce à des algorithmes de tractographie déterministes ou probabilistes. Cette direction moyenne est donnée par la direction propre associée à la plus grande valeur propre ("eigenvalue") du tenseur de diffusion. Le plus souvent, les algorithmes déterministes interpolent les directions de chaque voxel contigü en fonction du degré d'anisotropie (mesuré par la fraction d'anisotropie) et de l'angle formé par deux directions moyennes de voxels jouxtants.

Saturation des graisses (ou fatsat) 


La Fat Sat est une technique permettant de supprimer le signal de la graisse en IRM.
C'est une méthode qui utilise la légère différence de fréquence de résonance des protons des atomes d'hydrogène présents dans la graisse par rapport à ceux de la molécule d'eau. Cette différence est d'environ 220 Hz(à 1,5 Tesla). On envoie donc une radiofréquence dirigée spécifiquement sur la fréquence de la graisse afin de la saturer avant de recueillir le signal de la coupe.

Avantages :

  • méthode utilisable en pondération tant T1 que T2 ;
  • permet de mieux mettre en évidence les prises de produit de contraste en pondération T1.

Inconvénients :

  • Très sensible aux inhomogénéités de champ, la différence de fréquence de résonance étant très ténue, si le champ magnétique a une valeur trop variable, la Fat Sat ne fonctionnera pas bien. Ce problème se pose souvent en cas de corps étrangers métalliques trop proches ou même en cas d'homogénéité limitée de l'aimant.
Artéfacts 


L'IRM, comme toutes les autres techniques d'imagerie médicale, n'échappe pas à la constitution de fausses images : les artéfacts.

Ces images observables n'ont, pour la plupart, pas à proprement parler de réalité anatomique. Ils peuvent être évités ou minimisés en modifiant certains paramètres d'acquisitions ou de reconstructions. Cependant certains d'entre eux ne sont pas sans utilité diagnostique.

Artéfacts de mouvement 


L'artéfact de mouvement est un des artéfacts les plus fréquemment rencontrés. Comme son nom l'indique, il se constitue lorsqu'il y a translation dans l'espace du segment étudié au cours de l'acquisition. Il y a deux types de mouvements rencontrés :

  • Les mouvements périodiques : Ce sont les mouvements de la respiration, les battements cardiaques et les flux sanguins.
  • Les mouvements apériodiques : Ce sont les mouvements du patient, les mouvements oculaires, la déglutition, le péristaltisme digestif et le flux du liquide cérébro-spinal.

Ils ont pour conséquence la dispersion du signal : image floue de la structure en mouvement.

Mais aussi (en particulier pour les mouvements périodiques) des erreurs de localisation du signal : des image « fantômes » ou « ghosting » ; en effet lorsqu'il y a mouvement au cours de différent codage de phase, plusieurs valeurs de codage et donc plusieurs localisations seront attribuées à un même proton.

Ces erreurs de localisations ne sont visibles que dans le sens de la phase car entre deux échantillonnages de codage de phase il peut se passer quelques secondes au cours desquelles un mouvement a lieu. En revanche entre deux échantillonnages de codage de fréquence seules quelques millisecondes se passent, un mouvement d'amplitude significative durant ce laps de temps très court est donc peu probable.

Cette propriété est importante car elle permet de modifier les paramètres en fonction de la zone d'intérêt diagnostic de l'examen. Par exemple : Lorsque que le rachis est étudié en coupes axiales, le codage de phase peut être paramétré en droite-gauche afin d'éviter que le ghosting du flux sanguin de l'aorte ne vienne se projeter dessus. Les techniques de pré-saturations permettent de saturer les spins mobiles et d'éviter leurs artéfacts sur l'acquisition d'image statique (cf respiration abdominale ou passage de gros troncs vasculaires ou du LCR dans la région spinale surtout à partir de 1.5 Tesla)) dans la zone d'examen.

Artéfacts de champ magnétique


Artéfact de susceptibilité magnétique métallique 


Artéfact de susceptibilité magnétique 


Artéfact d'hétérogénéité globale du champ magnétique principal


Artéfact de non linéarité d'un gradient de champ magnétique 


Artéfacts d'impulsions de radiofréquence 


Artéfact d'impulsions de radiofréquence croisées

 

Artéfact de croisement de coupe 


Artéfact d'interférences aux radiofréquences extérieures


Cet artéfact est due aux interférences des radiofréquences émises par des appareils extérieurs ( GSM, 3G, Radio, etc.)

Artéfact d'hétérogénéité des impulsions de radiofréquence 


Artéfacts de reconstruction d'image 


Ce sont les artéfacts liés au problème de numérisation du signal (échantillonnage). Ainsi, si un pixel intersecte plusieurs objets, son niveau de gris sera une combinaison des niveaux de gris issus de chacun des objets traversés.

Artéfact de déplacement chimique 


Artéfact de repliement 


Artéfact de troncature (phénomène de Gibbs) 


Applications


Angio-IRM 


L'angio-IRM ou ARM est utilisée pour visualiser les artères afin de mettre en évidence des anomalies telles que les sténoses, dissections, fistules, les anévrismes et artérite. Les artères cérébrales, cervicales, rénales, iliaques, pulmonaires et l'aorte sont les artères les mieux étudiées par cette technique.

L'angio-IRM fait appel aux séquences en échos de gradient ultrarapides avec injection de chélates de gadolinium en intra-veineuse8.

 

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Brest (1).

Publié le 29 Janvier 2012 par CHOMOLANGMA dans FRANCE-Départements-régions-provinces historiques

 

Brest

L'entrée du port de Brest.
L'entrée du port de Brest.

Armoiries
Détail
logo
Détail
Administration
Pays France
Région Bretagne
Département Finistère (sous-préfecture)
Arrondissement Brest (chef-lieu)
Canton Chef-lieu de 10 cantons
Code Insee abr. 29019
Code postal 29200
Maire
Mandat en cours
François Cuillandre (PS)
2008-2014
Intercommunalité Brest métropole océane
Site internet http://www.mairie-brest.fr/
Démographie
Population 144 548 hab. (2006[1])
Densité 2 920 hab./km²
Aire urbaine 210 117 hab.
Gentilé Brestois / Brestoises
Géographie
Coordonnées 48° 23′ 27″ Nord
       4° 29′ 08″ Ouest
/ 48.390834, -4.485556
Altitudes mini. 0 m — maxi. 103 m
Superficie 49,51 km²

Voir la carte administrative

 

 

 

 

 

 

Brest est une ville française de Bretagne, chef-lieu d’arrondissement du département du Finistère (29). Ses habitants sont appelés les Brestois et Brestoise (Brestad ha Brestadez en Breton).

C'est un port important, notamment militaire, à l'extrémité ouest de la Bretagne et de la France. La ville se situe à la pointe occidentale de l’Europe continentale, d'où l'expression « L'Europe de Brest à Brest »[2].


Géographie  


Situation  

Localisation  


Topographie de Brest.

 

 

 

Brest et ses alentours.

 

 

 

Le plateau du Léon domine la rade de Brest du haut de falaises presque rectilignes qui matérialisent une des failles majeures du Massif armoricain. Ce mur n’est pratiquement interrompu que par un aber encaissé, la Penfeld, vestige du lit de l’Aulne avant qu’elle ne creuse le passage du Goulet. À son embouchure un éperon rocheux qui porte le château de Brest est le site originel de la « cité du Ponant ». Un dicton populaire affirme que « l’on ne passe jamais par Brest, il faut y avoir une raison d’y aller ». Brest est située à l’ouest de la Bretagne, dans le nord du Finistère, département dont elle est une sous-préfecture.

