FR 2584188 A1 19870102 FR 8509824 A 19850627 PROCEDE D'IMAGERIE PAR RESONANCE MAGNETIQUE NUCLEAIRE La présente invention a pour objet un procédé d'imagerie par résonance magnétique nucléaire. L'utilisation de ce procédé est particulièrement envisagée dans le domaine médical pour représenter des coupes d'organes du corps humain. L'imagerie par résonance magnétique nucléaire se développe principalement comme moyen de diagnostic médical. Elle permet la visualisation des structures internes tissulaires avec un contraste et une résolution jamais atteints simultanément par les autres procédés d'imagerie. Pour obtenir une image par résonance magnétique nucléaire d'une coupe d'organe avec différenciation des caracté- ristiques tissu;;aires de cet organe, on utilise la propriété qu'ont certains noyaux atomiques, comme les protons, d'orienter leur moment magnétique en acquérant de l'énergie lorsqu'ils sont placés dans un champ magnétique principal constant B . Une zone particulière d'un objet contenant des noyaux présente alors un moment magnétique global que l'on peut faire basculer selon une orientation donnée, perpendiculaire ou parallèle au champ Bo, en induisant une résonance par émission d'un champ radiofréquence perpendiculaire au champ principal. Tous les noyaux possédant alors un moment magnétique, tournant à une vitesse de précession dite de Larmor, tendent à retrouver l'orientation initiale parallèle à B en émettant un signal radio o fréquence à la fréquence de résonance caractéristique de B et du o noyau. Ce signal peut être capté par une antenne de réception. La durée de retour à l'équilibre du moment magnétique global d'une région considérée et la décroissance du signal dépendent de deux facteurs importants: l'interaction spin-réseau et l'interaction spinspin du noyau avec la matière environnante. Ces deux facteurs conduisent à la définition de deux temps de relaxation dits respectivement T1 et T2. Une région considérée d'un objet émet donc un signal dont l'intensité dépend de T1, de T2, de la densité protonique de la région, et du temps qui s'est écoulé depuis l'excitation radiofréquence. Pour localiser une région de l'organe il est nécessaire de repérer la nature de son émission en fonction de conditions locales de champ magnétique. Ces conditions locales sont imposées de façon à ce que la fréquence et la phase d'émission soient bien caractéristiques de la localisation dans l'espace de cette région de l'organe. Pour cela on superpose au champ principal Bo des gradients de champs magnétiques pulsés. Ces gradients sont orientés selon des directions X, Y, Z pour définir à tous moments les éléments de volume qui résonnent à des fréquences connues. Pour l'acquisition d'une image entière les conditions locales sont imposées en des séquences programmées. Celles-ci sont mises en mémoire dans un ordinateur pilote.Ces séquences définissent les instants d'application des gradients, les instants d'excitation des noyaux par les impulsions du champ radiofréquence, ainsi que les instants de lecture ou d'acquisition des données de l'image. Un autre facteur intervient pour modifier Intensité du signal capté lorsque les noyaux retournent à leur orientation d'équilibre. Cet autre facteur dépend de la diffusion moléculaire du milieu. La diffusion moléculaire concerne les déplacements que subissent les molécules d'un milieu en fonction du temps. L'inhomogénéité du champ magnétique dans lequel se trouve ces molécules a alors pour conséquence que la fréquence de résonance magnétique de ces molécules évolue. En effet, cette fréquence est liée par le rapport gyromagnétique de ces molécules à l'intensité de ce champ. Aussi, au cours d'une expérimentation de résonance magnétique, en parti culier une expérimentation avec une séquence d'échos de spin, le signal capté est inférieur à l'intensité attendue.En effet, la fréquentation par les molécules de régions de l'espace où les champs magnétiques sont différents a eu pour conséquence de modifier les phases relatives des contributions apportées par chacune de ces molécules au signal de résonance magnétique global capté. Comme les déplacements des molécules sont dans tous les sens, la dispersion de phase qui en résulte a pour effet que certaines contributions viennent mutuellement s'opposer. Le signal capté est alors moins fort. Cette perte de sensibilité mesure en quelque sorte la caractéristique de diffusion d'un milieu : un milieu