FR 2873450 A1 20060127 FR 0451659 A 20040726 Procédé d'acquisition d'une image par résonance magnétique nucléaire La présente invention a pour objet un procédé d'acquisition d'une image par résonance magnétique nucléaire (RMN). L'image acquise est celle d'une partie d'un corps soumis à un champ magnétique intense dit orientateur au cours d'une expérimentation de résonance magnétique nucléaire. Ce type d'expérimentation rencontre un succès croissant dans le domaine médical où les images produites servent d'aide au diagnostic, en particulier au diagnostic sur le coeur. L'application du procédé selon l'invention n'est cependant pas cantonnée à ce domaine, ce procédé peut en effet être également mis en oeuvre, par exemple, dans le domaine des mesures physiques où on utilise des spectromètres. Dans un cas particulier de l'invention, le but est de permettre de différencier, dans le coeur qui est un organe en mouvement constant, des révélations d'infarctus, ou, dans le cadre de transplantations cardiaques, des manifestations de rejets, notamment bien avant que ces rejets ne deviennent pathologiques. En imagerie par résonance magnétique nucléaire, pour obtenir une image d'une tranche d'un corps à examiner, on soumet le corps en question, et en particulier la partie dans laquelle se trouve la tranche, à un champ magnétique BO constant, intense, et uniforme. Sous l'effet de ce champ BO les moments magnétiques des particules du corps, s'orientent au bout de quelques instants (en quelques secondes), dans la direction du champ magnétique: d'où le nom champ orientateur donné à ce champ. Si on excite alors les moments magnétiques des particules du corps avec une excitation magnétique radiofréquence oscillant à une fréquence convenable, on provoque le basculement de l'orientation des moments magnétiques excités. A la fin de l'excitation, ces moments magnétiques tendent à se réaligner avec le champ orientateur en un mouvement de précession naturel dit mouvement de précession libre. Au cours de ce mouvement de précession les particules rayonnent une énergie électromagnétique de désexcitation que l'on peut mesurer. La fréquence du signal de désexcitation dit aussi de RMN est caractéristique des particules excitées (dans le domaine médical il s'agit de l'atome d'hydrogène contenu dans les molécules d'eau ou de graisse ou autres composés disséminés partout dans le corps humain) et de la force du champ orientateur. Du traitement du signal mesuré on en déduit les caractéristiques du corps. Le traitement du signal mesuré pour extraire une image se complique du fait que toutes les particules du corps, dans toute la région excitée, réemettent un signal de désexcitation à l'issue de l'excitation. Il importe donc de discriminer les contributions, dans le signal de RMN global, de toutes les régions élémentaires (appelées voxels) du volume excité pour reconstruire leur répartition, en définitive pour élaborer l'image. Cette discrimination n'est possible qu'en effectuant une série de séquences d'excitations mesures au cours de chacune desquelles on code, différemment d'une excitation ou d'une séquence à l'autre, les signaux de RMN à mesurer. Connaissant le codage appliqué on sait par des techniques d'imagerie pure, notamment de type 2DFT, reconstruire l'image. La mesure du signal de RMN concerne l'amplitude de ce signal. En effet, compte tenu d'une fréquence de démodulation autour de laquelle on démodule le signal de RMN, on ne peut espérer comme résultat de mesure qu'une mesure de la densité, dans les structures étudiées, des particules spécifiques (l'hydrogène) dont on n'étudie alors qu'une des fréquences de résonance. Grossièrement, au bout d'une durée donnée après l'excitation, le signal de RMN est d'autant plus fort que cette densité est forte. La relaxation, ou amortissement, du signal de RMN est une autre donnée permettant d'obtenir des informations sur l'objet étudié. Cet amortissement est un amortissement complexe: il est représentatif d'une interaction dite spin-réseau des particules (le proton de l'atome d'hydrogène) excitées avec la matière environnante et d'une interaction dite spin-spin des protons entre eux. Dans une modélisation connue des phénomènes physiques qui interviennent, on a pu déterminer que le temps de relaxation spin-réseau, dit aussi temps T1, correspond à la constante de temps d'une repousse (d'une réorientation) exponentielle