Installée sur une péninsule, le Léon, Brest est quasiment dépourvue d’arrière-pays : au sud, elle donne directement sur une vaste rade, au-delà de laquelle la presqu’île de Crozon regarde vers Quimper, tandis qu’à l'ouest et au nord la mer n’est qu’à une vingtaine de kilomètres, et à l’est Landerneau et Morlaix ont longtemps limité son influence.


Voies de communication et transports  

Voies routières  

L’automobile reste le moyen de transport individuel privilégié par les Brestois, le vélo n’étant que peu utilisé, pour partie en raison du relief de la ville et pour partie par manque d'infrastructures adaptées. Deux voies express de type autoroutier et gratuites relient Brest à Rennes (N12) et à Nantes (N165).

Transport ferroviaire  


Vue de la gare de Brest.

 

 

 

La gare de Brest fut construite entre 1936 et 1937, dans un style Art déco (architecte Urbain Cassan). Le bas-relief en granit rose dont il ne reste plus que la partie basse, représente des sujets évoquant la Bretagne (sculpteur Lucien Brasseur) [3].

Elle est desservie quotidiennement par plusieurs TGV la reliant directement à la gare de Paris-Montparnasse à Paris.


Transports en commun

Un MAN Lion's City G du réseau Bibus.

 

 

 

Desservie par une gare ferroviaire et routière qui surplombe le port de commerce, Brest et son agglomération est également dotée d’un réseau de bus appelé Bibus (CTCUB jusqu'en 1986) composé de 22 lignes dont 3 à la demande. Un projet de tramway est à l’étude par la Semtram, le mode fer étant privilégié. Il parcourra à partir de 2012 la ville d’est en ouest en reliant Technopôle à Kergaradec et Froutven[4].

Transports aériens

L’aéroport de Brest Bretagne, situé sur la commune de Guipavas, est le 1er aéroport breton pour le trafic passagers, représentant 45 % de ce trafic dans la région. Une nouvelle aérogare, d'une forme évoquant une raie manta, est en service depuis le 12 décembre 2007, et porte la capacité de l’aéroport à 1,8 million de passagers par an[5].

Transport maritime

Le port de Brest, surtout dédié au transport de vrac, d'hydrocarbures et de conteneurs, est aussi utilisé pour le petit transport de passagers, à destination de la presqu'île de Crozon et des îles de la mer d’Iroise.

Climat  

Article connexe : Climat du Finistère.



Le climat y est de type climat tempéré océanique

 :

Ville  ↓ Ensoleillement
Weather-clear.svg (h/an)  ↓
Pluie
Weather-overcast-rare-showers.svg (mm/an)  ↓
Neige
Weather-snow.svg (j/an)  ↓
Orage
Weather-violent-storm.svg (j/an)  ↓
Brouillard
Weather-day-more-fog.svg (j/an)  ↓
Moyenne nationale 1 973 770 14 22 40
Brest[6] 1 749 1 144 9 11 74
Paris 1 630 642 15 19 13
Nice 2 668 767 1 31 1
Strasbourg 1 633 610 30 29 65

 

 

 

Le tableau ci-dessous indique les températures et les précipitations pour l'année 2006 :

 

 

 

Mois J F M A M J J A S O N D année
Températures maximales (°C) 12,3 12,8 13,5 13,9 15,6 18,1 22,5 25,3 18,7 15,3 11,9 11 15,9
Températures minimales (°C) 4,2 4,2 5,2 5,8 8,5 10,8 12,8 13 11,4 9,3 4,5 2,6 7,7
Températures moyennes (°C) ... ... ... ... ... ... ... ... ... ... ... ... ...
Précipitations (hauteur moyenne en mm) 138,4 115,8 97,5 81,8 72,6 56,4 50,9 60,4 89,2 119,1 121 141,6 1144
Nombre moyen de jours de pluie 17,6 14,6 14,6 11,9 11,3 8,9 8,7 9,3 10,9 14,5 16,2 17,3 155,8
Source : Météo France

 

 

Le tableau ci-dessous indique les records de températures minimales et maximales :

 

 

 

Mois J F M A M J J A S O N D
Températures maximales records (°C) 16,5 19,3 23,8 26,7 28,6 33,3 35,2 35,1 32,6 25,3 20,7 18,3
Années des températures maximales.     1969 1960 2005 1984 2002 1976 1949 2003 1961 1959 1989 1985
Températures minimales records (°C) -14 -13,4 -4,9 -2,3 0 3,8 6 6,6 3,5 -1,5 -6,6 -10,1
Années des températures minimales.     1947 1948 1971 1978 1979 1962 1965 1956 1972 2003 1980 1970

 

 

Source : Météo France

 

 

Les records de température maximale et minimale à Brest (aéroport de Guipavas) entre 1945 et 2001 sont respectivement de 35,2 °C le 12 juillet 1949 et -14 °C le 28 janvier 1947[7]. La température moyenne est de 10,9 °C. Les précipitations sont supérieures à 2,5 mm 112 jours par an[8].

 

 


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"La potée mes frères"...

Publié le 29 Janvier 2012 par crateresideraldevie dans SPORTS-LOISIRS-HUMOUR


C'est un monastère où les moines ont le droit de parler uniquement lors de leur promenade dominicale.

Le dimanche arrive et trois Frères, Paul, Louis & René, font leur petite balade digestive...

"Elle était vraiment succulente la potée aux choux de Mère Isa aujourd'hui mes frères !!!...", s'écrit Frère Paul.

Puis règne le silence pendant toute la semaine...

Le dimanche suivant Frère Louis s'écrie :

"Bofff, je l'ai pas trouvée terrible moi, cette potée aux choux !!!...".

S'ensuit à nouveau une semaine sans paroles...

Et enfin le dimanche d'après Frère René de s'écrier sur un ton exacerbé :

"Bon !!! c'est pas bientôt fini ce bordel mes Frères !!!"...

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Imagerie par résonance magnétique (2).

Publié le 29 Janvier 2012 par CHOMOLANGMA dans SCIENCES-Histoire-Biologie-Bota-Zoo- Médecine

Antennes

 



Ce sont des bobinages de cuivre, de formes variables, qui entourent le patient ou la partie du corps à explorer.

Elles sont capables de produire et/ou capter le signal de radiofréquence (R.F.). Elles sont accordées pour correspondre à la fréquence de résonance de précession des protons qui se trouvent dans le champ magnétique :

F_p = (\frac{\gamma}{2\pi}) \cdot B_o
Fp = Fréquence de précession
γ = Rapport gyromagnétique
Bo = Intensité du champ magnétique principal

Ce qui donne dans le cas du noyau de l'hydrogène (proton):

  • pour un champ de 0,5 T : onde R.F. de 21,3 MHz ;
  • pour un champ de 1 T : onde R.F. de 42,6 MHz ;
  • pour un champ de 1,5 T : onde R.F. de 63,9 MHz.