fortement diffusant voit l'intensité de son signal de résonance magnétique décroître très rapidement avec le temps d'écho utilisé. Il existe dans les organes humains des tissus pathologiques par exemple les angiomes et les tumeurs, qui présentent des signaux de résonance magnétique nucléaire classiques souvent identiques. Autrement dit des images de ces organes mettant en exergue les temps de relaxation T1 ou T2 ne permettent pas de discriminer ces conformations. Il en résulte que l'examen de l'image classique ne permet pas de prendre une décision thérapeutique. La présente invention a alors pour but de proposer des images oil le paramètre mis en exergue est justement la caractéristique de diffusion moléculaire dans les tissus étudiés afin d'améliorer leur différenciation. On connaît par le livre Biomedical Magnetic Résonance, édité par Radiology Research and Education Foundation (San Francisco) en 1984, un article dû à Messieurs WESBEY George et al, et intitulé "Translational Molecular Self-Diffusion in Magnetic Resonance Imaging: Effects and Applications". Cet article suggère de mesurer la constante de diffusion des régions d'un milieu en comparant l'effet relatif de la diffusion sur le milieu étudié et sur un corps étalon lors de séquences d'excitations magnétiques différentes. Dans la description qu'il donne de cette technique, il apparat un inconvénient. En effet, ces séquences sont obtenues en incrémentant l'intensité d'un gradient de sélection de coupe, ce qui modifie l'épaisseur de la coupe étudiée.Cette méthode ne s'applique alors qu'à des objets plus fins que l'épaisseur de coupe la plus fine obtenue par les séquences utilisées. Elle n'est donc pas applicable chez l'homme. De plus, la sensibilité de cette méthode à la diffusion étant relativement faible (temps décho faibles, gradients inéfficacement placés dans la séquence), les auteurs utilisent plusieurs acquisitions pour atteindre une précision raisonnable sur la mesure. D'autre part, le recours à un même étalon est indispensable pour servir de référence aux mesures. La présente invention permet d'établir une image de diffusion en évitant ces inconvénients. En particulier, les images sont à coupe d'épaisseur constante, ce qui rend les acquisitions sur l'homme réalisables, même avec un procédé multicoupe. La sensibilité à la diffusion est bonne : elle est due à l'utilisation de temps d'écho assez long et à des gradients efficaces par leur intensité et leur position. De plus, la détermination exacte des coefficients de diffusion est obtenue sans substance étalon. Dans l'invention, l'effet absolu de la diffusion a pu être calculé à partir des paramètres d'acquisition. L'invention a pour objet un procédé d'imagerie par résonance magnétique nucléaire caractérisé en ce qu'il comporte les étapes suivantes pour donner une image de la diffusion moléculaire d'un corps étudié: -on place le corps dans un champ magnétique constant Bo - on soumet le corps ainsi placé à une première pluralité de premières séquences d'excitations d'écho de spin en présence de premières séquences de gradients de champ; ces premières séquences d'écho de spin comportant un nombre entier N supérieur ou égal à 1 d'excitations où les moments magnétiques des noyaux du corps sont basculés de 1800 après une excitation où ces moments ont été basculés de 90" pour faire ainsi des séquences à N échos peu diffusantes ; - on relève les signaux de résonance magnétique en fin de ces premières séquences et on calcule une première image correspondant à l'écho N de ces signaux en attribuant à chaque point de l'image une valeur correspondant au signal de résonance magnétique du point qui lui correspond dans le corps; - on soumet le corps ainsi placé à une deuxième pluralité de deuxièmes séquences d'excitations d'échos de spin en présence de deuxièmes séquences de gradients de champ; ces deuxièmes séquences d'échos de spin comportant une excitation à 1800 après une excitation à 90" pour faire des séquences à un écho diffusantes, la durée d'écho des deuxièmes séquences d'excitations étant égale à la durée totale d'écho des premières séquences d'excitations - on relève les signaux de résonance magnétique en fin de ces deuxièmes séquences d'excitations et on calcule une deuxième image correspondant aux échos de ces signaux en attribuant à chaque point de l'image une valeur correspondant au signal de résonance magnétique du point qui lui correspond dans le corps - on calcule point à point les logarithmes des rapports des valeurs attribuées pour la première image aux valeurs attribuées pour la deuxième image, pour élaborer une troisième image représentative de la diffusion moléculaire en chaque point du corps L'invention sera mieux comprise à la lecture de la description qui suit et à l'examen des figures qui l'accompagnent. Elles ne sont données qu'à titre indicatif et nullement limitatif de l'invention. Sur ces figures les mêmes repères désignent les mêmes éléments.Elles représentent - figure 1 un dispositif apte à la mise en oeuvre du procédé d'imagerie de l'invention; - figure 2a des diagrammes temporels de séquences d'excitations et de gradients de champ appliqués au corps pour élaborer les premières et deuxièmes images; - figures 2b et 2c des diagrammes temporels de gradients dits homologues compensés, utilisés pour augmenter la sensibilité à l'effet de la diffusion; - figures 3a et 3b les allures des signaux relevés respectivement à l'issue des premières et deuxièmes séquences d'excitations. La figure I représente un dispositif pour la mise en oeuvre du procédé d'imagerie selon l'invention. Ce dispositif comporte des moyens symbolisés par une bobine 1 pour soumettre un corps 2 à un champ magnétique important et constant B . Ce dispositif comporte o encore des moyens générateur 3 et bobines 4 pour soumettre le corps ainsi placé à des séquences d'écho de spin à un ou plusieurs échos en présence de séquences de gradients de champ (figure 2 a). Les bobines 4 représentent les bobines radiofréquence et les bobines de gradient de champ. Il comporte encore des moyens de réception 5 reliés aux bobines 4 pour recevoir le signal de résonance magnétique, et des moyens 6 pour calculer et mémoriser une première image 11 et une deuxième image 12 relatives à deux séries d'expérimentations imposées par des commandes symbolisées C1 et C2 des moyens générateurs 3. Dans des moyens de comparaison 7 on compare point à point les images 11, 12, en calculant le logarithme du rapport des valeurs représentatives des signaux de résonance magnétique.Les moyens 7 élaborent alors une troisième image 13 dans laquelle deux régions 8 et 9 du milieu à l'endroit de la coupe imagée présentent des réponses en valeur de diffusion différentes alors qu'elles auraient présenté des réponses identiques en image de résonance magnétique classique. Ces images peuvent être visualisées sur un dispositif de visualisation 50. Le processus de calcul des images 11 ou 12 est classique. Dans un exemple la méthode d'imagerie employée par les moyens 6 est une méthode dite 2DFT. Cette méthode d'imagerie permet actuellement d'obtenir la meilleure qualité d'image. Dans cette méthode d'imagerie seul un plan de coupe est excité à la fois, par le moyen d'excitations radiofréquence (90- ou 1800) de forme particulière, en présence d'un gradient dit de sélection. Dans la figure 1, le gradient de sélection peut être orienté selon l'axe Z pour sélectionner une coupe transverse, c'est-à-dire selon un plan X, Y. Le principe de l'imagerie 2DFT est de coder en phase les différents signaux acquis. Ceci est obtenu par une impulsion, d'intensité variable, d'un gradient dit "déphaseur", d'axe perpendiculaire à un gradient de lecture dont la direction est constante. Par exemple, pour une coupe transverse, le gradient de lecture pourra être de gradient X et le gradient de déphasage pourra être le gradient Y. Puis par une double transformée de Fourrier spatiale, L'image esr construite, d'où le nom de la méthode. On pourra trouver une description de ce mode d'imagerie dans le livre : "Imagerie par résonance magnétique" de M. LE BIHAN publié par les Editions MASSON, Paris, MARS 1985. Une amélioration de cette méthode peut d'ailleurs permettre d'obtenir simultanément des images de plusieurs coupes parallèles. La figure 2 a représente typiquement des séquences de gradient de champ selon les trois axes Z, X, Y ainsi que les instants d'application des excitations radiofréquence tendant à faire basculer les spins des noyaux de 900 pour les petites excitations et de 1800 pour les grandes excitations. Pour imager une coupe d'un corps il y a lieu de réaliser des séquences d'excitations d'écho de spin en présence de séquences de gradient de champ, en un nombre aussi important de fois que la résolution de l'image attendue doit être plus précise. A chaque séquence d'excitations le gradient déphaseur, Y, varie