FR 3111709 A1 20211224 FR 2006574 A 20200623 Selon un aspect, la présente description a pour objet un dispositif (110) d’homogénéisation d’un champ radiofréquence pour appareil d’imagerie par résonance magnétique, ledit champ radiofréquence comprenant un spectre centré sur une longueur d’onde donnée, le dispositif comprenant au moins une première piste métallique (112) continue d’une longueur totale d’environ 0,5 à environ 1,5 fois ladite longueur d’onde du champ radiofréquence, dans lequel ladite première piste métallique (112) occupe une surface comprenant une plus grande dimension comprise entre environ 5% et environ 15% de ladite longueur d’onde du champ radiofréquence. FIG. 1A Dispositif d’homogénéisation d’un champ radiofréquence pour l’imagerie par résonance magnétique La présente description concerne un dispositif d’homogénéisation d’un champ radiofréquence pour l’imagerie par résonance magnétique. La présente description concerne également un système et un procédé d’émission d’un champ radiofréquence utilisant un tel dispositif d’homogénéisation. Etat de la technique Les appareils d’imagerie par résonance magnétique (IRM) génèrent un champ magnétique principal statique au moyen d’aimants intenses et un champ radiofréquence (RF) d’excitation au moyen d’une ou plusieurs antennes d’émission. Le champ RF d’excitation pénètre dans un objet à imager (par exemple un corps humain ou une partie du corps humain) et interagit avec des noyaux atomiques (par exemple des protons) présents dans l’objet à imager afin de les exciter. Pour que cette interaction soit optimale, le champ RF d’excitation doit être résonant avec les noyaux atomiques ; pour ce faire, le champ RF d’excitation est émis à une fréquence particulière appelée fréquence de Larmor du noyau atomique utilisé. La fréquence de Larmor est une fonction croissante du champ magnétique principal ; ainsi, pour un proton (i.e. un noyau d’hydrogène), elle est d’environ 64 MHz dans un champ magnétique principal de 1,5 T tandis que pour un champ de 7 T elle est d’environ 300 MHz. En retournant à leur état d’équilibre, les noyaux atomiques émettent un signal RF qui est mesuré par l’appareil IRM et fournit les données nécessaires à la reconstitution d’une image de l’objet, appelée l’image IRM. On distingue notamment parmi les appareils IRM, les appareils « bas-champ » et « haut-champ » dont le champ magnétique principal est environ entre 1.5 T et 3 T et les appareils « ultra-haut champ » dont le champ magnétique principal peut atteindre environ 7 T et plus. L’utilisation de champs magnétiques très intenses permet une hausse importante du rapport signal à bruit (RSB) de la mesure du signal RF permettant de fournir les images IRM mais elle s’accompagne d’une augmentation de la fréquence de Larmor, et donc d’une diminution de la longueur d’onde requise pour le champ RF d’excitation. Les appareils cliniques bas-champ et haut-champ sont équipés d’une antenne dite antenne-corps pour transmettre le champ RF d’excitation aux noyaux atomiques que l’on souhaite étudier de façon assez homogène dans tout le corps. L’utilisation d’une antenne-corps n’est plus possible dans le cas des appareils IRM ultra-haut champ qui nécessitent des champs RF d’excitation dont la longueur d’onde est trop faible (11 cm dans le corps humain à 300 MHz) pour pouvoir être transmise de façon homogène dans tout le corps par une seule antenne. La stratégie consiste alors en général à utiliser des antennes dédiées à certaines parties du corps (que l’on dénommera antennes volumiques dans la présente description) ; par exemple, pour la tête, on pourra utiliser des antennes volumiques de type cage à oiseau (selon l’expression anglaise « birdcage »). Les antennes volumiques utilisées assurent alors la transmission du champ RF d’excitation nécessaires à la mesure dans des zones aux dimensions réduites. Malgré la réduction de la zone à imager, les problèmes d’inhomogénéité du champ RF d’excitation persistent en partie. Par ailleurs, les problèmes d’inhomogénéité du champ RF d’excitation surviennent également dans le cas de l’IRM haut champ appliqué au niveau du tronc (par exemple le thorax, l’abdomen ou le pelvis). Des exemples de dispositifs visant à améliorer l’homogénéité du champ RF d’excitation comprennent des coussins (pads en anglais) diélectriques insérés entre l’antenne volumique et la partie du corps à imager afin de redistribuer de façon plus homogène le champ RF d’excitation dans la partie du corps à imager. Comme divulgué dans Teeuwisse, W. M. et al. "Quantitative assessment of the effects of high‐permittivity pads in 7 Tesla MRI of the brain." Magnetic resonance in medicine 67.5 (2012) pp. 1285-1293 , de tels coussins diélectriques peuvent être réalisés à base d’un solvant (par exemple l’eau) et de particules de matériau à constante diélectrique plus élevée afin de les rendre plus fins et d’en améliorer le confort lors de leur utilisation. Cependant, un tel dispositif a une durée de vie courte du fait de l’évaporation de l’eau et de la sédimentation des particules. De plus, les manipulations qui résultent de leur utilisation régulière accélèrent la sédimentation, ce qui détériore rapidement les performances du coussin. La demande de brevet publiée EP 3 550 321 décrit un autre exemple de coussin diélectrique contenant un solvant polaire, un agent dispersant et un composé diélectrique afin de réduire le problème de la sédimentation des particules et d’améliorer la distribution des particules dans le coussin. Cependant ces coussins diélectriques présentent un encombrement qui complique leur utilisation lorsque peu de places