Les antennes sont très variables et peuvent être catégorisées de trois manières différentes :

  • Selon leur géométrie : volumique et surfacique.
  • Selon leur mode de fonctionnement : émettrice-réceptrice ou réceptrice seule (on parle aussi de réceptrice pure).
  • Selon l'association ou non de différents éléments d'antennes : linéaire, en quadrature de phase ou en réseau phasé.
Antennes volumiques 


Une antenne volumique est une antenne au centre de laquelle est positionné le segment à examiner. Elle est :

Soit émettrice-réceptrice : c'est un cylindre de bobinage métallique qui émet un signal R.F. approprié (sous la forme d'impulsions régulières) vers des protons de la région à explorer. Ceux-ci entrent alors en résonance. Puis l'antenne réceptionne la réponse de ces protons, au moment de la restitution de l'énergie.

Soit réceptrice simple : elle est constituée de plusieurs antennes réceptrices plates montées en réseau phasé autour d'une structure cylindrique. C'est, dans ce cas, une autre antenne (l'antenne dite Corps ou Body intégrée à l'appareil lui-même) qui s'occupe de l'émission du signal R.F. .

Remarque : L'émission et la réception du signal se font de façon homogène dans tout le volume entouré par l'antenne.

Exemples d'antennes volumiques :

 

 


Antenne tête

 

 

 

  • L'antenne corps : il s'agit d'une antenne émettrice-réceptrice, elle est située autour du tunnel de l'aimant (non visible sur une installation en utilisation mais il est possible de la visualiser au cours des maintenances). Son diamètre est à peu près de 65 cm. Elle permet l'étude de régions anatomiques étendues (allant jusqu’à 50 cm de long).
  • L'antenne tête : il s'agit d'une antenne émettrice-réceptrice ou réceptrice simple. Il s'agit d'une antenne modulaire de diamètre de 25 à 30 cm qui est adaptée à l'exploration de l'encéphale mais peut également être utilisée pour l'exploration comparative des extrémités chez l'adulte (main, poignet, pied et cheville) ou de l'abdomen des jeunes enfants.
  • L'antenne genou : il s'agit d'une antenne émettrice-réceptrice ou réceptrice simple. Il s'agit d'une antenne modulaire de 22 cm de diamètre (peut varier). Elle est adaptée à l'exploration du genou, mais aussi du pied et de la cheville.

On peut aussi citer : l'antenne poignet, l'antenne épaule, l'antenne jambes...

Antennes surfaciques 

 

 


Antenne surfacique type

 

 

 

Une antenne surfacique est une antenne plane positionnée au contact de la région à explorer. Elle est réceptrice simple et ne peut donc que recevoir le signal restitué par les protons, c'est l'antenne corps qui émet l'impulsion R.F. initiale.

En tant qu'antenne linéaire (utilisée seule), elle ne permet l'examen que de petits champs d'exploration. C'est pour cette raison qu'elle est souvent couplée à d'autres antennes surfaciques (en quadrature de phase ou en réseau phasé).

Elle procure un très bon rapport signal sur bruit dans la région d'intérêt à condition de son bon positionnement (le plus proche possible de la zone d'exploration).

Associations d'antennes 

 


Comme nous l'avons vu précédemment, les antennes peuvent être utilisées seules ou en association afin d'avoir un rendu optimum et permettre le diagnostic :

  • L'antenne linéaire : C'est une antenne surfacique utilisée seule et placée parallèlement au champ magnétique B0. Il y a donc réception du signal émis par le patient, uniquement lorsque ce signal passe devant l'antenne.
  • L'antenne en quadrature de phase : C'est un ensemble de deux antennes surfaciques disposées autour d'une même région mais dans des plans différents. Chaque antenne reçoit un signal de la même région mais à des moments différents. Les deux signaux se regroupent alors sur un même canal de traitement pour former l'image finale. Ce principe augmente le rapport signal sur bruit et par conséquent la qualité de l'image. On peut aussi utiliser ce gain de signal pour diminuer le temps d'acquisition pour une qualité d'image, cette fois-ci, inchangée. Il est évident que les coûts d'achat de ce type d'antenne est bien plus élevé que pour une antenne linéaire.
  • Les antennes en réseau phasé: C'est un ensemble de plusieurs antennes de surface de petit diamètre, disposées côte à côte. Chaque antenne possède son propre canal de réception du signal et produit l'image de la région anatomique en regard de laquelle elle se trouve. Les différentes images sont ensuite combinées par des algorithmes informatiques pour former l'image terminale. Ce principe apporte un très haut signal sur bruit et permet un large champs d'exploration (jusqu’à 48 cm), mais est bien plus onéreux que les deux autres types d'antennes précédemment décrites.
Remarque: il existe des antennes dites "H.D.E" (Haute Densité d'Éléments) ce sont des antennes qui contiennent plus de deux bobines appelées "éléments d'antenne" qui peuvent être comme des petites antennes élémentaires. Cependant les antennes H.D.E. sont très onéreuses (pour l'exemple une antenne de genou 8 éléments coûte près de 25 000 €)
Blindages 

 


En IRM, on parle de blindages pour certains dispositifs destinés au confinement des champs magnétiques produits par la machine et à l'isolement de celui-ci des champs magnétiques extérieurs qui viendraient perturber l'acquisition.

Il existe deux blindages dans une installation IRM :

Blindage des ondes de radiofréquence 

 


Il est assuré par la cage de Faraday constituée d'un maillage de cuivre qui recouvre presque* toutes les parois de la salle de l'aimant et étanche aux ondes R.F. Cependant cette "cage" n'est visible qu'au niveau de la vitre de contrôle (aspect sombre du verre) et le cadre de la porte (de petites lamelles de cuivre), les plaques de cuivres étant cachées dans les murs, le plafond et le sol :

  • Elle empêche les ondes R.F. produites par le système de sortir de la salle de l'aimant.
  • Elle empêche les ondes R.F. extérieures (produites par tout appareil électronique et objets métalliques en mouvement) d'entrer dans la salle d'examen.
(*) Dans toutes les salles IRM il existe ce que l'on appelle un panneau de pénétration, c'est un lieu de passages du circuit de refroidissement et des câbles transportant les informations entre la salle de l'aimant et le local technique, celui-ci fait un trou dans la cage de Faraday. Cependant ce passage est spécialement conçu pour ne laisser passer aucune onde R.F.

En outre, il existe un autre type de cage de Faraday. Miniaturisée, elle n'est utilisée que rarement pour certaines acquisitions notamment l'exploration des membres inférieurs, et ce, afin d'éviter l'artéfact de repliement (Aliasing) du membre controlatéral. Ce dernier est entouré par une petite cage de Faraday et ne peut donc répondre aux impulsions de radio-fréquences. De nouvelles parades technologiques et des solutions d'anti-repliements rendent son utilisation très sporadique.

Blindage de champ magnétique 

 


Il a pour rôle de rapprocher les lignes de champ au plus près de l'aimant et notamment de faire rentrer la ligne de 0,5 mT dans la salle d'examen.

Remarque: on parle de la « ligne des 0,5 mT » ou « des 5 Gauss ». C'est la limite au-delà de laquelle il y a dysfonctionnement ou dérèglement d'un pacemaker

Il existe deux types de blindages de champ magnétique selon les appareils :

  • un blindage passif : c'est un ensemble de poutrelles d'acier ou de fer doux, entourant l'aimant. Ce dispositif est très lourd ;
  • un blindage actif : c'est un bobinage métallique inversé placé aux deux extrémités du bobinage de champ principal B0. Au passage du courant électrique dans les spires inversées, il se produit un contre-champ magnétique dont les lignes de champ viennent s'opposer à celles de B0.