par pas successifs partant d'une certaine valeur jusqu'à la même valeur mais de signe opposé. Cette valeur dépend de la forme et de la durée du gradient 10 de lecture.Ce gradient déphaseur permet de faire tourner chaque spin d'une phase variable, dépendante de son ordonnée suivant l'axe Y et de la valeur de ce gradient. Pour chaque image 11 et 12 le gradient Y peut prendre successivement le même nombre de valeurs: d'une manière préférée la définition des deux images sera la même. Ce qui diffère dans l'invention entre la première image 11 et la deuxième image 12 est le nombre des séquences d'excitations radiofréquence d'écho de spin et/ou l'intensité et la forme des séquences de gradient. Le calcul effectué par les moyens 7 de comparaison est lié à la manière dont les images ont été acquises et au contenu d'information que ces images renferment. Dans les premières séquences d'excitations d'échos de spin, N excitations 12 dites à 180 succèdent à une seule excitation il à 900. Le nombre N est plus grand ou égal à un. Dans les deuxièmes séquences d'excitations d'écho de spin il n'y a qu'une seule impulsion à 1800 qui suit l'excitation à 900. Par ailleurs la durée du temps d'écho TE de la deuxième séquence d'excitations déchos de spin est égale à N fois la durée du temps d'écho TE, de la première séquence d'excitations d'échos de spin. Pour des raisons de simplicité dans les premières séquences d'échos de spin, les temps d'écho successifs sont égaux entre eux. Il est plus facile en effet de diviser une durée donnée TE en un nombre entier de durées élementaires TE, égales. Mais si les temps d'écho successifs TE, des premières séquences d'écho de spin ne sont pas égaux entre eux, l'invention peut quand même fonc tionner: il importe que la durée entre l'impulsion 90" 11 et la date de mesure 10 dans l'un et l'autre cas soit la même. Dans l'exemple qui apparaît sur la figure 3a la première séquence d'échos de spin comporte quatre durées d'écho égales TE, au milieu desquelles chaque fois une impulsion de 1800 prend place. Sur la figure 3b, pendant une même durée TE, une seule impulsion à 1800 26 vient s'interposer. Dans un exemple la durée TE vaut 112 millisecondes, et la durée TE, vaut 28 millisecondes. Dans cet exemple le temps de répétition TR, qui est le temps qui sépare pour l'une ou l'autre image chaque séquence d'écho de spin au cours de laquelle le gradient Y rend une valeur différente, vaut une seconde. Cette valeur de 112 millisecondes est choisie suffisamment grande pour obtenir une bonne sensibilité sur l'effet de la diffusion et un rapport signal sur bruit raisonnable. On sait par des commandes C1 et C2 provoquer de telles séquences d'excitations-mesures. Ces commandes dépendent des machines utilisées. Dans l'invention, on a trouvé que la contribution d'une partie du milieu au signal de résonance magnétique relevé au bout du temps d'écho N.TE' dans une première séquence d'excitations a la forme suivante: N m ~ = diid' SN (NTE,)9f ( (JJ,NT,,TR). exp (-lf DE 1 Gij d. d.. + cr.. NrE, TR - NT ' TR - NTE' NTE, - T1 T2 ou f = e . (1 - e ) Dans ces expressions e est la densité de protons à l'endroit considéré, & est le rapport gyromagnétique des molécules du milieu dans cet endroit, et G.. et dii correspondent à une paire de gradients homologues compensés tels que présentés sur les figures 2b ou 2c. Une paire de gradients homologues compensés correspond à une paire de gradients d'intensité G.. et G'.. et de durées dii et d'.. tels iJ que Gij.dij = G'...d'... Si les gradients sont placés de part et d'autre d'une impulsion d'excitation radiofréquence à 1800, les intensités Gij et G'ij sont de même signe. Si les gradients sont placés d'un même côté, elles sont de signe contraire. Les sommes portent sur le nombre m de paires homologues compensées d'impulsions de gradient et sur le nombre N d'échos de spin. Par exemple, sur la figure 3b, il y a quatre paires homologues compensées d'impulsions de gradient auxquelles pour calculer m il faut rajouter les paires de gradient homologues compensés correspondant à une séquence d'imagerie normale.Pour la deuxième séquence d'excitations N.TE' est remplacé par TE, et N est remplacé par 1. Les paramètres G.., dij, et m y sont alors différents. Dans ce cas, le signal est dit S1(TE). Les contributions d'un point du milieu sont apportées dans le signal de résonance magnétique en commun avec les contributions des autres points de la