Pendant des années, l'accès aux images des études par résonance magnétique était limité au radiologue chargé du rapport, les cliniciens les voyant brièvement lors des réunions de l'équipe multidisciplinaire. Cette situation a maintenant changé, en grande partie grâce à l'introduction du système d'archivage et de communication des images.
Cours : Principes Physique Et Technique IRM Module: IRM Physique Appliquée Manipulateur en Radiologie 3 eme Année Semestre 5 Paramédical Plus fréquemment, les cliniciens examinent l'IRM avant de demander l'avis d'un spécialiste en radiologie. Cependant, la connaissance des principes physiques de base qui sous-tendent l'acquisition de l'IRM est fondamentale pour l'interprétation des images. Le système MR comprend deux groupes principaux d'équipements. Le premier est le centre de contrôle, qui est placé là où l'opérateur est assis. Le centre de contrôle abrite l'ordinateur "hôte" avec son interface utilisateur graphique. L'électronique associée et les amplificateurs de puissance sont généralement situés dans une pièce adjacente et sont reliés au deuxième groupe d'équipements. Ce deuxième groupe d'équipements est logé dans la machine dans laquelle se trouve le patient. Il contient les parties du système RM qui génèrent et reçoivent le signal RM et comprend un ensemble de bobines d'aimant principal, trois bobines de gradient, des bobines de cale et une bobine émettrice de radiofréquence (RF) intégrée1 . En raison de l'utilisation nécessaire d'ondes électromagnétiques RF ou d'ondes radio (voir ci-dessous), la pièce qui contient ce deuxième ensemble d'équipements doit empêcher les sources potentielles de bruit électromagnétique d'entrer et ses propres RF de sortir. Pour ce faire, l'aimant et ses bobines associées sont enfermés dans une salle d'examen spéciale, recouverte de cuivre, formant ce que la communauté des physiciens appelle un bouclier de Faraday. Rappelez-vous les principes des équations de Maxwell qui indiquent que lorsqu'un courant électrique circule dans un fil, un champ magnétique est induit autour du fil. La résistance au passage du courant électrique peut être réduite à un niveau négligeable si un conducteur métallique spécial est fortement refroidi. Dans cette situation, la résistance réduite permet d'utiliser des courants électriques élevés pour produire des champs magnétiques très puissants, avec une faible disposition de la chaleur. Ce principe est employé dans la génération d'aimants supraconducteurs : le type d'aimant généralement utilisé dans les systèmes de RM cliniques. Les bobines de l'aimant principal, faites d'un alliage métallique supraconducteur, sont refroidies (près du zéro absolu, ∼4°K ou -269°C) à l'aide d'hélium liquide cryogénique coûteux. Les bobines de l'aimant principal génèrent un champ magnétique fort et constant (B0) auquel le patient est exposé. L'intensité du champ magnétique est mesurée en unités de Tesla (T). Un Tesla équivaut à environ 20 000 fois le champ magnétique terrestre. Actuellement, la plupart des systèmes de RM cliniques sont supraconducteurs et fonctionnent à 1,5 T ou 3 T. Des intensités de champ atteignant 9,4 T ont été utilisées en imagerie humaine, mais généralement dans le cadre de la recherche. Le système de RM utilise un ensemble de coordonnées pour définir la direction du champ magnétique. Les bobines de gradient représentant les trois directions orthogonales (x, y et z) sont concentriques les unes aux autres dans l'aimant principal. Elles ne sont pas surfondues et fonctionnent à une température relativement proche de la température ambiante. Chaque bobine de gradient est capable de générer un champ magnétique dans la même direction que B0, mais avec une intensité qui change avec la position le long des directions x, y ou z, selon la bobine de gradient utilisée. Le champ magnétique généré par les bobines de gradient est superposé à B0 de sorte que l'intensité du champ magnétique principal varie dans la direction du champ de gradient appliqué. Les bobines RF, ainsi nommées parce que la fréquence de l'énergie électromagnétique qu'elles génèrent se situe dans la gamme des mégahertz, sont montées à l'intérieur des bobines de gradient et sont concentriques à celles-ci et entre elles. Elles peuvent être considérées comme l'antenne du système d'IRM et ont donc deux fonctions principales : transmettre l'énergie RF au tissu concerné et recevoir le signal RF induit en retour du tissu concerné. Certaines bobines RF jouent le double