de la composante, alignée avec le champ orientateur (on dit aussi longitudinale), du moment magnétique global en un endroit concerné du corps. Le temps de relaxation spin-spin, dit T2, correspond également à une constante de temps, mais ici d'une décroissance exponentielle de la composante transverse (orthogonale à la composante longitudinale) de ces moments magnétiques. Dans un exemple qui sera évoqué plus loin dans le cadre de la description de l'invention, on fera état d'un temps T1 de l'ordre de 750 ms et surtout d'un temps T2 de l'ordre de 30 ms à 100 ms: les régions concernées du corps seront alors principalement celles du coeur. En effet, la distinction entre les régions du coeur sujettes à des lésions et les régions saines est bien révélée par des images en T2. Il est possible au cours de séries d'expérimentations de types différents de faire apparaître un phénomène de relaxation de préférence à l'autre. On dit alors que l'on fait des images en T1 ou en T2 selon les cas. Le paramètre essentiel des expérimentations RMN sur lequel on joue, dans le cas général, est alors le temps de répétition TR qui ponctue la périodicité des impulsions d'excitation dans les séquences de la série des séquences d'imagerie mises en oeuvre. Pour faire une image en T2, il est nécessaire d'attendre une repousse totale de l'aimantation (de sa composante longitudinale) : il faut attendre entre chaque séquence une durée qui avoisine environ trois ou quatre fois la durée de T1. Au bout de cette durée, à la concentration près des particules (ce qu'on néglige), on peut dire que le premier signal de RMN mesuré n'est dépendant que du temps de relaxation T2. C'est seulement si le taux de répétition est trop rapide que l'influence de la décroissance en T2 du signal de RMN s'efface devant l'importance de la différenciation des repousses en Ti. A ce stade de l'explication on voit immédiatement poindre une des difficultés des images en T2: elles sont longues. En pratique, elles étaient de l'ordre de trois ou quatre fois plus longues que les images en T1. Par exemple pour une image en T2 du coeur, un patient devrait être soumis à l'expérimentation, sans bouger (notamment sans respirer), pendant des durées successives qui, cumulées, peuvent être de l'ordre de 16 mn. Bien que certains patients soient assez coopératifs, l'expérimentation RMN, au demeurant inoffensive, devient alors très pénible, surtout que les patients sont généralement des gens affaiblis. II est connu de remédier aux inconvénients cités en proposant une image en T2 rapide, dans un exemple elle peut durer de l'ordre de trois à quatre minutes, tout en évitant les effets perturbants du contraste en Ti dans cette image. Le but à atteindre est que les durées d'acquisition ne soient pas trop longues, et pour le patient, et pour la rentabilité de la machine. Cette durée est de toute façon trop longue pour les examen cardiaques. Dernièrement, il a été proposé des procédés d'acquisition rapide d'images, dits de type fast spin echo, FSE, écho de spin rapide. En pratique, on distingue les séquences dites FSE pures, avec typiquement 16 échos et 16 acquisitions, répétées toutes les 4 secondes. Ce qui conduit à 64 secondes d'acquisition pour une coupe. D'autres procédés, dits single shot FSE, SSFSE, écho de spin rapide à une seule excitation initiale, sont décrits ci-après. Dans ces procédés SSFSE, les séquences utilisées comportent une excitation des moments magnétiques des protons, dite de basculement, provoquant un basculement important de l'aimantation, typiquement de 90 , suivie d'un nombre important d'impulsions d'excitation d'écho de spin (à 180 ), dites impulsions de refocalisation, très rapprochées les unes des autres, typiquement séparées les unes des autres d'une durée de l'ordre de quelques millisecondes. Dans un exemple, pour simplifier l'explication, on retiendra une durée de 5 ms entre chaque écho. Mais bien entendu l'invention peut s'appliquer à des cas où le temps d'écho est inférieur ou supérieur. En outre, entre chacune de ces impulsions de refocalisation, et avant la lecture, sont appliqués des gradients de codage de phase, variant par pas successifs d'un écho à l'autre. Les impulsions de gradients ainsi appliquées sont par ailleurs compensées dans une impulsion de gradient suivante, avant l'impulsion de refocalisation suivante. En ce qui concerne des impulsions de