Le périmètre du champ magnétique est appelé champ magnétique résiduel. La taille du champ magnétique résiduel dépend de la puissance du champ magnétique et du fait que le système soit blindé ou non. Pour un IRM de 1,5 T non blindé, un champ supérieur à 0,5 mT s'étend jusqu’à près de 12 mètres de l'isocentre et de 9,5 mètres de part et d'autre de l'aimant (Il est à noter que la cage de Faraday n'a aucune action de blindage contre le champ magnétique) ; avec blindage ce champ est réduit à 4 mètres de l'isocentre et 2,5 mètres de part et d'autre de l'aimant.

Remarque : En raison du contre-champ du blindage actif, le champ magnétique est plus intense à l'entrée du tunnel et sous les capots qu'au centre de l'appareil (les intensités peuvent être presque doublées). Cette propriété peut être cause de vertiges et de sensations de fourmillement à l'entrée du tunnel lors de l'émission des ondes de radiofréquence, dues à de petits courants de Foucault induits dans certaines structures nerveuses. Il est important de respecter les consignes de sécurité et ne pas former de "boucle" avec les membres ce qui augmenterait l'intensité de ces courants et pourrait provoquer des brûlures ou/et de plus grands étourdissements.
Quench 


Le Quench se définit par un passage brutal de l'hélium liquide à l'état gazeux volatil qui s'échappe alors de la cuve.

La raison accidentelle principale de ce phénomène est un défaut dans le système d'isolation thermique dû à la présence de micro-pores dans les joints, voire un non contrôle du niveau d'hélium et du bouclier thermique d'azote liquide (c'est la cause accidentelle la plus fréquente du "quench").

Il y a un réchauffement de l'hélium liquide qui passe alors à l'état gazeux, avec un risque de voir l'évaporation s'accélérer avec la diminution du pourcentage d'hélium liquide présent en cuve.

Remarque : Ce dysfonctionnement peut avoir des origines très diverses : panne dans le circuit d'eau glacée due à un dépôt important de calcaire, défaillance dans les compresseurs provoquant l'arrêt de la tête froide, ou une augmentation de pression dans l'aimant...

Le quench peut être aussi provoqué volontairement par le personnel de santé : en effet la propriété supraconductrice des IRM modernes fait que le champ magnétique principal reste même s'il n'y a plus d'apport de courant dans la bobine. Tous changement de la valeur du champ statique doit être opéré avec une procédure très stricte et toute variation rapide du champ statique engendre des courants de Foucault importants ceux-ci réchauffent les cuves de l'aimant et augmentent considérablement la consommation d'hélium, ceci peut conduire à un phénomène d'emballement qui sublime la masse d'hélium existant et conduit au "quench" et surtout au réchauffement du filament supraconducteur qui peut être détruit et brûlé.

Ainsi pour stopper le champ magnétique, il faut attendre plusieurs heures (voire journées) pour que la très faible résistance de la bobine diminue l'intensité du champ magnétique. En cas de danger immédiat pour toute personne se trouvant dans la salle d'examen, par exemple : un individu coincé entre l'aimant et un gros objet ferromagnétique (brancard, bombonne d'oxygène, cireuse...) il y a un risque de fracture voire d'asphyxie pour celui-ci et la puissante force d'attraction empêche de dégager la personne sans porter atteinte à son intégrité physique. Alors on déclenche le quench :

L'hélium liquide passe à l'état gazeux, la bobine principale se réchauffe avec perte de la supraconductivité et reprise de la résistivité de la bobine. À terme, il y a remise en place de l'effet Joule (production d'énergie calorifique : dégagement de chaleur) et l'intensité du champ magnétique chute progressivement.

L'hélium gazeux produit doit normalement s'échapper vers l'extérieur des locaux grâce à un conduit situé au-dessus de l'aimant. Si cette évacuation ne se fait pas correctement, l'hélium gazeux s'échappe dans la salle d'examen. Il y a alors un risque important d'asphyxie et de brûlure par le froid pour le patient présent dans le tunnel. Ainsi qu'un risque de confinement de la salle : impossibilité d'ouvrir la porte de la salle selon son sens d'ouverture.

Remarque : L'hélium gazeux n'est pas un gaz toxique pour l'organisme. Son inconvénient, dans ce cas, est sa détente du passage liquide à l'état gazeux pour finalement remplacer le dioxygène de l'air. En effet pour 1 litre d'hélium liquide on obtient plusieurs centaines de litres d'hélium gazeux ; un véritable problème lorsqu'on sait que la cuve d'un IRM contient (lorsqu'elle est pleine) de 1 650 à 1 800 litres d'hélium liquide.

Lorsque qu'un quench se produit, il arrive que la totalité de l'hélium présent en cuve s'échappe. Dans ce cas l'appareil IRM ne peut plus être utilisé dans l'immédiat : Il faut refroidir la cuve avant de la remplir à nouveau, puis relancer le champ magnétique jusqu’à atteindre sa complète stabilité. Il faut ensuite recalibrer le shim actif et procéder à des tests sur fantômes. Ces opérations sont très coûteuses en temps et en argent : dans un ordre d'idée, on peut estimer son coût à plus de 40 000 euros sans compter les pertes potentielles dues à l'impossibilité de pratiquer des examens pendant le temps de remise en service qui dure, environ, deux semaines.

Rappels de RMN 

 


Article détaillé : résonance magnétique nucléaire.

La résonance magnétique nucléaire exploite le fait que les noyaux de certains atomes possèdent un moment magnétique de spin. C'est en particulier le cas de l'atome d'hydrogène 1 que l'on retrouve en grande quantité dans les molécules qui composent les tissus biologiques comme l'eau (H2O) et les molécules organiques. Pour comprendre les principes de la RMN et de l'IRM, on peut s'imaginer ces spins comme des toupies tournant sur elles-mêmes autour de leur axe. En RMN (tout comme en IRM), on place les atomes que l'on veut étudier dans un champ magnétique constant et on leur applique une onde électromagnétique à une fréquence bien particulière dite fréquence de résonance ou fréquence de Larmor. En effet, pour que le champ oscillant puisse avoir un effet notable sur les atomes, il faut qu'il entre en résonance avec ceux-ci, c'est-à-dire que sa fréquence soit ajustée au « mouvement de rotation » de ces spins. Le choix de la fréquence de Larmor permet donc de cibler quels atomes on va imager en fonction de l'intensité du champ magnétique (qui est de quelques Teslas pour les appareils d'IRM actuels). En IRM, on utilise principalement les atomes d'hydrogène dont la fréquence de résonance est autour de 42 MHz/T, ce qui correspond à la gamme des ondes radio. En effet, l'atome d'hydrogène qui est constitué d'un seul proton, est très abondants dans les tissus biologiques et en outre, son moment magnétique nucléaire est relativement fort, ce qui fait que la résonance magnétique de l'hydrogène donne lieu à un phénomène de résonance très net et facile à détecter.