rôle de transmission et de réception de l'énergie RF, tandis que d'autres ne font que transmettre ou recevoir. Pour la neuro-imagerie, une bobine réceptrice RF distincte, adaptée pour maximiser le signal provenant du cerveau, est généralement appliquée autour de la tête du patient pour détecter les signaux RM émis. Le champ RF est également appelé champ B1. Lorsqu'il est activé, le champ B1 se combine avec le champ B0 pour générer des signaux RM qui sont localisés dans l'espace et codés par les champs magnétiques de gradient pour créer une IRM. Le signal de sortie capté par la bobine réceptrice est numérisé puis envoyé à un processeur informatique de reconstruction pour produire l'image après une manipulation mathématique complexe. La localisation du signal RM nécessite une bonne homogénéité du champ magnétique local. En d'autres termes, plus le champ magnétique est uniforme, mieux c'est. Cependant, le placement d'un objet (y compris un patient) dans le champ B0 principal crée des effets de susceptibilité locale et réduit l'homogénéité. Le shimming désigne les ajustements apportés à l'aimant pour améliorer son homogénéité. Le shimming peut être passif ou actif. Le calage passif est réalisé pendant l'installation de l'aimant en plaçant des feuilles ou des petites pièces de métal à certains endroits du bord de l'alésage de l'aimant (près de l'endroit où se trouvent les bobines RF et de gradient). Le calage actif fournit une correction de champ supplémentaire autour d'un objet d'intérêt grâce à l'utilisation de bobines de calage, qui sont activées par des courants électriques contrôlés par l'ordinateur hôte, sous la direction du logiciel d'application du scanner et de l'opérateur. L'homogénéité et donc la variation de B0 sont exprimées en parties par million (ppm), c'est-à-dire en fraction, du champ magnétique statique sur un volume sphérique spécifié. Pour un système de 1 T avec une homogénéité de 1 ppm sur 40 cm, deux points situés à 20 cm de l'isocentre ne diffèrent pas de plus de 0,000001 T Origine du signal RM : protons et "petits barreaux magnétiques". L'origine principale du signal RM utilisé pour générer presque toutes les images cliniques provient des noyaux d'hydrogène. Les noyaux d'hydrogène sont constitués d'un seul proton qui porte une charge électrique positive. Le proton tourne constamment et la charge positive tourne donc avec lui. Rappelons qu'une charge électrique en mouvement est appelée un courant et qu'un courant électrique génère un champ magnétique. Ainsi, les protons ont leur propre champ magnétique et se comportent comme de petits barreaux aimantés. Le champ magnétique de chaque proton est appelé moment magnétique. Les moments magnétiques sont normalement orientés de manière aléatoire. Cependant, lorsqu'un champ magnétique externe (B0) est appliqué, ils s'alignent soit avec (parallèle) soit contre (antiparallèle) le champ externe. L'état d'alignement préféré est celui qui nécessite le moins d'énergie, c'est-à-dire parallèle à B0. Par conséquent, plus de protons s'alignent avec B0 que contre lui. La différence dans le nombre de protons s'alignant parallèlement et antiparallèlement à B0 est généralement très faible, mais dépend finalement de la force de B0 ainsi que de la température de l'échantillon. À titre d'estimation approximative, pour environ 10 millions de protons alignés parallèlement à B0, il y a environ 10 000 007 protons alignés antiparallèlement au champ magnétique externe5. Lorsqu'il est placé dans un champ magnétique statique externe, l'effet global sur un groupe de protons (qui sont individuellement alignés parallèlement ou antiparallèlement à B0) signifie que le groupe de spins se déplace classiquement d'une manière particulière appelée précession. La précession peut être comparée au mouvement d'une toupie. Lorsqu'elle tourne, la toupie oscille mais ne tombe pas et les axes des cercles de la toupie forment une forme conique. La vitesse de précession, c'est-à-dire le nombre de fois que les protons précessent par seconde, est mesurée par la fréquence de précession (également appelée fréquence de Larmor, ω0, en MHz) et déterminée par l'équation de Larmor : Wo= yBo γ est une constante pour une espèce nucléaire particulière (par exemple l'hydrogène) appelée le rapport gyromagnétique. Sa valeur pour le proton est de 42,6 MHz/T. L'équation de Larmor indique que la fréquence de précession est proportionnelle à l'intensité du champ magnétique. Les protons qui précessionnent parallèlement