gradient de sélection de coupe, le fait de les centrer temporellement sur la date centrale de l'impulsion de refocalisation en provoque la compensation automatique. On peut montrer qu'il en est de même pour des impulsions du gradient de lecture. Typiquement on sait ainsi acquérir, au cours d'une seule séquence de décroissance du signal en T2 (pendant par exemple de l'ordre de 400 ms), 128 échos. En appliquant ainsi pendant la lecture des gradients de lecture, on peut au bout d'une seule séquence acquérir une image entière, en un temps très court, de l'ordre du T2 ou d'un multiple de quelques T2. Typiquement, chaque impulsion de refocalisation peut durer 5 ms (pour être bien sélective), ou 2,4 ms en étant moins sélective. Dans l'invention, cette dernière durée sera plutôt retenue, encore que pour l'excitation utile à 90 , une durée plus longue serait envisageable. La durée de mesure du signal de RMN, au moment de chaque écho, en prélevant 256 échantillons toutes les 8 microsecondes, dure de l'ordre de 2 ms. Les problèmes à résoudre avec l'invention sont doubles. D'une part pour le coeur, la durée de 400 ms est longue, le coeur bouge de trop pendant cette durée. D'autre part, il reste que la différenciation en T2 n'est pas obtenue. En effet, dans le cadre des impulsions de type SSFSE, un temps d'écho effectif Teff est mis en évidence. Ce temps d'écho effectif permet de bien discriminer les particules dont le temps T2 est inférieur à Teff de celles dont le temps T2 est supérieur à Teff. En pratique, on sait que le signal montré possède une amplitude du type exp(-TeffIT2). La question est donc de renouveler les expériences, avec un certain nombre de Teff différents, notamment autour de valeurs comprises entre 30 ms et 100 ms. Les séquences de codage de phase comportent des impulsions de codage dont la valeur évolue par pas, d'une valeur négative à une valeur positive. En fait, le caractère négatif ou positif n'est que conventionnel. Il n'a de sens que dans la mesure ou il permet de distinguer des gradients de champ orientés, selon un axe, dans un sens ou l'autre sur cet axe. Le temps effectif d'écho est, d'une manière connue, le temps qui sépare l'application de la première impulsion d'excitation, celle à 90 en pratique, qui crée le signal mesurable en SSFSE, de la date à laquelle le gradient de codage de phase subit une inversion de polarité. Avec la solution ci-dessus de l'état de la technique, on serait amené à devoir réaliser des images dont la résolution serait dépendante du temps d'écho effectif. En effet, dans l'état de la technique, pour un temps d'écho effectif de 100 ms, avec un temps d'écho entre impulsions d'écho de spin égal à 5 ms, on pourrait réaliser 20 codages avant l'inversion, et 20 après, ce qui conduit à une image sur 40 lignes. C'est acceptable. Mais par contre, pour un temps d'écho effectif de 30 ms, dans les mêmes conditions, on n'aurait plus que 12 lignes d'image, ce qui est insuffisant. En outre, d'une part la programmation d'une telle expérimentation serait assez complexe du fait que, d'une séquence à une autre, beaucoup de paramètres seraient changés. D'autre part, la repousse de l'aimantation, au bout du temps Ti n'est pas maîtrisée puisque d'une séquence à une autre les durées des séquences seraient différentes. On notera aussi que la durée des séquences est limitée par l'absorption d'énergie dans le patient. Elle doit être considérée dans le cas d'acquisition d'images multicoupes (dont la durée d'acquisition est proportionnelle au nombre de coupes). Le nombre des acquisitions devient ainsi rapidement un problème si chaque acquisition dure trop longtemps. Dans l'invention, on a eu l'idée de différencier le nombre d'impulsions de codage de phase alors que le gradient est orienté dans un sens, négatif par convention, du nombre d'impulsions de codage de phase alors que le gradient est orienté dans l'autre sens, positif par convention. Ce faisant, dans le sens négatif, on crée en quelque sorte une séquence préparatoire courte, dont la durée est plus ou moins longue, définissant en correspondance un temps d'écho effectif plus ou moins long. En pratique, cette préparation dure de 30 ms à 90 ms selon les cas. Après cette séquence préparatoire, on effectue à la suite, dans la même séquence, un nombre plus important de codages de phase égal au nombre de lignes souhaitées dans l'image. On arrive ainsi