Même s'il s'agit en réalité de phénomènes quantiques, on peut se représenter, de façon imagée, que sous l'effet du champ magnétique statique, les moments magnétiques de spin vont progressivement s'aligner dans une direction initialement parallèle à celui-ci et donner lieu à une aimantation globale dans la direction du champ B0, dite direction longitudinale. Par habitude, on note cette direction de la lettre z. et on note l'aimantation longitudinale résultant de l'addition de tous ces moments magnétiques, M. En fait, seule une très faible proportion (environ 0,001%) des moments magnétiques nucléaires s'aligne dans la direction z, la très grande majorité ne possède pas une orientation stable en raison de l'agitation thermique, néanmoins cette petite proportion de spins qui « s'alignent » est suffisante pour être détectée, c'est pourquoi on néglige le reste des moments magnétiques des 99,999% restant qui statistiquement se compensent les uns les autres.

Lorsque l'on applique l'onde magnétique radiofréquence oscillante à la fréquence de Larmor, on va entraîner les moments magnétiques qui vont alors s'écarter progressivement de l'axe z pour aller se placer perpendiculairement à leur axe de départ un peu comme un parapluie qui s'ouvrirait mais en plus les spins continuent leur rotation autour de l'axe z. C'est ce qu'on appelle un mouvement de précession.

L'onde magnétique oscillante, notée B1 va donc avoir comme rôle de faire « basculer » les moments magnétiques de spin pour les placer dans un plan perpendiculaire à la direction du champ statique B0. C'est ce qu'on appelle l'excitation : plus celle-ci dure longtemps et plus la proportion de moments magnétiques qui auront basculé sera importante et donc plus l'aimantation longitudinale (dans la direction z) diminuera.

Lorsqu'on interrompt le champ oscillant, les moments magnétiques qui se sont écartés de leur axe initial vont revenir vers la direction z sans cesser de tourner. On peut alors mesurer ce mouvement de rotation des spins sous la forme d'un signal oscillant qui a la même fréquence que l'onde excitatrice. C'est ce signal, dit de précession, qu'on mesure en RMN et en IRM au moyen d'une antenne réceptrice.

 

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Parc national Archipiélago de Los Roques.

Publié le 28 Janvier 2012 par CHOMOLANGMA dans AMÉRIQUE SUD-Géo - histo - polit & culturelle

Parc national Archipiélago de Los Roques
Parc national Archipiélago de Los Roques
Image illustrative de l'article Parc national Archipiélago de Los Roques
Vue des cayes de Francisqui
Catégorie UICN II (parc national)
Identifiant 2245
Pays Drapeau du Venezuela Venezuela
Dépendance Dépendances fédérales
Coordonnées 11° 51′ 46″ N 66° 46′ 58″ W
Superficie 2 211,20 km2
Création 9 août 1972
Administration Instituto Nacional de Parques
 

Géolocalisation sur la carte : Venezuela

(Voir situation sur carte : Venezuela)
Parc national Archipiélago de Los Roques

 

 

 

 

 

Le Parc national Archipiélago de Los Roques (en espagnol Parque Nacional Archipiélago de Los Roques ou PNALR) est un parc national vénézuélien fondé en 1972 et s'étendant sur tout l'archipel de Los Roques dans la mer Caraïbe. Il s'étend sur terre comme sur mer, sur une distance de 36 km d'ouest en est et 24,6 km du nord au sud. Sa surface totale est de 2 211,2 km21. Il est constitué de 50 îles et de quelque 292 cayes et bancs. Caractérisé par une grande diversité et une beauté scénique certaine, il se trouve presqu'en droite ligne au nord de Caracas la capitale, et de La Guaira, le port principal du pays.

La seule île possédant une population permanente est Gran Roque de 1,7 km²; peuplée de plus ou moins 1200 habitants. Les autres îles importantes du parc sont Francisqui, Nordisqui, Madrisqui et Crasqui.

Le parc possède des récifs de corail diversifiés et parmi les mieux conservés de la mer Caraïbe. La limitation majeure au développement du tourisme, en plus de son statut de parc national qui comporte des contrôles rigides sur les activités commerciales, est le manque de cours d'eau et autres sources d'eau permanentes, ceci en raison des très faibles précipitations.

De Los Roques proviennent 90% des langoustes consommées au Venezuela. Depuis la décennie 1990, le tourisme a remplacé la pêche comme activité économique principale. Annuellement plus de 50 000 touristes visitent le parc et se logent dans une soixantaine d'auberges et de petits hôtels.

Le point le plus élevé du parc se trouve à 130 mètres d'altitude. Au sud de l'archipel, la mer a une profondeur de plus ou moins 1700 mètres; vers le nord par contre les profondeurs moyennes ne dépassent pas les 15 mètres.

 

 

 

 

Parc national Archipel de Los Roques : à Gran Roque, les pélicans utilisent les barques pour se reposer

 

 

 



 
 

Superficie 


Avec 221 120 hectares (y compris des aires terrestres et marines), c'est le plus grand parc marin de toute la mer Caraïbe.

Climat 


Le climat est chaud et sec, avec une température annuelle moyenne de 28 °C et des précipitations annuelles moyennes de 250 mm.

Faune 

 

 


Strombus Gigas

 

 

 

Mouette atricille

 

 

 

À gauche un fou à pieds rouges (Sula sula), à droite un fou brun (Sula leucogaster)

 

 

 

Etant donnée la carence d'eau douce, les animaux terrestres sont rares. La liste se limite à certaines espèces d'iguanes et de lézards, d'araignées et d'insectes. La chauve-souris noctilion pêcheur (Noctilio leporinus) est le seul mammifère terrestre autochtone.

La faune marine est par contre extrêmement riche : on compte 280 espèces de poissons, 200 espèces de crustacés, 140 espèces de mollusques, 61 espèces de coraux, 60 espèces d'éponges et 45 espèces d'oursins et d'étoiles de mer. Les dauphins, baleines, raies mantas et tortues marines sont abondants.

Les animaux les plus représentatifs sont la tortue verte (Chelonia mydas), le mollusque botuto ou caracol rosado (Strombus gigas), la langouste épineuse (Panulirus argus), des poissons typiques des récifs de corail et 92 espèces d'oiseaux.

Los Roques est en effet le point de rencontre de quelque 50 espèces d'oiseaux migrateurs d'Amérique du Nord. Parmi les oiseaux les plus fréquents se trouvent le pélican brun (Pelecanus occidentalis), deux espèces de fous, celui à pieds rouges (Sula sula) et le fou brun (Sula leucogaster), ainsi que la mouette atricille (Larus atricilla). On peut voir aussi plusieurs colonies de flamants (Phoenicopterus ruber).

Dans l'archipel, quatre types de tortues inscrites sur la liste des espèces menacées au niveau mondial nidifient régulièrement : la tortue marine appelée Caretta caretta, la tortue verte Chelonia mydas, la tortue luth Dermochelys coriacea et la tortue à écaille ou tortue imbriquée (Eretmochelys imbricata).

 

 

Flore


On trouve dans le parc différentes espèces de palétuviers (Rhizophora mangle ou palétuvier rouge, Avicennia germinans, Laguncularia racemosa et Conocarpus erectus), de grandes prairies de phanérogames marins (dont Thalassia testudinum), des espèces halophytes comme le pourpier de mer Sesuvium portulacastrum, des cactus comme l'Opuntia caribea et le Melocactus caesius.

 

 

 

 

 

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14e rue.

Publié le 28 Janvier 2012 par CHOMOLANGMA dans AMÉRIQUE NORD-Géo - histo - polit & culturelle

14e rue
La 14e rue côté ouest, prise depuis la Cinquième Avenue.