à B0 commencent à s'annuler dans toutes les directions sauf une : la direction de l'axe z, le long de B0 (figure 5A). Il en résulte un champ magnétique total ou une magnétisation totale, souvent désigné par le symbole M, avec la valeur M0. Il est représenté de manière caractéristique sous la forme d'un vecteur. Comme cette aimantation totale est parallèle au champ magnétique externe, elle est également appelée aimantation longitudinale. Le patient devient essentiellement un aimant dont le vecteur magnétique est aligné avec B0. La force magnétique du patient (tel qu'il est) ne peut être mesurée car elle est dans la même direction que le champ externe. Ce qu'il faut, c'est une magnétisation qui fait un angle avec B0. Lorsque le patient est dans l'aimant et possède une magnétisation longitudinale, les impulsions RF sont activées et désactivées. L'objectif de l'impulsion RF est de perturber les protons afin qu'ils ne soient plus alignés avec B0. Cette perturbation se produit par le transfert d'énergie de l'impulsion RF aux protons. Cela ne peut se produire que si l'impulsion RF a la même fréquence que la fréquence de précession des protons, un phénomène appelé résonance, d'où le terme d'imagerie par résonance magnétique.5 Par conséquent, les impulsions RF sont réglées à la fréquence de Larmor. L'activation d'une impulsion RF a deux effets principaux sur les protons. Tout d'abord, certains protons gagnent de l'énergie et passent à l'état d'énergie supérieure, c'est-à-dire à l'état antiparallèle à B0. Par conséquent, les "petites barres magnétiques" opposées (celles qui sont parallèles et antiparallèles à B0) s'annulent à nouveau, ce qui entraîne une réduction de la magnétisation longitudinale globale. Deuxièmement, l'impulsion RF amène les protons à se déplacer en phase (c'est-à-dire dans la même direction, au même moment) les uns avec les autres plutôt que dans des directions aléatoires. Il en résulte une magnétisation transversale dans laquelle un nouveau vecteur de magnétisation est créé dans le plan x-y et se déplace en ligne avec les protons en précession à la fréquence de Larmor. Le vecteur d'aimantation transversale est un champ magnétique mobile (tournant à la fréquence de Larmor) et, en tant que tel, si une bobine réceptrice conductrice est placée à proximité, une tension alternative sera induite à travers elle. Celle-ci génère à son tour un courant électrique, qui peut être capté (comme une antenne capterait des ondes radio) pour former un signal MR. Dès que l'impulsion RF est coupée, les protons commencent à se déphaser les uns des autres et reviennent à un état d'énergie plus faible, c'est-à-dire que les protons se relaxent. La relaxation se produit de deux manières différentes. La magnétisation transversale commence à disparaître, un processus appelé relaxation transversale (ou T2 ('Temps' 2)) et la magnétisation longitudinale commence à revenir à sa valeur initiale, un processus appelé relaxation longitudinale (ou T1 ('Temps' 1)). La relaxation T1 est le processus par lequel les protons échangent de l'énergie avec leur environnement pour retourner à leur état d'énergie inférieur et, ce faisant, restaurer la magnétisation longitudinale. La vitesse à laquelle cela se produit dépend de la vitesse de culbute de la molécule dans laquelle le proton réside. La vitesse de culbute décrit la vitesse du mouvement moléculaire. Lorsque les molécules culbutent, elles génèrent un champ magnétique fluctuant auquel sont soumis les protons des molécules voisines. L'échange d'énergie (et donc la relaxation de T1) est plus favorable lorsque ce champ magnétique fluctuant est proche de la fréquence de Larmor. Les molécules ont des vitesses de culbutage différentes et, par conséquent, leur efficacité en matière de relaxation T1 varie également. L'eau libre (non liée/non restreinte) a une petite taille moléculaire et culbute beaucoup trop rapidement pour être efficace dans la relaxation T1. De même, les protons d'hydrogène liés à de grandes macromolécules (par exemple, les lipides membranaires) se déplacent très lentement et sont également peu efficaces pour la relaxation T1. Par conséquent, l'eau libre (4000 msec) et l'hydrogène lié ont tous deux des temps de relaxation T1 relativement longs. À l'inverse, lorsque l'eau est partiellement liée (à des protéines par exemple), sa vitesse de culbute peut être ralentie à une vitesse plus conforme à la fréquence de Larmor. Par conséquent, la valeur T1 de l'eau liée ou structurée