tranche examinée dans le milieu. La méthode d'imagerie 2DFT permet en définitive d'affecter à chaque point des images 11 ou 12 une valeur qui est représentative de ces contributions. La figure 3a représente par la courbe enveloppe 13 le signal théorique résultant de l'existence d'un temps de relaxation T2 quand tous les autres effets parasites, y compris la diffusion, peuvent être négligés. La courbe 14 montre ce qu'il advient de cette courbe théorique quand on la mesure avec des séquences dites peu dif fusantes : c'est-à-dire quand I'effet de la diffusion se fait peu sentir. Cet effet se fait peu sentir si le nombre N est suffisamment grand pour un temps TE (= NTE,) donné: par exemple ici il vaut 4. En effet dans la formule de la contribution, plus N est grand plus les coefficients d.. et I.. sont petits et plus l'effet de la diffusion est 'J 'J faible. Les excitations radiofréquence notées 15 à 19 de la figure 3a comportent une excitation tendant à faire basculer à 90" les noyaux du corps (excitation 15) et quatre excitations successives tendant à faire basculer de 1800 ces noyaux (16 à 19). Le signal en pointillé 20 est le signal de resonance magnétique nucléaire après la première excitation de 900. Les sommets 21 à 24 des pics de ce signal, mesuré après des périodes de temps d'échos TE, successives, suivent la courbe 14.Le signal SN de la formule précédente correspond à l'amplitude du pic 24. La figure 3a présente encore l'enveloppe 25 de ces pics lorsque le corps est soumis à des séquences diffusantes. La courbe 25 est par ailleurs reportée sur la figure 3b. Dans une séquence diffusante une seule excitation à 180e 26 suit l'impulsion à 900 15. Le signal mesuré au bout du temps d'écho TE est coté Sl. La valeur de ce signal est donnée par une formule identique à la précédente: la seule différence vient du fait que dans ce cas N vaut 1. On comprend à l'examen de ces deux figures que l'on va pouvoir en comparant une image I1, relative à des pics qui suivent l'enveloppe 14, à une image 12, relative à des pics qui suivent une courbe 25, représenter une image 13 relative à l'écart 27 entre ces deux courbes.Dans la mesure où la séquence peu diffusante peut être de moins en moins diffusante la courbe 14 se rapproche de la courbe 13. Cela permet de représenter une image où l'effet 28 de la diffusion seule peut être encore mieux mis en évidence. Il est utile de noter que la troisième image obtenue avec le procédé de l'invention diffère de l'enseignement donné dans le document précité. Avec cet enseignement, le signal est proportionnel à un écart 29 entre les effets de la diffusion dans le corps étudié et dans un corps étalon dont la réponse en diffusion serait inscrite dans la courbe en tirets 30. Dans l'invention, on effectue le rapport des signaux SN et et on prend 'e logarithme de ce rapport. On peut ainsi élaborer un signal représentatif (point à point dans l'image) et correspondant à la formule suivante: Cette formule montre que le traitement ainsi effectué sur SN et rend compte, à un facteur K près, de la mesure de la constante de diffusion à l'endroit considéré dans l'image. Mais ce rapport ne donne le résultat ci-dessus indiqué que dans la mesure où, d'une part, les instants temps de prélèvement des signaux, TE et N.TE, , sont égaux entre eux et où, d'autre part, le temps de répétition TR est le même pour les séquences à N échos et pour celles à un écho.La fonction f prend alors la même valeur pour les deux séquences et elle disparaît dans le calcul de l'image 13 où n'apparait plus que l'effet de la diffusion. Pour que l'effet de la diffusion, courbe 25, se fasse bien sentir il est intéressant d'avoir un temps d'écho TE dans les deuxièmes séquences qui soit suffisamment long et/ou d'utiliser des gradients plus forts, plus longs, que dans une séquence classique. Notamment des gradients 41 à 48 supplémentaires, écartés au maximum des impulsions d'excitation radiofréquence à 180ou peuvent être utilisés en dehors des périodes pendant lesquelles les excitations radiofréquence sont appliquées ou reçues. Par contre pour que l'effet de la diffusion, dans la séquence non diffusante, soit minimisé, on peut prendre un nombre N suffisamment important: N = 4 semble suffisant. Un gradient supplémentaire est montré sur la figure 2 en dessous du graphe des excitations radiofréquence. Il peut être appliqué sur l'un quelconque des axes X, Y ou Z. On peut par exemple l'appliquer