 

 

 

La 14e rue (ou 14th Street) est une rue de Manhattan, à New York, qui constitue l'un des principaux axes est-ouest de la ville. La largeur de la 14e rue est ainsi proche à certains endroits de celle des célèbres avenues de Manhattan, qui couvrent toutes un axe nord/sud. La rue est également réputée comme une rue d'affaires. Autrefois, la 14e était une rue assez chic, mais qui a perdu de son glamour lorsque la ville s'est étendue au nord. Au niveau de Broadway, la 14e constitue la frontière sud du quartier d'Union Square, mais la rue marque aussi la limite nord du Greenwich Village et de l'East Village, et la limite sud de Chelsea, du Flatiron District et de Gramercy.

Mais la 14e est surtout importante, car elle marque la fin du plan hippodamien qui est suivi partout au nord de Manhattan. En effet, au nord, les rues se croisent presque toutes à angle droit, à l'exception de Broadway qui coupe la majorité des avenues. Au sud, dans le Greenwich Village et Lower Manhattan, le quadrillage devient moins « parfait », jusqu'à totalement s'effacer au sud de Houston Street, ce qui n'est pas sans poser problème aux touristes.

 

 

 

 

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Imagerie par résonance magnétique (1).

Publié le 28 Janvier 2012 par CHOMOLANGMA dans SCIENCES-Histoire-Biologie-Bota-Zoo- Médecine

Imagerie par résonance magnétique

 

 

 

 

 

 

L'imagerie par résonance magnétique (IRM) est une technique d'imagerie médicale permettant d'obtenir des vues 2D ou 3D de l'intérieur du corps de façon non-invasive avec une résolution relativement élevée. L'IRM repose sur le principe de la résonance magnétique nucléaire (RMN) qui utilise les propriétés quantiques des noyaux atomiques pour la spectroscopie en analyse chimiquenote 1. L'IRM nécessite un champ magnétique puissant et stable produit par un aimant supraconducteur qui crée une magnétisation des tissus par alignement des moments magnétiques de spin. Des champs magnétiques oscillants plus faibles, dits radiofréquence, sont alors appliqués de façon à légèrement modifier cet alignement et produire un phénomène de précession qui donne lieu à un signal électromagnétique mesurable. La spécificité de l'IRM consiste à localiser précisément dans l'espace l'origine de ce signal RMN en appliquant des champs magnétiques non-uniformes, des « gradients », qui vont induire des fréquences de précession légèrement différentes en fonction de la position des atomes dans ces gradients. Sur ce principe qui a valu à ses inventeurs, Paul Lauterbur et Peter Mansfield le Prix Nobel de physiologie ou médecine en 2003, il est alors possible de reconstruire une image en deux dimensions puis en trois dimensions de la composition chimique et donc de la nature des tissus biologiques explorés.

En imagerie médicale, l'IRM est principalement dédiée à l'imagerie du système nerveux central (cerveau et moelle épinière), des muscles, du cœur et des tumeurs. Grâce aux différentes séquences, on peut observer les tissus mous avec des contrastes plus élevés qu'avec la tomodensitométrie ; en revanche, l'IRM ne permet pas l'étude des corticales osseuses (tissus « durs ») trop pauvres en hydrogène, ni donc la recherche fine de fractures où seul l'œdème péri-lésionnel pourra être observé.

L'appareil IRM est parfois désigné sous le nom de scanner, ce qui en français prête à confusion avec le tomodensitomètre. Contrairement à ce dernier (et à d'autres techniques d'imagerie comme la TEP), l'examen IRM n'est pas invasif et n'irradie pas le sujet. Cela en fait donc un outil de prédilection pour la recherche biomédicale, et notamment en neurosciences cognitives. À partir des années 1990, la technique d'IRM fonctionnelle, qui permet de mesurer l'activité des différentes zones du cerveau, a en effet permis des progrès importants dans l'étude des fondements neurobiologiques de la pensée.

 

 

 

Image IRM d'une tête humaine en pondération T1, en coupe sagittale. La tête est vue de profil, regardant vers la gauche. On y voit le cerveau en gris clair entouré de liquide céphalo-rachidien (en noir), la boîte crânienne et le cuir chevelu ; sur d'autres coupes, on peut voir les globes oculaires et, au niveau du plan médian, différentes structures du névraxe (face interne d'un hémisphère cérébral, corps calleux, cervelet) ainsi que d'autres parties de l'anatomie (langue, fosses nasales, etc.)

 

 

 





 
 
 
 

Histoire



Le principe de l'IRM repose sur le phénomène de résonance magnétique nucléaire (RMN), c'est-à-dire portant sur le couplage entre le moment magnétique du noyau des atomes et le champ magnétique externe, décrit par Felix Bloch et Edward Mills Purcell en 1946. Au début des années 1970, les nombreux développements qu'a connus la RMN, notamment en spectroscopie, laissent entrevoir de nouvelles applications de cette technique. Ainsi, Raymond Vahan Damadian propose dès 1969 d'utiliser la RMN dans un but médical et appuie sa proposition avec la démonstration que la spectroscopie RMN permet la détection de tumeurs1.

En 1973, un progrès important est accompli : s'inspirant des méthodes de reconstruction d'images utilisées en tomodensitométrie, Paul Lauterbur réalise pour la première fois une « imagerie » (qu'il baptise zeugmatographie) basée sur la RMN en utilisant le principe des gradients qui permettent de capturer l'image d'une « coupe virtuelle » d'un objet en deux dimensions2. Simultanément mais de façon indépendante, Peter Mansfield propose une méthode similaire et introduit en 1977 la technique d'imagerie écho-planaire permettant la capture de nombreuses images en un temps relativement court. Le premier objet connu du grand public à avoir été étudié par IRM est un poivron, après un essai sur deux tubes capillaires.

 

 

 

Installation d'une unité d'IRM

 

 

 

Dans les années qui suivent, la technique évolue rapidement notamment grâce aux progrès réalisés en informatique et en électronique qui permettent de mettre en œuvre des méthodes numériques coûteuses en temps de calcul. Ainsi en 1975, Richard R. Ernst propose d'utiliser la transformée de Fourier pour analyser le codage en fréquence et en phase du signal IRM.

Les premières images de tissus humains seront produites en 1975 par Mansfield ; en 1977 sera réalisée la première image d'un corps humain vivant par Damadian qui dirigera ensuite la fabrication des premiers appareils commerciaux.

La principale innovation dans le domaine de l'IRM viendra avec la reprise par Seiji Ogawa des travaux de Linus Pauling et Charles Coryell sur le magnétisme de l'hémoglobine. En effet, le signal IRM émis par le sang oxygéné diffère du signal du sang désoxygéné. Cette propriété permit donc à Ogawa, John Belliveau et Pierre Bandettini de réaliser en 1992 les premières images du cerveau en fonctionnement : en réponse à des stimulations visuelles, ils purent mesurer une augmentation du débit sanguin cérébral dans les aires visuelles du lobe occipital. La mesure de cette réponse hémodynamique est à la base du fonctionnement de l'imagerie par résonance magnétique fonctionnelle, un outil central des neurosciences cognitives contemporaines.

Après plusieurs années d'évolution, l'IRM est donc devenue une technique puissante du domaine de l'imagerie médicale, lequel est sans cesse en développement. En reconnaissance de « leurs découvertes concernant l'imagerie par résonance magnétique », Peter Mansfield et à Paul Lauterbur furent récompensés par le Prix Nobel de physiologie ou médecine en 2003.