à se défaire de la contrainte de défaut de résolution en fonction du temps effectif choisi. Par ailleurs, à titre de perfectionnement, pour éviter que la repousse de l'aimantation en fonction de T1 ne soit différente, d'une image avec un temps effectif donné, à une autre avec un autre temps effectif, on s'arrange pour que toutes les séquences possèdent un nombre égal de codages de phase et d'impulsions d'écho de spin. Simplement, les séquences à temps effectif court sont complétées, en fin de séquence, par des impulsions, inutiles sur le plan de l'image, mais utiles pour conditionner la partie étudiée du corps dans de mêmes conditions à chaque fois. Avec l'invention, la résolution de l'image est donnée par le nombre d'échos qu'on lit après le Teff, multiplié par deux. Pour pouvoir faire cette 35 multiplication par deux on est obligé de prendre en plus (au moins) un certain nombre de lignes avant le Teff, par exemple six. Ainsi avec un Teff de 30ms, on peut placer six lignes (6 x 5ms). Par exemple, pour acquérir une image de 64 lignes reconstruites, on mesurera 32 échos, donc 32 x 5ms = 160ms après les 30 ms, soit 190ms au total. Quand on voudra avoir un Teff de 100ms, simplement on attendra en acquérant des échos a vide, puis on prendra en considération les six lignes avant le basculement plus les 32 lignes. On finira l'expérimentation en 100ms + 160ms = 260ms. En perfectionnement, on rajoute, dans l'acquisition avec 30ms de Teff, des acquisition postérieures a vide (pendant 70ms dans cet exemple) pour avoir au bout du compte la même durée totale. L'invention a donc pour objet un procédé d'acquisition d'une image par résonance magnétique nucléaire dans lequel, - on soumet un corps à imager à un champ magnétique constant intense et uniforme, - on excite une partie de ce corps par une série de séquences de P excitations électromagnétiques radiofréquences en présence d'impulsions de gradient de champ, caractérisé en ce que - on fait varier progressivement au cours d'une première séquence la valeur d'une impulsion d'un gradient de codage de phase avec un pas donné entre une valeur négative égale à n fois ce pas et une valeur positive égale à N fois ce pas, - au cours d'une autre séquence suivant cette première séquence, on fait varier progressivement n + m fois la valeur négative d'une impulsion du gradient de codage de phase avec le même pas donné, - on n'acquiert utilement des signaux électromagnétiques qu'en réponse aux n dernières impulsions négatives et aux N impulsions positives du gradient de codage de phase. La présente invention sera mieux comprise à la lecture de la description qui suit et à l'examen des figures qui l'accompagnent. Celles-ci ne sont présentées qu'à titre indicatif et nullement limitatif de l'invention. Les figures montrent: - Figure 1: une représentation schématique d'une machine de RMN utilisable pour mettre en oeuvre le procédé de l'invention; - Figures 2a à 2c: des diagrammes montrant des formes de codages de phase de l'invention, - Figure 3: la représentation schématique d'une image acquise selon le procédé de l'invention, - Figure 4: la représentation schématique des interpénétrations des 5 coupes sélectionnées dans le corps du patient. La figure 1 montre une machine de RMN utilisable pour la mise en oeuvre du procédé selon l'invention. Cette machine comporte, schématiquement, des moyens 1 pour produire un champ magnétique BO constant, intense, et uniforme dans une région 2 d'examen. Un corps 3, supporté par exemple par un plateau 4 est approché de la région 2. Pendant toute l'expérimentation le corps 3 reste soumis au champ magnétique BO. La partie 2 du corps 3 soumise à l'examen est plus particulièrement la région du coeur du patient 3. Au moyen d'une antenne 5 reliée à un générateur 6 on peut provoquer l'excitation des moments magnétiques des particules du corps 3 situées dans la zone 2. Dans un exemple, l'antenne 5 est une antenne à barres susceptible de produire un champ d'excitation tournant, par excitation déphasée de chacune des barres. Les excitations sont temporaires. A l'issue de ces excitations l'antenne 5 peut servir à prélever le signal de désexcitation pour le conduire, via un duplexeur 7, sur des moyens 8 de réception. Les moyens 8 comportent d'une manière classique des circuits 9 de détection, d'amplification et de démodulation, et des circuits 10 de traitement. Le traitement