sur l'axe de codage de phase ou de sélection. Appliqué sur l'axe de la sélection, il n'interfère pas dans l'épaisseur de la tranche sélectionnée dans le corps dans la mesure où son application, supplémentaire, est faite en dehors des temps d'application des excitations radiofréquence pendant lesquelles le gradient de sélection est lui présent. En effet si le gradient de sélection reçoit pendant les excitations de sélection 900 et de retournement 1800 un supplément de valeur, l'inhomogénéité qu'il provoque sera plus forte. Pour une même bande passante donnée de l'excitation, I'épaisseur de la tranche excitée dans le corps 2 sera plus fine. Le signal que restituera cette tranche plus fine sera plus faible. Si on veut qu'il soit aussi fort, il faut alors augmenter la bande passante des excitations et ce procédé nuit alors à la simplicité de la méthode.De manière préférée, le gradient supplémentaire sera appliqué en supplément du gradient de lecture. D'une manière préférée, toutes choses étant égales par ailleurs, on s'arrangera pour que les gradients ajoutés le soient en des périodes les plus éloignées possible de celles où les excitations de basculement, les excitations 12, sont appliquées. La figure 3b donne une idée des durées pendant lesquelles on peut appliquer d'une manière préférée les suppléments 41 à 48 de gradient de champ. Ceux-ci sont appliqués en dehors des dates auxquelles on relève les pics du signal de résonance magnétique nucléaire. Dans la représentation les gradients 41 et 48 sont dyssimétriques. Mais comme ils sont homologues compensés par rapport à l'impulsion de basculement 26 leurs intégrales par rapport au temps sont égales. Les grandes impulsions 41 et 48 peuvent être utilisées seules. Elles sont le plus éloignées possible de l'excitation 26. Le choix de l'axe sur lequel les impulsions supplémentaires des gradients sont appliquées peut ne pas être indifférent. Si on considère que la diffusion moléculaire est un phénomène isotrope c'est effectivement le cas. Par contre si on considère que la diffusion moléculaire peut, dans certains cas, être anisotrope, il peut être intéressant de choisir l'axe sur lequel on va favoriser l'effet de diffusion. En particulier certains tissus du corps humain ont par leur disposition dans le corps une orientation privilégiée. Cette orientation privilégiée résulte d'une forme privilégiée des cellules qui les constituent. Ces cellules qui n'ont aucune raison d'être globalement symétriques sur trois axes présentent alors des coefficients de diffusion moléculaires différents selon chacun de ces trois axes.En comparant les images de diffusion moléculaire obtenues selon le procédé de l'invention avec des suppléments de gradients de champ appliqués selon un axe puis selon un autre axe il peut être ultérieurement possible de déterminer à quelle nature de tissu on a à faire. La mesure de la diffusion donnée dans la troisième image est une mesure quantitative à partir du calcul des coefficients bkm (k valant I ou N selon les séquences) et donc du facteur K. Toutefois, les imperfections inhérentes aux systèmes d'imagerie peuvent entraîner une atténuation globale des signaux SN ou S1 en chaque point de l'image, par exemple épaisseur de coupe légèrement différente, mauvais rephasage de la sélection de coupe d'une des deux images, Cette atténuation globale peut être calibrée à l'aide d'une substance étalon 33 disposée le long du corps étudié de façon à ce qu'elle apparaisse sur les bords du champ de l'image. Si SeN et Sel sont les signaux de résonance magi.étique dans le corps étalon, correspondant aux signaux SN et S1 dans le corps étudié, respectivement à la fin des séquences peu diffusantes et diffusantes, on peut écrire que le coefficient de diffusion molléculaire d'un point de la coupe vaut: où De est le coefficient de diffusion moléculaire connu du corps étalon. Dans ces conditions la calibration est obtenue simplement. REVENDICATIONS 1. Procédé d'imagerie par résonance magnétique nucléaire (19, 50) caractérisé en ce qu'il comporte les étapes suivantes pour donner une image (13) de la diffusion moléculaire d'un corps étudié - on place le corps (2) dans un champ magnétique constant (Bo) - on soumet (3-4, C1) le corps ainsi placé à une première pluralité de premières séquences d'excitations d'écho de spin en présence de premières séquences de gradient de champ; ces premières séquences d'écho de spin comportant un nombre