est disponible entre la partie du corps à imager et l’antenne volumique. De plus le coussin présente un risque de se percer et de répandre ainsi les liquides qu’il contient sur le corps, ce qui peut entraîner un danger pour la santé. La présente description décrit des dispositifs alternatifs d’homogénéisation du champ RF d’excitation pour un appareil IRM permettant de remédier aux problèmes de l’état de l’art. Dans la présente description, le terme « comprendre » signifie la même chose que « inclure » ou « contenir », et est inclusif ou ouvert et n’exclut pas d’autres éléments non décrits ou représentés. En outre, dans la présente description, le terme « environ » ou « sensiblement » est synonyme de (signifie la même chose que) une marge inférieure et/ou supérieure de 10%, par exemple 5%, de la valeur respective. Selon un premier aspect, la présente description concerne un dispositif d’homogénéisation d’un champ radiofréquence pour appareil d’imagerie par résonance magnétique (IRM), ledit champ radiofréquence comprenant un spectre centré sur une longueur d’onde donnée, le dispositif comprenant au moins une première piste métallique continue d’une longueur totale d’environ 0,5 à environ 1,5 fois ladite longueur d’onde du champ radiofréquence, dans lequel ladite première piste métallique occupe une surface comprenant une plus grande dimension comprise entre environ 5% et environ 15% de la longueur d’onde du champ radiofréquence. Dans la présente description, on parlera aussi de la fréquence du champ radiofréquence correspondant à la longueur d’onde du champ radiofréquence, la fréquence du champ radiofréquence étant reliée à la longueur d’onde du champ radiofréquence par l’équation , où est la fréquence du champ radiofréquence, est la longueur d’onde du champ radiofréquence et c est la vitesse de la lumière dans le vide. Dans la présente description, la fréquence du champ radiofréquence est la fréquence de Larmor utilisée dans un appareil d’IRM. Selon la présente description, la surface « occupée » par une piste métallique est la surface d’une zone dans laquelle est inscrite la piste métallique, par exemple une zone rectangulaire ou une zone carrée. Les déposants ont montré que le dispositif selon la présente description permet de redistribuer le champ radiofréquence émis par une antenne volumique d’un appareil d’IRM et améliorer ainsi l’homogénéité de la répartition du champ radiofréquence dans une partie du corps à imager. Une meilleure homogénéité du champ radiofréquence permet d’obtenir des images IRM présentant un meilleur contraste. Les déposants ont aussi montré que le dispositif selon la présente description ne perturbe pas la réception du signal RF (généré par les noyaux atomiques dans la partie du corps à imager) par les canaux de réception d’un réseau d’antennes de surface d’un appareil d’IRM. Les déposants ont aussi montré que le dispositif selon la présente description n’augmente pas le niveau de champ radiofréquence à des niveaux dangereux pour le corps. Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, ladite première piste métallique occupe une surface comprenant une plus grande dimension comprise entre environ 5 cm et environ 15 cm. Cela permet avantageusement à ladite piste métallique de recouvrir une partie du corps humain comme une tête ou une zone pelvienne et de pouvoir homogénéiser le champ radiofréquence dans toute cette zone. Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, ladite première piste métallique est agencée selon un motif présentant une symétrie axiale. La symétrie axiale de la piste métallique confère au dispositif une propriété de dipôle électrique pouvant interagir avec une antenne volumique. Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, ladite première piste métallique est configurée pour former un dipôle électrique comprenant une fréquence propre strictement supérieure à la fréquence correspondant à ladite longueur d’onde dudit champ radiofréquence. Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, ladite fréquence propre est, en particulier, au moins deux fois supérieure à la fréquence correspondant à ladite longueur d’onde dudit champ radiofréquence. Cela permet au dispositif d’interagir avec le champ radiofréquence afin de l’homogénéiser sans être résonant avec ledit champ radiofréquence. Dans la présente description, la fréquence propre d’un dipôle électrique est entendue comme étant la fréquence du champ électromagnétique émis par ce dipôle lorsque ledit dipôle est en évolution libre. Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, ladite première piste métallique est agencée selon un motif comprenant une première courbe de Hilbert à l’ordre 3 et une deuxième courbe de Hilbert à l’ordre 3, lesdites première et deuxième courbe étant reliées entre elles. L’utilisation de courbes de Hilbert permet avantageusement de pouvoir replier la piste métallique d’une longueur totale donnée pour réduire l’espace bidimensionnel qu’elle occupe sur une surface, tout en conservant des propriétés de symétrie axiale utiles pour que la piste métallique forme un dipôle configuré pour interagir avec le champ radiofréquence. En particulier l’utilisation de courbes de Hilbert d’ordre 3 permet d’obtenir une piste métallique dont la longueur déroulée est entre environ 0,5 fois et environ 1,5 fois une longueur d’onde d’un champ radiofréquence utilisé dans un appareil IRM ultra-haut champ, par exemple une longueur d’onde de 100 cm à 7 T (ou de 240 cm à 3 T) et qui, une fois repliée, occupe une surface bidimensionnelle de dimension suffisante pour recouvrir une partie d’un corps à imager comme, par exemple, une tête ou des organes de la zone pelvienne. Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, les pistes métalliques peuvent être agencées selon un motif qui comprend des courbes de Hilbert d’ordre 4 ou d’autres ordres, ou des combinaisons de courbes de Hilbert de différents ordres. Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, le dispositif comprend en outre un substrat diélectrique, ladite première piste métallique étant agencée sur ledit substrat diélectrique. Cela permet de maintenir la structure mécanique de la piste métallique. Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, ledit substrat a une épaisseur comprise entre environ 10 micromètres et environ 1 mm. Cela permet de faciliter le placement du dispositif entre l’antenne volumique et la partie du corps à imager. Cela est particulièrement avantageux dans le cadre d’une utilisation dans un appareil IRM à 7 T, lorsque peu d’espace est disponible entre l’antenne volumique et la partie du corps. Une faible épaisseur du substrat permet avantageusement aussi de lui conférer un caractère souple facilitant l’adaptation de la forme du dispositif à la géométrie d’une partie du corps afin de placer le dispositif au plus près de ladite partie du corps, ce qui améliore l’amplitude du champ radiofréquence atteignant ladite partie du corps. Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, ledit substrat comprend un facteur de perte diélectrique faible à la fréquence du champ radiofréquence correspondant à la longueur d’onde du champ radiofréquence, de façon préférentielle inférieur à une valeur d’environ 0,05. Cela permet d’optimiser l’efficacité du dispositif en limitant l’absorption du champ radiofréquence par ledit substrat. Dans la présente description, le facteur de perte diélectrique (ou angle de perte) est une grandeur sans dimension qui a le sens connu de l’homme du métier dans le domaine des hyperfréquences. Pour un matériau diélectrique, il est environ égal au rapport entre la partie imaginaire et la partie réelle de la constante diélectrique complexe du matériau. Le facteur de perte diélectrique dépend en particulier de la fréquence du champ radiofréquence considérée. Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, le dispositif comprend en outre une deuxième piste métallique identique à ladite première piste métallique, disjointe de ladite première piste métallique, lesdites première piste métallique et deuxième piste métallique occupant une surface totale dont une plus grande dimension est comprise entre environ 5% et environ 15 % de la longueur d’onde du champ radiofréquence. La surface totale occupée par lesdites première piste métallique et deuxième piste métallique est plus grande que la surface occupée par une seule desdites pistes métalliques. Pour autant, une plus grande dimension de la surface occupée par lesdites première piste métallique et deuxième piste métallique est identique à une plus grande dimension de la surface occupée par une seule piste métallique. Cela permet d’occuper, avec lesdites pistes métalliques, une surface plus grande qu’avec une seule piste métallique, sans pour autant changer la longueur déroulée et les propriétés de dipôle électrique de chaque piste métallique. Selon un deuxième aspect, la présente description concerne un système d’émission d’un champ radiofréquence pour un appareil d’imagerie par résonance magnétique comprenant : une antenne volumique configurée pour émettre un champ radiofréquence comprenant un spectre centré sur une longueur d’onde donnée, ladite antenne volumique étant configurée pour être placée autour d’une partie d’un corps à imager ; et un dispositif d’homogénéisation selon le premier aspect de la présente description, configuré pour être agencé entre ladite antenne volumique et ladite partie du corps à imager. Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, le dispositif d’homogénéisation peut en particulier être agencé dans l’antenne volumique et au contact de ladite partie du corps à imager. Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, la partie du corps à imager est le cerveau ou une zone du cerveau ; la fréquence correspondant à ladite longueur d’onde du champ radiofréquence est environ 300 MHz. La piste métallique occupe alors par exemple une surface de forme rectangulaire comprenant des côtés de longueurs comprises entre environ 5 cm et environ 15 cm. Selon un troisième aspect, la présente description concerne un procédé d’émission d’un champ radiofréquence pour l’imagerie par résonance magnétique d’une partie du corps comprenant : l’émission, par une antenne volumique, d’un champ radiofréquence comprenant un spectre centré sur une longueur d’onde donnée ; et l’homogénéisation dudit champ radiofréquence au moyen d’un dispositif d’homogénéisation selon le premier aspect agencé entre l’antenne volumique et ladite partie du corps à imager. Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, le dispositif d’homogénéisation selon le premier aspect de la présente description est agencé dans l’antenne volumique et au contact d’une partie d’un corps à imager. Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, l’homogénéisation dudit champ radiofréquence est réalisé par l’agencement, en outre, d’un deuxième dispositif selon le premier aspect, les deux dispositifs étant placés de part et d’autre de la partie du corps à imager. Cela permet d’augmenter l’homogénéité de la répartition du champ radiofréquence dans deux zones différentes d’une partie d’un corps à imager, par exemple les lobes temporaux d’un cerveau ou deux zones de l’abdomen. Brève description des figures D’autres avantages et caractéristiques de l’invention apparaîtront à la lecture de la description, illustrée par les figures suivantes : , représente un premier exemple d’un dispositif selon la présente description ; , représente un deuxième exemple d’un dispositif selon la présente description ; , représente des exemples de courbes de Hilbert à différents ordres utilisées dans des dispositifs selon la présente description ; , représente des résultats de simulation montrant la répartition du champ radiofréquence d’excitation avec un exemple de dispositif selon la présente description ; , représente des résultats expérimentaux montrant la répartition du champ radiofréquence d’excitation avec un exemple de dispositif mettant en œuvre une configuration unilatérale, selon la présente description ; , représente des résultats expérimentaux montrant la répartition du champ radiofréquence d’excitation avec un exemple de dispositif mettant en œuvre une configuration bilatérale, selon la présente description ; , représente des résultats expérimentaux montrant la répartition du signal RF avec un exemple de dispositif mettant en œuvre une configuration unilatérale, selon la présente description ; , représente des résultats expérimentaux montrant la répartition du signal RF avec un exemple de dispositif mettant en œuvre une configuration bilatérale, selon la présente description ; , représente un exemple de système d’émission d’un champ radiofréquence selon la présente description. Description détaillée de l’invention Sur les figures, certains éléments ne sont pas représentés à l'échelle pour une meilleure visibilité. Les Figs. 1A et 1B illustrent des exemples de dispositifs 110, 120 selon la présente description et la Fig. 8 illustre un exemple de système d’émission 800 d’un champ radiofréquence (RF) pour appareil d’imagerie par résonance magnétique (IRM) selon la présente description, dans lequel un dispositif selon la présente description peut être utilisé, par exemple un dispositif tel qu’illustré sur les Figs. 1A, 1B. Sur les Figs. 1A, 1B, une tête 810 est représentée schématiquement pour montrer le positionnement et l’ordre de grandeurs des dimensions du dispositif par rapport aux parties du corps. De façon générale, comme cela est illustré sur la Fig. 8, des systèmes d’émission 800 selon la présente description comprennent une antenne volumique 830 d’émission d’un champ RF et un ou plusieurs dispositifs 110 d’homogénéisation du champ RF. De tels systèmes 800 sont configurés pour s’adapter autour d’une partie 810 d’un corps à imager et pour émettre, dans cette partie du corps, un champ RF homogène à une fréquence donnée afin d’y exciter des noyaux atomiques. La partie du corps à imager peut éventuellement être disposée sur un support 870 autour duquel l’antenne volumique 830 vient se placer. Le placement peut être effectué par coulissement de l’antenne volumique 830 le long d’une glissière de placement 850. La fréquence du champ RF utilisée pour exciter les noyaux atomiques de la partie du corps à imager, appelée fréquence de Larmor, dépend du type de noyaux atomiques à exciter et du champ magnétique principal de l’appareil IRM. La fréquence de Larmor peut être, par exemple, d’environ 300 MHz dans le cas de noyaux d’atomes d’hydrogène dans un champ magnétique principal d’environ 7 T. La longueur d’onde du champ RF utilisé peut donc être par exemple, d’environ 1 m. La Fig. 1A illustre un premier exemple d’un dispositif d’homogénéisation 110 d’un champ radiofréquence selon la présente description, également appelé « coussins d’homogénéisation » du champ RF. Le dispositif 110 comprend dans cet exemple une piste métallique 112 agencée sur un substrat 118. Comme cela sera décrit plus en détails par la suite, la piste métallique 112 est agencée selon un motif comprenant une première courbe 115 et une deuxième courbe 117 reliées entre elles en un point de liaison 119. La piste métallique 112 est continue, d’une longueur comprise entre environ 0,5 fois et environ 1,5 fois la longueur d’onde du champ RF utilisé par l’appareil d’IRM. En pratique, on cherchera à ce que la piste métallique 112 occupe une surface suffisante pour recouvrir la partie 810 du corps à imager. Ainsi, selon des modes de réalisation, la surface occupée par la piste métallique a une plus grande dimension comprise entre environ 5% et 15% de la longueur d’onde du champ RF. Cette dimension permet en particulier que la surface puisse recouvrir la partie du corps à imager comme, par exemple, une zone du cerveau ou une zone pelvienne . En particulier, dans les cas de l’application du dispositif à l’IRM du cerveau, lesdites dimensions permettent de garantir une efficacité du dispositif au niveau des lobes latéraux ou temporaux, qui sont des zones dans lequel le champ RF est en général peu présent lorsqu’une antenne birdcage est utilisée sans coussin d’homogénéisation. Dans certains cas, il peut être nécessaire d’imager une zone plus grande que la surface recouverte par une seule piste métallique. La Fig. 1B illustre ainsi un deuxième exemple d’un dispositif d’homogénéisation 120 d’un champ radiofréquence selon la présente description. Le dispositif 120 comprend dans cet exemple deux pistes métallique 122, 124 agencées sur un substrat 128. Dans cet exemple, les pistes métalliques 122, 124 sont identiques. Plus précisément dans cet exemple, chacune des deux pistes métalliques 122, 124 du dispositif 120 à structure double a une géométrie identique à la piste métallique 112 du dispositif 110 à structure simple. Les deux pistes métalliques 122, 124 occupent dans cet exemple une