En France, il y a 592 appareils en 2010. Le délai d'attente moyen est de 32 jours3.

Le centre européen NeuroSpin est en passe de devenir le plus grand centre au monde d'imagerie par résonance magnétique. L'un de ses objectifs est d'élucider le « code neural4 », autrement dit, connaître comment l’information est codée dans le cerveau.

 

 

Technologie 

 


Tunnel de l'aimant 

 

 


Machine IRM en géométrie fermée 3 Tesla fabriquée par Philips, une antenne de tête est installée en bout de table. On remarque également une sorte de conduit semblable à celui d'une cheminée au-dessus de l'anneau : il s'agit du panneau de pénétration de la salle par lequel passent les différents câbles électriques, le système de refroidissement ainsi que le conduit d'évacuation de l'hélium gazeux en cas de quench.

 

 

 

Il ne concerne que les imageurs fermés, c'est le tunnel dans lequel est introduit le patient. Il a des fonctions de confort (comme l'éclairage et la ventilation) et des moyens de communication entre le personnel soignant et le patient (microphone et haut-parleurs). Son diamètre varie très légèrement en fonction des constructeurs et des modèles mais est approximativement de 60 cm.

 

Aimant 

 


L'aimant est au cœur du fonctionnement de l'appareil IRM. Son rôle est de produire le champ magnétique principal appelé B0 qui est constant et permanent. L'unité de mesure de la puissance du champ magnétique est le Tesla abrégé par la lettre T. Cette valeur fait référence à l'intensité de ce champ principal.

En 2007, dans le domaine de l'imagerie médicale de routine, les intensités de champs magnétiques utilisées sont comprises entre 0,1 et 7 Tesla, avec des intensités supérieures à 17 Tesla5 pour l'étude de spécimens murins et petits animaux, et jusqu’à 11,7 Tesla pour les études pré-cliniques et cliniques sur l'Homme.

Remarque : 1,5 T équivaut à 30 000 fois le champ magnétique terrestre.
  • Bas Champ : < à 0,5 T
  • Moyen Champ : entre 0,5 T et 1 T
  • Haut Champ : > à 1 T

Le champ magnétique statique doit être uniforme dans la section du tunnel. La valeur de champ magnétique statique est mesurée et uniformisée par calibration (transducteur à effet Hall) à l'isocentre de l'aimant et doit couvrir toute la longueur de l'antenne de réception. Les tolérances sont extrêmement critiques particulièrement à haut champ et en spectrométrie Le champ magnétique diminue à mesure que l'on s'éloigne de cet isocentre : on parle alors de champ magnétique résiduel. La répartition des lignes de champ dépend de la puissance du champ magnétique mais également de la présence d'un blindage autour de l'aimant (voir chapitre sur le blindage de champ magnétique).

Les principales qualités pour un aimant sont :

  • un champ magnétique d'intensité élevée afin d'améliorer le rapport signal sur bruit ;
  • une bonne stabilité temporelle (le champ magnétique doit être le plus permanent possible) ;
  • une bonne homogénéité du champ (par exemple : 0,2 parties par million ppm dans une sphère de 36 cm de diamètre ce qui correspond au diamètre moyen d'une antenne émission/réception crânienne : c'est la fenêtre minimum d'homogénéité de champ que doit obtenir le constructeur pour vendre son IRM dans la plupart des pays du monde).

Ces qualités sont recherchées parmi les trois types d'aimants disponibles sur le marché : l'aimant permanent, l'aimant résistif et l'aimant supraconducteur. Aujourd'hui c'est l'aimant supraconducteur qui est le plus répandu.

L'augmentation des champs magnétiques permet une amélioration importante de la qualité des images obtenues par IRM mais certaines personnes s'interrogent sur l'influence de champ magnétique de grande intensité sur le corps humain. Toutefois rien, en 2007, ne mettait en évidence un quelconque effet néfaste sur l'organisme si ce n'est quelques « vertiges » dus à l'induction de faibles courants électriques dans certaines structures nerveuses par les impulsions de radiofréquence. Dans tous les cas, même à champ faible, la présence d'objets ferromagnétiques constituent une contre-indication à l'IRM.

Aimant permanent 

Il est constitué d'une structure ferromagnétique qui produit un champ magnétique permanent sans consommation d'énergie. Ces aimants, autrefois très lourds (jusqu'à 90 tonnes avec les ferrites), se sont allégés avec l'arrivée des alliages à base de terre rares (Bore-néodyme-fer). Un aimant de 0,3 T corps entier ne pèse que 10 tonnes. Un 0,4 T pèse 13 tonnes. Bien que l'on puisse faire des aimants permanents de 1 T, il est économiquement difficile d'aller beaucoup plus haut que 0,4 Tesla. Leurs avantages principaux sont l'absence de courant de Foucault, une fiabilité exceptionnelle, une architecture ouverte et un champ vertical perpendiculaire au grand axe du patient, ce qui améliore les performances des antennes. Les systèmes IRM réalisés autour d'aimants permanents ont longtemps fait l'objet de développements limités. Ce n'est plus le cas. Depuis quelques années, ces systèmes se sont hissés à de très bons niveaux de performances. Plus de 8000 systèmes ont été installés dans le monde entier en majorité aux États-Unis et au Japon, de plus en plus en Europe et plus lentement en France. Ils sont devenus moins coûteux, très fiables et efficaces, et la Haute Autorité de santé en France en a reconnu l'intérêt dans un rapport de juin 20086 et en préconise l'utilisation en France. Ils constituent également le meilleur choix pour les pays ne possédant pas l'infrastructure technique et logistique permettant de faire fonctionner un système supraconducteur dans de bonnes conditions.

L’utilisation d'un aimant permanent n'est pas sans danger ou problème car ce qui en fait la qualité (la grande stabilité et uniformité de son très puissant champ magnétique) en fait aussi le défaut puisqu'il sera impossible de suspendre le champ magnétique en cas d'urgence (on ne pourra pas appliquer la procédure de quench évoquée ci-dessous dans la section sur les aimants supraconducteurs). L'utilisation de l'appareil se fait donc avec des précautions préalable strictes (y compris par un examen radiographique classique préalable pour détecter des corps métalliques implantés dans des corps mous tels que les vaisseaux sanguins, ou résiduels de certains accidents). Cela nécessite également une surveillance du local d'examen contre la présence ou l'introduction de matériels ferromagnétiques susceptibles d'être projetés contre l'appareil, ou de causer des blessures graves. De plus, avec le temps, des poussières ferromagnétiques peuvent s'accumuler sur l'aimant et y persister, ce qui va progressivement en altérer l'uniformité du champ créé. L'environnement de l'appareil doit donc être tenu très propre, y compris l'air ambiant qui doit être filtré contre la présence de fumées polluantes, puisque le nettoyage de l'aimant sera très difficile ou nécessitera la reconformation du champ magnétique par adjonction d'écrans ou d'aimants complémentaires de correction. L’autre difficulté réside dans le transport et la livraison de l'aimant jusqu'au lieu où il sera déployé, les aimants de cette puissance faisant l'objet de mesures de sécurité spécifiques qui leur interdit par exemple le transport par avion si leur champ ne peut être totalement confiné dans l’emballage ou sa structure de protection et de pose dans l’appareil.