peut comporter la mise en forme du signal en vue de sa représentation sur un dispositif 11 de visualisation. On peut faire alors apparaître sur l'écran du dispositif 11 de l'image une ou plusieurs tranches 11, 12, 13, ou 14 du corps 3. Dans la description de l'invention, on se limitera à un compromis préféré de quatre tranches, mais bien entendu, le nombre de tranches peut être supérieur ou inférieur. Une expérimentation en vue d'obtenir une image peut comporter une multitude de séquences excitations - mesures au cours de chacune desquelles on applique avec des bobines de gradient 12 des codages au signal de précession libre des moments magnétiques. Ces codages ainsi que le fonctionnement du générateur 6, du duplexeur 7 et des moyens de réception 8 et de visualisation 11 sont régis par un séquenceur 13 dont un programme organise les actions. Tous ces organes sont connus en euxmêmes. En particulier le séquenceur 13 possède la propriété de programmabilité de ses séquences. On peut ainsi modifier simplement, dans le programme, les caractéristiques de chacune des opérations à effectuer dans les séquences pour changer la nature de l'expérimentation entreprise. La figure 2a montre un diagramme temporel des différents signaux appliqués et relevés dans la machine de l'invention. La première ligne du diagramme montre une première impulsion d'excitation 14 à 90 , suivie d'un train régulier d'impulsions 15 de refocalisation à 180 . L'impulsion 14 est celle qui crée le basculement utile de l'aimantation pour la séquence. Les autres impulsions ne servent qu'à provoquer le retournement de la dispersion de phase due aux inhomogénéités du champ B0. Après chaque impulsion 15, le signal de précession libre réapparaît sous la forme d'oscillations 16 qui sont mesurées et dont on déduit l'image. La deuxième ligne de la figure 2a montre les impulsions de codage de phase selon l'axe Y. La troisième ligne montre les codages de lecture selon l'axe X. La quatrième ligne montre les codages de sélection de coupe selon l'axe Z. Ces axes X, Y, Z sont par ailleurs montrés sur la figure 1 d'une manière conventionnelle. Il serait possible par ailleurs d'adopter une permutation de ces désignations. Le codage de sélection de coupe étant appliqué pendant les impulsions 14 et 15, est automatiquement compensé. Le gradient de lecture appliqué sur l'axe X est automatiquement compensé du fait qu'il est présent de part et d'autre des impulsions de refocalisation 15, pendant la durée de la lecture des oscillations 16. Alors que le gradient de sélection est toujours le même, on modifie la fréquence du signal de RMN, excitation et mesure, pour sélectionner des coupes différentes notées 11, 12, 13 ou 14. En ce qui concerne le codage de phase appliqué ici sur l'axe Y, deuxième ligne, on ne s'est pas préoccupé de montrer comment était opérée la compensation connue, mais on a surtout montré, par l'agrandissement du début de l'application des impulsions de codage de phase de la figure 2b comment évoluaient les impulsions de codage de phase. Selon l'invention, figure 2b, au cours d'une première séquence 17, on fait varier progressivement la valeur 18 (figure 2a) d'une impulsion du gradient de codage de phase avec un pas donné. Ce pas est montré sur la figure 2a où, d'une impulsion compensée (double) de codage de phase, pour une impulsion d'excitation 15, à une autre impulsion compensée de codage de phase, pour une impulsion d'excitation 15 suivante, l'amplitude de l'impulsion de codage de phase varie d'un pas p montré par des tirets. Ainsi de suite, les impulsions de codage de phase varient proportionnellement de la plus négative à la plus positive. Cette valeur 18 évolue entre une valeur négative égale à n fois la valeur de ce pas et une valeur positive égale à N fois la valeur de ce pas. Dans l'exemple représenté, n vaut 6 et N vaut 32. En agissant ainsi, on détermine un temps effectif d'écho 19. La durée du temps 19 est de 30 ms si le temps d'écho de spin 20, séparant les dates d'application de deux impulsions d'écho de spin 15 successives est de 5 ms. On notera que ce temps d'écho de spin 20 est également le temps qui sépare les dates d'acquisition des milieux des oscillations 16. La représentation de la figure 2a pour le gradient Y est ici schématique. En réalité, les impulsions de gradient rephaseur se compensent deux à deux à l'intérieur d'un même écho