est bien inférieure à celle de l'eau libre (∼400-800 msec).4 ,6 La graisse a généralement une valeur T1 courte. Cela est dû au fait que les liaisons carbone aux extrémités des acides gras ont des fréquences proches de la fréquence de Larmor, permettant un transfert d'énergie efficace5. Comme la relaxation T1 nécessite un échange d'énergie entre les protons et leur environnement, elle est également appelée relaxation spin-réseau. Le terme de réseau est un retour aux premières études de RM nucléaire dans les solides, dans lesquelles l'environnement externe était littéralement un réseau cristallin de molécules4. Comme tous les protons ne reviennent pas en même temps à leur état d'énergie initial, la relaxation T1 est plutôt un processus continu. Si l'on trace la courbe de récupération de la magnétisation longitudinale en fonction du temps (après l'arrêt de l'impulsion RF), on obtient une courbe exponentielle, appelée courbe T1. Il est difficile de déterminer exactement la fin de la relaxation longitudinale, c'est pourquoi T1 (et de même pour T2) n'est pas défini comme le moment où la relaxation longitudinale est terminée. T1 est plutôt une constante de temps utilisée pour décrire la rapidité du processus de relaxation T1. Plus précisément, T1 est le temps nécessaire pour que la magnétisation longitudinale repasse de 0 à (1-e-1), soit environ 63 % de sa valeur finale. 1/T1 définit le taux de relaxation longitudinale. La relaxation transversale décrit le processus par lequel les protons se déphasent dans le plan x-y et la magnétisation transversale diminue et disparaît. Il y a deux causes à cette perte de cohérence de phase. La première, la relaxation T2, résulte de la lente fluctuation des variations du champ magnétique (inhomogénéité) dans le tissu local. Autrement dit, le spin magnétique des protons est influencé par de petits champs magnétiques provenant de noyaux voisins. Il en résulte une fluctuation aléatoire de la fréquence de Larmor des protons individuels, ce qui provoque un échange d'énergie entre les spins des protons et entraîne une perte de cohérence de phase dans une population de protons. L'inhomogénéité interne des spins (protons) influençant d'autres spins voisins a conduit à l'utilisation du terme de relaxation spin-spin pour désigner la relaxation T2. La deuxième cause de perte de cohérence de phase est due à l'inhomogénéité au sein de B0. Les variations du champ magnétique entraînent des fréquences de Larmor légèrement différentes pour les protons situés à différents endroits du champ. Contrairement au processus aléatoire de la relaxation T2, ce déphasage est causé par une constante et est potentiellement réversible. La relaxation T2* (T2 star) est le nom donné pour décrire les effets qui résultent de la combinaison de la relaxation T2 et du déphasage qui résulte de l'inhomogénéité du B0. La relaxation T2* détermine le taux réel de décroissance observé lors de la mesure d'un signal de décroissance par induction libre (DIF). T2 est une constante qui décrit le temps nécessaire pour que l'aimantation transversale diminue jusqu'à e-1, soit environ 37 % de sa valeur initiale. L'interaction spin-spin régit la vitesse de relaxation du T2 et influence donc les valeurs du T2 pour différents tissus. L'eau libre (par exemple, le liquide céphalorachidien), composée de petites molécules qui se déplacent rapidement et sont relativement éloignées les unes des autres, aura moins d'interaction spin-spin et donc des valeurs T2 plus longues que les tissus à base d'eau qui ont un contenu macromoléculaire important (par exemple, la matière grise), ce qui leur donne plus de temps pour interagir ou "discuter" entre elles. Contrairement à la relaxation T1, où un transfert d'énergie du système de spin doit se produire, la relaxation T2 peut se dérouler avec ou sans perte d'énergie globale. Pour les tissus humains, la relaxation transversale est généralement un processus beaucoup plus rapide que la relaxation longitudinale ; par conséquent, les valeurs T2 sont toujours inférieures ou égales à T1. Pour les tissus biologiques, T1 est environ 5 à 10 fois plus long que T2 (300-2000 msec contre 30-150 msec, respectivement). Lorsqu'une impulsion RF est coupée, la relaxation de T1 et T2 se produit simultanément et indépendamment. Les protons continuent de précéder et le vecteur d'aimantation totale suit une trajectoire en spirale dont la direction et l'amplitude changent constamment. Un signal électrique est donc généré dans une