surface totale d’une longueur d’environ 5% à environ 15% la longueur d’onde du champ RF et d’une largeur d’environ 5% à environ 15 % la longueur d’onde du champ RF. Ainsi dans cet exemple, la surface totale occupée par les pistes métalliques a une forme carrée tandis que la surface occupée par une seule piste métallique a une forme rectangulaire. La forme carrée de la surface totale occupée par les pistes 122, 124 est avantageuse en ce qu’elle permet d’acquérir une image IRM d’une partie du corps de taille plus grande que ce qu’il est possible d’acquérir avec une seule piste métallique 112. Selon des exemples de réalisation, chacune des pistes métalliques 112 (Fig. 1A) ou 122, 124 (Fig. 1B) est agencée selon un motif présentant une symétrie axiale. La symétrie axiale de la piste métallique confère au dispositif une propriété de dipôle électrique pouvant interagir avec une antenne volumique. Selon des exemples de réalisation, le substrat 118, 128 sur lequel sont imprimées respectivement la piste métallique 112 ou les pistes métalliques 122, 124, est un matériau utilisé pour la fabrication de circuit imprimé comme du FR-4 (abréviation de l'anglais Flame Resistant 4). Le substrat 118, 128 a des dimensions suffisantes pour contenir une à deux pistes métalliques selon la structure simple ou double du dispositif 110, 120 utilisé. Le substrat 118, 128 a une épaisseur suffisamment fine pour permettre au dispositif d’être placé facilement entre l’antenne volumique 830 et la partie du corps 810 à imager. Cette épaisseur peut être comprise entre environ 10 microns et environ 1 mm. Le substrat comprend un matériau diélectrique avec un faible facteur de perte diélectrique, de préférence inférieur à environ 0,05. Il s’agit de la valeur du facteur de perte diélectrique évalué à la fréquence du champ RF utilisé. Selon la présente description, des modes de réalisation du dispositif sont destinés à une utilisation pour l’imagerie du cerveau. Les dispositifs sont donc destinés à être placés entre une antenne ou les parois d’une antenne, par exemple de type birdcage, et une tête à imager. Une faible épaisseur des dispositifs d’homogénéisation permet avantageusement de placer les antennes 830 (Fig. 8) au plus près de la tête à imager, par exemple à environ un mm ou environ quelques mm, afin d’améliorer le contraste de l’image IRM. Cela peut aussi conférer au dispositif un caractère souple qui permet de conformer le dispositif à la géométrie d’une partie du corps à imager. Le déposant a montré que la piste métallique d’un dispositif d’homogénéisation selon la présente description peut être agencée selon un motif comprenant une courbe de Hilbert. La Fig. 2 représente ainsi des exemples de courbes de Hilbert à différents ordres pouvant être utilisées dans des dispositifs selon la présente description. Plus précisément, la Fig. 2 présente une illustration de courbes 210, 220, 230, 240, 250 à géométrie fractale de Hilbert (ou courbes de Hilbert) à différents ordres n , selon leur définition mathématique. Pour une longueur totale de piste donnée, il est possible d’utiliser des courbes de Hilbert de différents ordres. En particulier, plus l’ordre des courbes de Hilbert utilisées est élevé, plus la piste est repliée et plus les dimensions de l’espace bidimensionnel occupé par la piste sont réduites. Dans le contexte de l’invention, l’utilisation d’une géométrie du type de la courbe de Hilbert permet en pratique de replier une piste métallique d’une longueur totale donnée pour réduire l’espace bidimensionnel qu’elle occupe sur une surface, tout en conservant la même longueur totale (longueur déroulée). Ceci permet en particulier à une piste métallique selon un mode de réalisation de l’invention de pouvoir interagir avec des antennes volumiques émettant des champs RF d’une longueur d’onde supérieure aux dimensions de la surface occupée par la piste métallique. Ainsi, dans l’exemple du dispositif 110 représenté sur la Fig. 1A, chacune des deux courbes de Hilbert 115, 117 est une courbe de Hilbert d’ordre 3, donc similaire à la courbe 230 présentée à la Fig. 2. Selon l’exemple de la Fig. 1A, le dispositif est un coussin à structure simple 110 comprenant une seule piste métallique 112 agencée selon un motif comprenant deux courbes de Hilbert d’ordre 3 reliées au point de liaison 119. Comme il est visible sur la Fig. 1B, les pistes métalliques 122, 124 forment un ensemble structurellement différent d’une courbe de Hilbert d’ordre n =4 comme la courbe 240 (Fig. 2), car les deux pistes métalliques 122, 124 sont disjointes. Cependant, selon des modes de réalisation de l’invention, les pistes métalliques peuvent être agencées selon un motif qui comprend des courbes de Hilbert d’ordre 4 ou d’autres ordres, ou des combinaisons de courbes de Hilbert de différents ordres. Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, ladite première piste métallique est configurée pour former un dipôle électrique comprenant une fréquence propre strictement supérieure à une fréquence de Larmor utilisée par un appareil d’IRM (par exemple 300 MHz pour un appareil IRM ultra-haut champ à 7 T ou 125 MHz pour un appareil IRM haut champ à 3 T). Cela permet à la piste métallique d’avoir une fréquence propre strictement supérieure à la fréquence du champ RF utilisé dans un appareil d’IRM. De cette manière le dispositif peut interagir avec le champ RF afin de l’homogénéiser sans être résonant avec ce champ. En particulier, les déposants ont observé que la présence du corps humain près du dipôle électrique formé par la piste métallique du dispositif selon la présente description tend à diminuer la fréquence propre du dipôle électrique. Il est donc avantageux de configurer la piste métallique pour que le dipôle électrique ait une fréquence propre initialement supérieure à la fréquence du champ RF utilisé afin d’éviter que la présence du corps humain ne rende ladite fréquence propre inférieure à ladite fréquence du champ RF lors de l’utilisation du dispositif. Dans le cas où le dispositif comprend deux pistes métalliques 122, 124, chacune desdites deux pistes métalliques 122, 124 est configurée pour former un dipôle électrique comprenant une fréquence propre strictement supérieure à une fréquence de Larmor utilisée par un appareil d’IRM (par exemple 300 MHz pour un appareil IRM ultra-haut champ à 7 T ou 125 MHz pour un appareil IRM haut champ à 3 T). La Fig. 3 présente des résultats de simulation montrant la répartition du champ RF d’excitation avec un exemple de dispositif selon la présente description. En particulier, les simulations modélisent la répartition d’un champ RF de fréquence 300 MHz (correspondant à celui utilisé dans les appareils d’IRM ultra-haut champ à 7 T) dans le cas d’une utilisation pour l’imagerie d’un cerveau. Les simulations utilisent les paramètres d’une antenne de type birdcage constituée de 16 barreaux métalliques, pour un diamètre total d’environ 26 cm et une hauteur totale d’environ 24 cm. Le modèle de tête utilisé est un modèle fantôme SAM (selon l’acronyme anglais de « Specific Anthropomorphic Mannequin ») classiquement utilisé dans ce type de simulation. Le modèle SAM est un mannequin qui présente des propriétés standardisées proches de celles du corps humain (permittivité diélectrique : ε r =42, conductivité électrique : 0.99 S/m et masse volumique 1000 kg/m 3 ). Les simulations sont faites avec le logiciel de simulation CST Microwave Studio ® pour évaluer la répartition du champ magnétique RF ainsi que le débit d’absorption spécifique (DAS). Le DAS (exprimé W/kg) quantifie la quantité de puissance électromagnétique absorbée par les tissus du corps humain, qui est par la suite dissipée sous forme de chaleur. Cette grandeur est typiquement utilisée par l’homme du métier pour évaluer des critères de sécurité de l’utilisation d’appareils à rayonnement pour un patient. La Fig. 3 présente en particulier des simulations de la répartition du champ RF dans un cerveau dans trois cas : sans coussin d’homogénéisation (configuration de référence 310) ; avec un unique coussin d’homogénéisation, dans cet exemple un coussin 110 tel qu’illustré sur la Fig. 1A, placé d’un seul côté du cerveau (configuration unilatérale 320) ; et avec deux coussins d’homogénéisation 110a, 110b, dans cette configuration deux coussins 110 tels qu’illustrés sur la Fig. 1A, placés de chaque côté du cerveau (configuration bilatérale 330). Les coussins utilisés dans les simulations sont en particulier des coussins avec une piste métallique occupant une surface dont la longueur est 10,4 cm et la largeur est 4,8 cm. Pour chacune des trois configurations, il est représenté le plan coronal médian en haut (312, 322, 332) et le plan sagittal médian en bas (314, 324, 334). Les zones délimitées par un trait noir (par exemple les zones d’intérêt 316 et 318) indiquent des zones d’intérêt correspondant à différentes régions du cerveau. Les zones représentées par les flèches 311, 313 indiquent un exemple de zones d’ombre dans lesquelles le champ RF est très faible du fait d’un manque d’homogénéité du champ RF. Selon un ou plusieurs modes de réalisation, le dispositif de l‘invention vise à éliminer ces zones d’ombre en homogénéisant la répartition du champ RF dans l’ensemble de la partie du corps à imager. La Fig. 3 montre que l’ajout d’un coussin d’homogénéisation selon la présente description permet d’éliminer les zones d’ombre dans le cerveau en réintroduisant du signal par homogénéisation du champ RF d’excitation. De plus, l’homogénéité du champ RF dans la zone du cervelet n’est pas trop affectée par la présence des coussins. Cet aspect est remarquable en ce qu’il diffère des coussins connus de l’état de l’art, basés sur des matériaux diélectriques. Les résultats des moyennes statistiques des valeurs du champ RF dans différentes zones du cerveau pour différentes configurations du dispositif sont rassemblées dans la Table 1 ci-dessous. Ils montrent une nette amélioration de la valeur moyenne de l’amplitude du champ RF dans les zones temporales (+16% pour la configuration unilatérale et + 10% pour la configuration bilatérale) ainsi qu’une réduction de l’écart-type de l’amplitudes du champ RF. La réduction de l’écart-type dans la zone arrière est de -10%, ce qui est acceptable vis-à-vis des autres solutions connues de l’état de l’art, par exemple les coussins diélectriques divulgués dans la demande de brevet publiée EP 3 550 321. Le logiciel de simulation CST Microwave Studio ® permet également de réaliser un bilan de puissance absorbée dans le cerveau du modèle fantôme. La grandeur d’intérêt est le débit d’absorption spécifique (DAS) dont on peut prendre la valeur moyennée sur un volume entier d’une partie du corps (valeur globale) ou la valeur maximale dans des volumes équivalents à 10 g de tissu (valeur locale). La table 2 ci-dessous rassemble les résultats de DAS simulés pour différentes configurations du dispositif selon des modes de réalisation de l’invention. Les résultats de la table 2 montrent une augmentation de 60% du DAS local dans le cas de la configuration bilatérale. Cet effet peut être contrebalancé par une légère augmentation de la distance entre le dispositif et la tête, typiquement inférieur ou égale à environ 1 cm. Il s’agit d’un