et, si le premier est positif le suivant est négatif. II n'y a pas a priori de liaison entre les lobes d'encodages Y, de part et d'autre d'une excitation de refocalisation (180 degrés) ; sauf bien sûr qu'en général les amplitudes croissent linéairement. Dans les faits, l'explication ci-dessus reste valide. Dans un exemple préféré, n est inférieur à N, mais ce n'est pas une obligation. Dans la pratique, figure 3, l'acquisition de l'image devrait comporter un nombre égal de codages de phase avant le renversement de polarité et après le renversement de polarité. Dans un exemple, 32 codages à chaque fois, soit 64 au total, sont évoqués. On sait que ces 64 codages correspondraient à une résolution de l'image en 64 lignes. Dans l'invention, partant du fait que l'objet examiné, le coeur, est un objet réel, on se dispense d'effectuer les acquisitions pour les valeurs de codage de phase négatives. En définitive, on pourrait se satisfaire des oscillations 16 mesurées correspondant seulement aux 32 codages de phase utiles. Pour périodiser le calcul de transformée de Fourier et de reconstruction, on doit aussi acquérir les oscillations 16 mesurées présentes pendant des (ici 6) premiers codages de phase. Le nombre des colonnes dans l'image de la figure 3, la résolution horizontale, dépend de la discrimination de traitement avec le gradient de lecture pendant les phases de lecture. Dans un exemple, on pourra retenir 64 pas de discrimination de manière à conduire à une image de 64x64 éléments d'image. Eventuellement, on peut augmenter la résolution horizontale afin d'obtenir une image de 64x128 voire de 64X256. Au cours d'une séquence suivante 21 qui succède à la séquence 17, figure 2b, on fait encore une fois varier progressivement la valeur négative 18 de l'impulsion de gradient. Cependant, dans ce cas, le nombre d'impulsions de gradients de codage préliminaires de phase sera augmenté de n à n + m. Dans l'exemple, on passe ainsi de 6 à 10 impulsions préalables, m égale 4, avant le retournement de polarité de l'impulsion de gradient de codage de phase. En agissant ainsi, on détermine maintenant un temps effectif d'écho égal à n + m fois le temps d'écho de spin, soit ici dans l'exemple, 50 ms. La séquence 21 sera bien entendu lancée alors que la sélection de coupe sur l'axe Z aura été la même que pour la séquence 17. Bien entendu, la séquence 21 n'est lancée que lorsque la séquence 17 est finie. Ainsi de suite, on détermine des autres séquences, respectivement 23 et 24, pour lesquelles les temps d'écho effectifs 25 et 26 sont plus grands que les temps d'écho effectif 19 et 22, par exemple, typiquement ici de 70 ms et 90 ms. Puisqu'on ne retient à chaque fois que n + N impulsions de codage de phase utiles, celles-ci prennent place respectivement selon les séquences 17, 21, 23 et 24 entre les impulsions placées en positions 0 et 38, 4 et 42, 8 et 46, et 12 et 50. Par impulsion de codage de phase utile, on désigne celles pour lesquelles le signal 16 de résonance mesuré est véritablement traité. Au besoin les signaux 16 inutiles ne sont soit pas détectés, soit pas traités, au moins pas en totalité. Sur le plan pratique, pour simplifier la programmation, on retient que pour les séquences 21, 23 et 24, le gradient de codage de phase garde une progression monotone. Cependant, compte tenu de ce qu'on a véritablement besoin pour la périodisation du calcul que des 6 premières impulsions, on pourrait même admettre que le codage de phase préalable aux 6 impulsions utiles ne soit pas croissant mais constant. Cette constance est symbolisée par l'enveloppe crête 27 de maxima des impulsions négatives. Dans la pratique, compte tenu de la programmation proposée par le séquenceur 13, on préférera faire varier, au cours des séquences 21, 23 et 24, les impulsions de codage de phase d'une valeur négative égale à n + m fois le pas de codage de phase. En agissant ainsi, on est capable de proposer 4 images, celles correspondant aux progressions 17, 21, 23 et 24, acquises alors que le temps effectif est différent. En définitive, les tissus sains qui ont une résonance affectée d'un temps T2 d'un type, sont bien différents des tissus des zones soumises à des lésions, et affectés de temps d'écho d'un autre type. Dans ces conditions, les images correspondantes seront bien différentes et la comparaison des images 17, 21, 23 et 24, voire leur soustraction, permettent