bobine réceptrice appropriée. Le signal RM généré à partir du vecteur de magnétisation de la somme en spirale est appelé FID. Il a sa plus grande magnitude immédiatement après l'arrêt de l'impulsion RF, puis diminue au fur et à mesure que les deux processus de relaxation se produisent. Il a également une fréquence constante (fréquence de résonance) et, par conséquent, le signal FID prend la forme d'une onde sinusoïdale avec une enveloppe à décroissance rapide. Un FID est le plus souvent représenté avec une impulsion de 90° mais une impulsion RF de n'importe quel angle de bascule peut créer un FID car certaines composantes de l'aimantation longitudinale sont toujours basculées dans le plan transversal. Théoriquement, une impulsion RF de 180° ne devrait pas générer de FID. Cependant, dans la pratique, toutes les impulsions de 180° sont imparfaites et produisent des signaux FID. Le FID est soumis à une perturbation supplémentaire (déphasage) par les gradients de champ magnétique qui sont utilisés pour localiser et coder le signal RM. Par conséquent, le signal généré par le FID n'est généralement pas mesuré en IRM. Au lieu de cela, il est courant de générer et de mesurer le signal RM sous la forme d'un écho : généralement un écho de spin (SE) ou un écho de gradient (GRE). Les échos peuvent être appréciés en considérant comment les images pondérées en T1 et T2 sont formées. Le contraste entre les tissus permet de différencier les structures adjacentes les unes des autres. Le contraste est déterminé par les intensités de signal, qui sont elles-mêmes régies (au moins en partie) par les temps de relaxation T1 et T2 des tissus dans une image. Une image dans laquelle la différence d'intensité du signal entre les tissus est principalement due aux différences de temps de relaxation T1 des tissus est appelée image pondérée en T1. Les images pondérées en T1 sont générées principalement en manipulant le temps entre deux impulsions d'excitation RF, appelé temps de répétition (TR). L'exemple précédent a été simplifié pour faciliter la compréhension. Il faut savoir que de nombreux paramètres influencent l'intensité du signal et donc le contraste des tissus, mais dans l'exemple utilisé, c'est T1 qui a eu la plus grande influence. Le contraste des images obtenues avec un TR long ne sera pas influencé par le T1 mais peut être influencé par les différences de T2 ou de densité de protons des tissus en question. Les facteurs qui influencent l'intensité du signal RM sont énumérés dans ce petite tableau Le tableau -> Facteurs qui influencent l'intensité du signal RM Rappelons que les protons perdent leur cohérence de phase après une impulsion RF en raison des interactions spin-spin dans les tissus (relaxation T2) et de l'inhomogénéité du champ magnétique statique local (relaxation T2*). Le déphasage causé par la relaxation T2 est un processus aléatoire et irréversible, tandis que le déphasage causé par l'inhomogénéité du champ magnétique est potentiellement réversible. L'application d'une impulsion RF de 180° après une impulsion RF initiale de 90° fait tourner les protons de 180°, ce qui a pour effet de les faire " tourner " et précéder, toujours dans le plan x-y, mais dans la direction opposée. L'inhomogénéité locale du champ demeure et les protons dont la fréquence de Larmor est légèrement plus rapide commencent à rattraper les protons plus lents. Finalement, les protons reviennent en phase, ce qui entraîne une augmentation de l'amplitude du signal RM. L'amplitude maximale du signal est atteinte au temps d'écho (TE). Pour obtenir un signal maximal, l'impulsion RF de 180° doit être appliquée au temps TE/2. Comme les protons (spins) rebondissent ou font écho après l'application de l'impulsion de refocalisation RF de 180°, le signal obtenu porte le nom de SE . L'inhomogénéité continue du champ magnétique statique signifie que les protons continueront à perdre leur cohérence de phase après une impulsion de refocalisation RF de 180° ; il est toutefois possible de répéter l'impulsion de refocalisation RF de 180° et d'obtenir d'autres SE. Au fil du temps, l'amplitude de chaque SE diminue en raison des effets T2. Une courbe reliant les intensités des SE est appelée courbe T2. La courbe T2* est la courbe qui résulte de l'absence d'impulsions de refocalisation RF à 180°, c'est-à-dire une courbe qui illustre le déphasage causé par les effets T2* (figure 7b et c). Les tissus ont des valeurs T2 différentes. Le cerveau, par exemple, a un T2 plus