Aimant résistif 

Cet aimant est constitué d'un bobinage de cuivre traversé par un courant électrique produisant un champ magnétique en son centre. Ce type d'aimant est assez peu utilisé depuis l'apparition des aimants supraconducteurs.

Il est assez peu coûteux à la fabrication et ne nécessite pas de liquide cryogénique de refroidissement (contrairement aux aimants supraconducteurs). De plus, le champ magnétique peut être annulé en quelques secondes en stoppant le courant (mais il faut attendre la stabilisation du champ lors de la remise sous tension).

Malheureusement, le champ magnétique maximum atteint à peine 0,5 T et reste très sensible aux variations de température. De plus, on constate des problèmes d'homogénéité du champ et une consommation électrique très importante pour alimenter la bobine en courant et pour alimenter les compresseurs du circuit de refroidissement afin de compenser l'effet Joule provoqué par la résistivité de la bobine.

Aimant supraconducteur 

En 2008, c'est le type d'aimant le plus répandu. L'aimant supraconducteur utilise le principe de supraconductivité : lorsque certains métaux ou alliages sont soumis à des températures proches du zéro absolu, ils perdent leur résistivité si bien que le passage d'un courant électrique se fait sans perte, donc sans production de chaleur.

L'aimant supraconducteur utilisé en IRM est constitué d'un bobinage de Niobium-Titane (Nb-Ti) baignée constamment dans de l'hélium liquide (près de --269 °C) qui en assure l'état supraconducteur. La résistance électrique nulle ainsi atteinte permet de créer des intensités de champ magnétique très élevées. La bobine est encastrée dans une matrice en cuivre qui sert de puits de chaleur afin de la protéger en cas de perte accidentelle de la supraconductivité (le quench).

Enfin, le système est entouré d'un écran refroidisseur (circuit d'air ou d'eau glacée) qui aide à maintenir l'hélium liquide à très basse température. Le tout est finalement enveloppé d'un espace de vide diminuant les échanges thermiques avec l'extérieur. L'appareil est donc peu sensible aux variations de température ambiante.

Tout cet appareillage rend les appareils à aimant supraconducteur très coûteux à l'achat et, ensuite, à l'utilisation, du fait de leur consommation importante en hélium cryogénique. La supraconductivité permet néanmoins une consommation électrique moyenne ou faible : si elle n'est pas négligeable lors de la mise en courant des bobinages, elle devient ensuite quasi nulle une fois le régime permanent stable établi.

Les bobinages supraconducteurs étant parcourus par des courants beaucoup plus élevés, ils stockent sous forme magnétique une énergie beaucoup plus élevée. Elle devient même considérable pour les bobines de grandes dimensions à 3 T ou plus. Ces équipements sont alors dotés d'équipements sophistiqués et fiables pour la dissiper en toute sécurité en cas de quench.

Géométrie de l'aimant 

Il existe deux types d'IRM (en pratique, on appelle IRM la technique comme l'appareil ou imageur):

L'IRM "fermée" est la configuration la plus répandue et la plus connue à l'heure actuelle. Il s'agit d'un tunnel de 60 cm de diamètre pour 2 mètres de long pour les plus anciens et 1,60 mètre de long pour les plus récents. De nouveaux systèmes sont apparus récemment, utilisant des tunnels plus larges jusqu'à 75 cm de diamètre. Ces systèmes parfois très abusivement qualifiés de "systèmes ouverts" restent des systèmes fermés, bien que leur capacité à accueillir des personnes obèses soient améliorée.

 

 

 

Un imageur IRM de type ouvert à aimant permanent.

 

 

 

L'IRM "ouverte" est apparue après l'IRM fermée. Très peu répandue à ses débuts, la technologie des IRM ouvertes s'améliorant, on leur trouve des avantages dans la médecine humaine notamment pour les individus qui ne pouvaient pas bénéficier de ce type d'imagerie en géométrie fermée pour des raisons pratiques ou pour éviter une anesthésie générale. On compte parmi ces personnes :

  • les individus obèses dont le diamètre de l'abdomen ou l'envergure des épaules dépasse le diamètre interne du tunnel ;
  • les individus claustrophobes ;
  • les enfants ne supportant pas de rester seuls plusieurs longues minutes dans l'IRM sans bouger.
  • Les femmes enceintes.

Une application récente des modèles ouverts est l'IRM interventionnelle.

Toutefois, les capacités d'intensité de champ magnétique offertes par ce type d'IRM restent habituellement inférieures (0,3 à 0,4 T pour les aimants permanents[réf. souhaitée]) aux conformations fermées. Cependant, il existe actuellement deux systèmes ouverts[Lesquels ?] utilisant une technologie à supraconducteur, un à 1 T et un autre à 1,2 T en attendant des champs plus élevés. Ces systèmes haut champ ouverts sont plus difficiles à fabriquer et donc plus chers.

Bobines de gradient de champ magnétique 

Il s'agit de trois bobines métalliques enfermées dans un cylindre en fibres de verre et placées autour du tunnel de l'aimant. On les nomme respectivement : bobine X, bobine Y et bobine Z

Le passage d'un courant électrique dans ces bobines crée des variations d'intensité du champ magnétique dans le tunnel, de façon linéaire dans le temps et dans l'espace. En fonction de sa géométrie, chaque bobine fait varier le champ magnétique selon un axe spécifique :

  • la bobine X selon l'axe droite-gauche ;
  • la bobine Y selon l'axe avant-arrière ;
  • la bobine Z selon l'axe haut-bas.

Elles permettent notamment de sélectionner une épaisseur et un plan de "tranche" ou coupe (transversal, frontal, sagittal ou oblique) et de déterminer la localisation spatiale des signaux dans ce plan.

En sélectionnant une de ces bobines, on peut faire varier ces paramètres :

  • la pente ou intensité : elle est de l'ordre de quelques dizaines de milliTeslas par mètre (mT/m) et varie selon les imageurs ; son rôle est de contrôler l'épaisseur de chaque coupe ;
  • le rapport de montée en puissance : elle correspond à la pente maximale atteinte par mètre et par milliseconde ; son rôle est la gestion de la rapidité d'acquisition ;
Remarque : les commutations rapides de champ magnétique par les bobines de gradients produisent des courants de Foucault, eux-mêmes à l'origine de petits champs magnétiques.
Correcteurs de champ magnétique 

Les correcteurs de champ magnétique ou shim sont des dispositifs qui servent à compenser les défauts d'inhomogénéité du champ magnétique principal B0 qui peuvent résulter de facteurs liés à l'environnement ou tout simplement de la présence du patient dans le tunnel.

Les correcteurs de champ sont disposés le long de l'aimant. Il en existe deux types pouvant être présents tous les deux dans une même machine.

Shim passif 

Ce sont des plaques ferromagnétiques. Elles permettent un réglage grossier du champ magnétique, dans le cas d'un environnement perturbateur stable.

Shim actif 

Ce sont des bobines résistives ou supraconductrices, dans lesquelles passe un courant électrique. Les shims actifs permettent un réglage fin et dynamique, lors de la présence de structures mobiles proches de l'imageur ou du patient dans le tunnel. Ils effectuent une compensation automatique à chaque fois que le champ magnétique devient hétérogène.

Remarque : L'homogénéité du champ magnétique est vérifiée à chaque maintenance du système. Les bobines de shim sont alors calibrées finement (on parle de shimming) par un technicien ou ingénieur spécialisé.


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