compromis entre augmentation du signal dans les zones d’ombre et DAS local. La table 2 ci-dessous montre que le DAS local pour l’imagerie du cerveau reste faible, même avec la proximité de l’antenne et des zones imagées. Des tests expérimentaux montrant l’effet du dispositif sur la répartition d’un champ RF de fréquence 300 MHz dans le cadre de l’IRM du cerveau ont également été effectués par les déposants pour vérifier la fonction d’homogénéisation du dispositif selon la présente description. Dans ces tests expérimentaux, l’antenne utilisée est une antenne birdcage du modèle « 1T/32R » commercialisée par Nova Medical ® , c’est-à-dire une antenne en quadrature avec 1 canal d’émission et un réseau de réception comprenant 32 boucles qui est adaptée à l’imagerie du cerveau par un appareil IRM ultra-haut champ à 7 T. Le modèle utilisé pour le cerveau est une tête d’un mannequin anthropomorphique (modèle SAM / Speag ® ) avec des propriétés électromagnétiques proches du corps humains (permittivité diélectrique : ε r =45.3, conductivité électrique : 0.87 S/m). La Fig. 4 des résultats expérimentaux montrant la répartition du champ RF d’excitation avec un exemple de dispositif mettant en œuvre une configuration unilatérale, selon la présente description. En particulier, la Fig. 4 présente des résultats de mesure de l’angle de bascule (grandeur proportionnelle à l’amplitude du champ RF) dans le modèle fantôme de cerveau décrit ci-dessus pour différentes configurations de mesure : sans coussin d’homogénéisation (configuration de référence 410), avec un coussin d’homogénéisation selon la présente description en configuration unilatérale 420, ainsi qu’une comparaison 430 entre ces deux configurations représentant le gain relatif de signal entre les deux configurations. Pour chaque configuration de mesure, les résultats sont présentés selon une coupe sagittale (412, 422, 432), une coupe axiale (414, 424, 434), et une coupe coronale (416, 426, 436). Le coussin utilisé ici est un dispositif à structure double, comme illustré par exemple sur la Fig. 1B, placé d’un côté du cerveau. Les résultats montrent un effet très positif du dispositif sur l’amplitude du champ RF (+10% à +30% d’augmentation de l’angle de bascule) au niveau de la zone temporale droite du cerveau (cela est visible sur les coupes 434, 436). On remarque également sur la coupe sagittale (432) que le dispositif n’introduit pas de pertes de champ RF à l’arrière du cerveau. La Fig. 5 présente des résultats expérimentaux montrant la répartition du champ RF d’excitation avec un exemple de dispositif mettant en œuvre une configuration bilatérale, selon la présente description. En particulier, la Fig. 5 présente des résultats de mesure de l’angle de bascule dans le modèle fantôme de cerveau décrit ci-dessus pour différentes configurations de mesure : sans coussin d’homogénéisation 510, avec des coussins d’homogénéisation en configuration bilatérale 520 selon la présente description ainsi qu’une comparaison 530 entre ces deux configurations. Les coussins utilisés sont dans ce cas un ensemble de deux dispositifs 110a, 110b à structure simple selon la présente description, placés de part et d’autre du cerveau. Les positions des coussins par rapport à la tête sont représentées schématiquement par deux rectangles noirs 590, 591. Pour chaque configuration de mesure, les résultats sont présentés selon une coupe sagittale 512, 522, 532, et trois coupes axiales (coupe A : 514, 524, 534 ; coupe B : 516, 526, 536 et coupe C : 518, 528, 538) correspondant à des plans (A, B et C) indiqués en pointillés sur la vue sagittale 512 en haut à gauche. Les résultats présentés sur la Fig. 5 montrent un effet très positif (+10% à +30% d’augmentation de l’angle de bascule) au niveau des deux zones temporales du cerveau (551, 552, 561, 562). La coupe sagittale 532 de la Fig. 5 montre en particulier que le dispositif introduit une amélioration de l’homogénéité du champ RF en réintroduisant du champ RF à l’arrière du cerveau. La Fig. 6 présente des résultats expérimentaux montrant la répartition du signal RF avec un exemple de dispositif mettant en œuvre une configuration unilatérale, selon la présente description. En particulier, la Fig. 6 présente des résultats de mesure de l’angle de bascule lors d’une séquence d’écho de gradient dans le modèle fantôme de cerveau décrit ci-dessus pour différentes configurations de mesure : sans coussin d’homogénéisation (configuration de référence 610), avec un coussin d’homogénéisation du type du coussin 110 représenté sur la Fig. 1A (configuration unilatérale 620) ainsi qu’une comparaison entre ces deux configurations 630. L’écho de gradient est une séquence d’impulsions de champ RF et de gradients de champ magnétique principal habituellement utilisée en IRM, le dispositif selon la présente description n’est cependant pas limité à une utilisation dans le cadre d’une séquence particulière. Les résultats de la Fig. 6 montrent que le dispositif de l’invention ne perturbe pas la réception du signal RF par les canaux de réception de l’antenne birdcage dans le cas d’une séquence d’écho de gradient. Pour chaque configuration de mesure, les résultats sont présentés selon une coupe sagittale 612, 622, 632, une coupe axiale 614, 624, 634, et une coupe coronale 616, 626, 636. La Fig. 6 montre que la présence d’un dispositif améliore le signal RF obtenu lors de la séquence standard. En particulier, il est visible que les comparaisons 630 présentées à la Fig. 6 sont proches des comparaisons 430 présentées à la Fig. 4, ce qui confirme que la présence d’un exemple de dispositif à structure double 