de mettre en évidence, lorsque le cas se présente, ces lésions d'une manière claire. Le problème de la maîtrise du temps T1 doit être maintenant évoqué. En pratique, le praticien ne se satisfait pas d'une seule image dans une seule coupe prise à différentes valeurs de temps effectif, mais il souhaite disposer de plusieurs images correspondant à plusieurs tranches, ici, on en a montré 4, dans le coeur du patient. Sur la figure 1, les tranches Il à 14 sont de préférence jointives, contiguës. Compte tenu de ce qui a été évoqué précédemment, dans l'invention, on entrelace les excitations des différentes tranches de façon à permettre la repousse de l'aimantation selon Ti. Ainsi, figure 2c, l'acquisition correspondant à la progression 17 sera acquise pour la tranche I1 à une première date t11. Cette acquisition dure de l'ordre de 200 ms (38 x 5 ms = 190 ms). Au bout de cette durée, la repousse de l'aimantation selon T1 ne s'est pas accomplie. II convient d'attendre. C'est pourquoi, plutôt que de lancer tout de suite l'acquisition correspondant à la progression 21, on procède préalablement à une acquisition, dans chacune des autres tranches 12, 13 ou 14, du corps 3. Comme montré sur la figure 4, du fait que les impulsions d'excitation 14ou 15 ne sont pas très sélectives, elles ne déterminent pas des tranches bien identifiées I1, 12, 13, 14, dans le corps 3. Au contraire, ces tranches s'interpénètrent. II en résulte que certaines parties latérales des tranches, notamment la partie 28 de la tranche Il, appartiennent également à la partie latérale, mais d'un autre côté, de la tranche 12. Si on effectue, immédiatement après la sélection de la tranche I1, une sélection consécutive de la tranche 12, la partie 28 contribuera mal au signal de RMN du fait que son aimantation longitudinale n'aura pas repoussé correctement selon T1. C'est pourquoi, après une acquisition dans la tranche I1, par exemple pour la progression 17, on préfère aller exciter la tranche 13 à la date t31, puis la tranche 12 à la date t21, puis la tranche 14 à la date t41, avant de réexciter à nouveau à la date t12 la tranche Il, avec une progression 21 du gradient de codage de phase cette fois. Ainsi de suite, pour chacune des progressions 17, 21, 23 et 24, on procédera à la sélection successive, et dans cet ordre, des tranches Il, 13, 12, 14. En pratique, du fait que le coeur est un organe mobile, on va acquérir une image pour un état donné du coeur. Comme l'analyse n'est pas une analyse fonctionnelle, un seul état du coeur est suffisant. Dans ces conditions, la date t11 est une date fixée par rapport à une date t0, proche correspondant à une synchronisation du coeur. Par la suite, les autres dates t31, t21, t41, t12, t13, t14, etc. sont elles aussi synchronisées par rapport à l'équivalent de la date t0 la plus proche d'elle. Pour simplifier l'explication, en admettant que le coeur du patient bat à un rythme régulier à 60 coups par minutes, avec une période de 1 seconde, chaque acquisition 17, 21, 23 ou 24, pour chacune des coupes, dure 1 seconde (en pratique, plus de 200 ms après la date t0 du battement cardiaque). Dans ces conditions, pour l'étude de 4 temps effectifs et de 4 coupes, il y a 16 images à élaborer et la durée de l'expérimentation est de 16 secondes. On constate en agissant ainsi qu'il est possible de demander au patient, afin de pouvoir comparer utilement les images les unes aux autres, de ne pas respirer et de bloquer sa respiration, en inspiration ou en expiration selon le cas, pendant une durée relativement courte de 16 secondes. On notera qu'en agissant ainsi l'examen est très court et il ne sera pas demandé au patient de réitérer son maintien de respiration. A titre de perfectionnement, il importe que, pour l'acquisition de chaque image, le corps du patient soit conditionné de la même façon. Dans ces conditions, de préférence, avant le déclenchement de la première acquisition 17, on pourra lancer plusieurs acquisitions 17 identiques avant la première pour laquelle on lui a demandé de retenir sa respiration: par exemple au moins une demi-douzaine. Ceci étant, on constate à l'examen de la figure 2b que la première progression s'arrêterait au bout de 38 impulsions d'écho de spin, la deuxième au bout de 42, la troisième au bout de 46 et la quatrième au bout de 50. II en résulterait que, pour les images suivantes, le corps 3 serait progressivement