entier N supérieur ou égal à I d'excitations (16-19) où les moments magnétiques des noyaux sont basculés de 1800 après une excitation (15) où ces moments ont été basculés de 90" pour faire ainsi des séquences à N échos peu diffusantes; - on relève (4,5) les signaux de résonance magnétique en fin de ces premières séquences d'excitations et on calcule (6) une première image (I1) correspondant aux échos N de ces signaux en attribuant à chaque point de l'image une valeur (SN) correspondant au signal de résonance magnétique du point qui lui correspond dans le corps; - on soumet (3-4, C2) le corps ainsi placé à une deuxième pluralité de deuxièmes séquences d'excitations d'écho de spin en présence de deuxièmes séquences de gradient de champ; ces deuxièmes séquences d'écho de spin comportant une excitation à 1800 (26) après l'excitation à 900 (1S) pour faire des séquences d'un écho diffusantes; la durée d'écho (TE) des deuxièmes séquences d'excitations étant égale à la durée totale d'écho (N.TE,) des premières séquences d'excitations; - on relève (4,5) les signaux de résonance magnétique en fin de ces deuxièmes séquences d'excitations et on calcule (6) une deuxième image (12) correspondant aux échos de ces signaux en attribuant à chaque point d'image une valeur correspondant au signal de résonance magnétique du point qui lui correspond dans le corps;; - on calcule (7) point à point les logarithmes des rapports des valeurs attribuées pour la première image aux valeurs attribuées pour la deuxième image, pour élaborer une troisième image (13) représentative de la diffusion moléculaire en chaque point du corps. 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que les deuxièmes séquences comportent des impulsions plus longues ettou plus fortes (41-48) de gradients de champ hors présence des excitations d'écho de spin et orientés selon un axe pour constituer des suppléments de gradient de champ. 3. Procédé selon la revendication 2, dans lequel les séquences de gradient de champ comportent des impulsions de gradient de champ orienté selon trois axes (X,Y,Z) : I'axe (Z) du champ constant (Bo), ou axe de sélection, et deux axes (X,Y) orthogonaux à cet axe appelés respectivement axe de codage de phase (Y) et axe de lecture (X), dans lequel la méthode de calcul des images est du type 2DFT, caractérisé en ce que l'axe des suppléments est l'axe de lecture. 4. Procédé selon la revendication 2, dans lequel les séquences de gradient de champ comportent des impulsions de gradient de champ orienté selon trois axes (X,Y,Z) : I'axe (Z) du champ constant (bu), ou axe de sélection, et deux axes (X,Y) orthogonaux à cet axe appelés respectivement axe de codage de phase (Y) et axe de lecture (X), dans lequel la méthode de calcul des images est du type 2DFT, caractérisé en ce que l'axe des suppléments est l'axe de sélection. 5. Procédé selon la revendication 2, dans lequel les séquences de gradient de champ comportent des impulsions de gradient de champ orienté selon trois axes (X,Y,Z) : I'axe (Z) du champ constant (Bo), ou axe de sélection, et deux axes (X,Y) orthogonaux à cet axe appelés respectivement axe de codage de phase (Y) et axe de lecture (X), dans lequel la méthode de calcul des images est du type 2DFT, caractérisé en ce que l'axe des suppléments est l'axe de codage de phase. 6. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 5, caractérisé en ce qu'il est mis en oeuvre à plusieurs reprises pour réaliser des troisièmes images multicoupes du corps étudié. 7. Procédé selon l'une quelconque des revendications 2 à 6, caractérisé en ce que les instants d'application des suppléments de gradient sont le plus éloignés possible dans le temps des excitations radiofréquence (figure 3 b). 8. Procédé selon l'une quelconque des revendications I à 7, caractérisé en ce qu'on place à côté du corps un corps étalon (33) pour calibrer les calculs de la troisième image. 9. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 8, caractérisé en ce que les durées de temps d'écho (TE,) des premières séquences d'écho de spin sont toutes égales entre elles. 10. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 9, caractérisé en ce que N vaut 4. Il. Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce qu'on réitère les étapes relatives à la deuxième image avec des suppléments de gradient orientés selon un autre axe pour élaborer une autre troisième image pour déterminer la nature des régions imagées.