120 selon la présente description, placé d’un côté du cerveau, ne perturbe pas la réception du signal RF par les canaux de réception l’antenne birdcage. De la même manière, la Fig. 7 présente des résultats de mesure de l’angle de bascule lors d’une séquence d’écho de gradient dans un modèle fantôme de cerveau pour différentes configurations de mesure : sans coussin d’homogénéisation (configuration de référence 710), avec deux coussins d’homogénéisation 110a, 110b (configuration bilatérale 720) ainsi qu’une comparaison 730 entre ces deux configurations. Dans cet exemple, chaque coussin 110a, 110b est un coussin du type illustré sur la Fig. 1A. Pour chaque configuration de mesure, les résultats sont présentés selon une coupe sagittale 712, 722, 732, et trois coupes axiales (coupe A : 714, 724, 734 ; coupe B : 716, 726, 736 et coupe C : 718, 728, 738) correspondant à des plans (A, B et C) indiqués en pointillés sur la vue sagittale 712 en haut à gauche. La Fig. 7 confirme que la présence des deux coussins placés de part et d’autre du cerveau ne perturbe pas la réception du signal RF par les canaux de réception de l’antenne birdcage. Bien que décrits à travers un certain nombre d’exemples de réalisation, les dispositifs d’homogénéisation d’un champ RF d’un appareil IRM selon la présente description comprennent différentes variantes, modifications et perfectionnements qui apparaîtront de façon évidente à l’homme de l’art, étant entendu que ces différentes variantes, modifications et perfectionnements font partie de la portée de l’invention telle que définie par les revendications qui suivent. Dispositif d’homogénéisation d’un champ radiofréquence pour appareil d’imagerie par résonance magnétique, ledit champ radiofréquence comprenant un spectre centré sur une longueur d’onde donnée, le dispositif comprenant : - au moins une première piste métallique (112) continue d’une longueur totale d’environ 0,5 à environ 1,5 fois ladite longueur d’onde du champ radiofréquence ; dans lequel : - ladite première piste métallique (112) occupe une surface comprenant une plus grande dimension comprise entre environ 5% et environ 15% de ladite longueur d’onde du champ radiofréquence. Dispositif selon la revendication 1, dans lequel ladite première piste métallique (112) est agencée selon un motif présentant une symétrie axiale. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel ladite première piste métallique (112) est configurée pour former un dipôle électrique comprenant une fréquence propre strictement supérieure à la fréquence correspondant à ladite longueur d’onde du champ radiofréquence. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel ladite première piste métallique (112) est agencée selon un motif comprenant une première courbe de Hilbert à l’ordre 3 (115) et une deuxième courbe de Hilbert à l’ordre 3 (117) reliées entre elles. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel ladite première piste métallique (112) occupe une surface comprenant une plus grande dimension comprise entre environ 5 cm et environ 15 cm. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, comprenant en outre un substrat diélectrique (118), ladite première piste métallique (112) étant agencée sur ledit substrat diélectrique (118). Dispositif selon la revendication 6, dans lequel ledit substrat (118) a une épaisseur comprise entre environ 10 micromètres et environ 1 mm. Dispositif selon l’une quelconque des revendications 6 à 7, dans lequel ledit substrat (118) comprend un facteur de perte diélectrique, évalué à la fréquence correspondant à ladite longueur d’onde du champ radiofréquence, inférieur à environ 0,05. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, comprenant en outre une deuxième piste métallique (122) identique à ladite première piste métallique (124), disjointe de ladite première piste métallique (124), lesdites première piste métallique (124) et deuxième piste métallique (122) occupant une surface totale dont une plus grande dimension est comprise entre environ 5% et environ 15% de ladite longueur d’onde du champ radiofréquence. Système d’émission d’un champ radiofréquence pour un appareil d’imagerie par résonance magnétique comprenant : - une antenne volumique (830) configurée pour émettre un champ radiofréquence comprenant un spectre centré sur une longueur d’onde donnée, ladite antenne volumique (830) étant configurée pour être placée autour d’une partie (810) d’un corps à imager ; et - un dispositif (110) d’homogénéisation selon l’une quelconque des revendications 1 à 9 configuré pour être agencé entre ladite antenne volumique et ladite partie du corps à imager . Système d’émission selon la revendication 10, dans lequel la partie (810) du corps à imager est le cerveau ou une zone du cerveau. Procédé d’émission d’un champ radiofréquence pour l’imagerie par résonance magnétique d’une partie du corps comprenant : - l’émission, par une antenne volumique (830), d’un champ radiofréquence comprenant un spectre centré sur une longueur d’onde donnée ; et - l’homogénéisation dudit champ radiofréquence au moyen d’un dispositif (110) d’homogénéisation selon l’une quelconque des revendications 1 à 9 agencé entre l’antenne volumique (830) et la partie (810) du corps à imager. Procédé d’émission d’un champ radiofréquence pour l’imagerie par résonance magnétique selon la revendication 12, dans lequel l’homogénéisation dudit champ radiofréquence est réalisé par l’agencement, en outre, d’un deuxième dispositif selon l’une quelconque des revendications 1 à 9, les deux dispositifs (110) étant placés de part et d’autre de la partie du corps à imager.