conditionné d'une manière différente. Dans ce but, dans l'invention et à titre de perfectionnement, on décide que toutes les séquences, quelle que soit la progression concernée, comporteront un nombre P d'impulsions. Ici, dans l'exemple représenté, P vaut 50. Dans ce cas, après la progression 17, on se livrera alors à 12 impulsions supplémentaires. Ces 12 impulsions supplémentaires sont inutiles sur le plan de l'image mais utiles sur le plan de l'homogénéité de la reconfiguration du corps 3 à l'issue de la séquence 17. A l'issue de la séquence 21, au lieu de rajouter P - N - n, on rajoutera P - n - N - m impulsions, en pratique 8 impulsions. Ainsi de suite pour les progressions 23, on rajoute 4 impulsions, et pour les progressions 24, on rajoute 0 impulsion. En agissant ainsi on s'assure que la durée des séquences est inchangée. Comme chaque séquence est déclenchée à un temps t0, toujours le même par rapport au cycle cardiaque, et pour peu que le battement du coeur soit stable pendant 16 secondes, les images sont parfaites. REVENDICATIONS 1 - Procédé d'acquisition d'une image par résonance magnétique nucléaire dans lequel, - on soumet un corps à imager à un champ magnétique constant intense et uniforme, - on excite une partie de ce corps par une série de séquences de P excitations électromagnétiques radiofréquences en présence d'impulsions de gradient de champ, caractérisé en ce que - on fait varier progressivement au cours d'une première séquence la valeur d'une impulsion d'un gradient de codage de phase avec un pas donné entre une valeur négative égale à n fois ce pas et une valeur positive égale à N fois ce pas - au cours d'une autre séquence suivant cette première séquence, on fait varier progressivement n + m fois la valeur négative d'une impulsion du gradient de codage de phase avec le même pas donné, - on n'acquiert utilement des signaux électromagnétiques qu'en réponse aux n dernières impulsions négatives et N impulsions positives du gradient de codage de phase. 2 - Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que - on applique après les n + N signaux électromagnétiques acquis dans chaque séquence un nombre d'impulsions positives du gradient de codage de phase égal à P - (n + m + N). 3 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 2, caractérisé en ce que une première série de séquences est effectuée en correspondance d'une sélection d'une première tranche dans la partie du corps à imager, - une deuxième série de séquences est effectuée en correspondance d'une sélection d'une deuxième tranche dans la partie du corps à imager, - les séquences de la première série étant réalisées en entrelacement avec les séquences de la deuxième série. 4 - Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce que - on acquiert quatre séries de séquences en correspondance de sélections de quatre tranches dans la partie du corps à imager, de préférence jointives, - les séquences de toutes les séries étant réalisées en entrelacement entre elles. - Procédé selon l'une des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que les durées des n + m échos correspondent à différentes valeurs d'un temps d'écho effectif correspondant à la constante de relaxation spin-10 spin d'atomes du corps à imager, - d'une séquence à une autre les durées des n + m échos évoluent d'une valeur faible à une valeur forte de ce temps d'écho ou vice versa. 6 - Procédé selon la revendication 5, caractérisé en ce que - la valeur faible vaut de l'ordre de 30 millisecondes et la valeur forte vaut de l'ordre de 90 millisecondes. 7 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 6, caractérisé en ce que on réalise les séquences au cours d'un même bocage de la respiration d'un patient dont le corps est examiné. 8 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 7, caractérisé en ce que la partie du corps examinée est le coeur d'un patient, - les séquences sont toutes synchronisées avec un battement cardiaque de ce patient, - le patient est amené à retenir sa respiration pendant la durée cumulée de toutes les séquences de la série de séquences. 9 - Procédé selon la revendication 8, caractérisé en ce que - on précède la retenu de respiration du patient par un jeu de séquences de P excitations électromagnétiques radiofréquences. 10 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 9, caractérisé en ce que N est plus grand que n.