court que le liquide céphalorachidien. TE est l'intervalle de temps entre l'impulsion RF de 90° et le SE. C'est l'un des paramètres dont la valeur peut être choisie par l'opérateur de l'appareil RM afin d'influencer les intensités de signal (et donc le contraste) entre les tissus. Un signal beaucoup plus fort est reçu lorsque le TE court (par opposition au TE long) est utilisé. Cependant, à TE court (par exemple, <30 msec), les différences de T2 ont peu d'influence sur le contraste des tissus. Par conséquent, les images du cerveau pondérées en T2 sont obtenues avec un TE long (par exemple, 80 msec). Une image fortement pondérée en T2 pourrait être obtenue avec un TE plus long, mais la perte du signal RM aurait un impact sur le rapport signal/bruit, rendant les images potentiellement sous-diagnostiques. Les paramètres d'imagerie qui influencent le signal RM dans la séquence SE comprennent TE et TR. Les valeurs de ces deux paramètres sont choisies à dessein par l'opérateur afin d'influencer la pondération tissulaire de l'image. Un TR et un TE courts génèrent une image pondérée en T1 ; un TR court permet aux différences de magnétisation longitudinale de se développer avant l'impulsion d'excitation suivante de 90°, tandis qu'un TE court limite les effets T2. Le TR long et le TE long produisent une image principalement pondérée en T2 ; le TR long permet la récupération de l'aimantation longitudinale (limitant ainsi les effets T1) alors qu'à TE long les effets T2 deviennent prononcés. Un autre type d'image est produit avec un TR long et un TE court. Le TR long et le TE court limitent les effets T1 et T2, respectivement. Dans ce cas, le signal est principalement influencé par la densité de protons des tissus. Il faut savoir que le choix des paramètres d'imagerie pour toutes les séquences IRM peut influencer la sensibilité de l'examen pour la pathologie en question. Par exemple, la sensibilité pour la détection des lésions dans la sclérose en plaques dépend du TE (la visibilité des lésions diminue avec l'augmentation du TE).9 Les séquences SE avec leur TR et TE relativement longs prennent du temps. Cela limite le nombre de patients pouvant être scannés au cours d'une session et risque également de provoquer des artefacts de mouvement chez un patient agité. À l'inverse, les séquences GRE, qui remplacent l'impulsion RF de refocalisation à 180° par des gradients de champ magnétique, sont relativement courtes. Cependant, elles produisent des contrastes différents. Les gradients de champ magnétique produisent un changement de l'intensité du champ et donc un changement de la fréquence de Larmor dans une direction particulière. L'application d'une impulsion de gradient après une impulsion RF initiale provoque une déphasage rapide des protons dans la direction du gradient, ce qui entraîne un déclin rapide du signal FID. Cette perte de cohérence de phase peut être inversée en appliquant un deuxième gradient de champ magnétique avec une pente d'amplitude égale mais dans la direction opposée au premier. En conséquence, les protons se remettent en phase et renvoient un signal appelé GRE. TE est le temps écoulé entre le début du FID (c'est-à-dire la génération d'une magnétisation transversale) après l'impulsion RF initiale et le moment où le GRE atteint son amplitude maximale. Il existe plusieurs différences entre les deux techniques. Premièrement, le TE peut être plus court avec le GRE car une seule impulsion RF est utilisée. Deuxièmement, les séquences GRE sont généralement utilisées avec des excitations à faible angle de bascule (par exemple, 5°-40°) par opposition à l'angle de bascule de 90° utilisé en SE. Par conséquent, la magnétisation longitudinale n'est pas complètement abolie avec la GRE et fournira un signal raisonnable même avec un TR très court. Cette combinaison de TE et de TR courts permet une acquisition rapide du signal avec l'imagerie GRE. Cependant, le prix à payer pour un temps d'acquisition court en GRE est une perte de signal plus importante en présence d'effets de susceptibilité magnétique. L'inversion du gradient ne refocalise que les spins qui ont été déphasés par l'action du gradient lui-même et, contrairement au SE, où les déphasages résultant de l'inhomogénéité du champ magnétique local sont minimisés par l'impulsion RF de 180°, cette inhomogénéité persiste dans le GRE. Par conséquent, le contraste de l'image dans le GRE est influencé par les effets T2* et ne se limite pas à la véritable relaxation T210. En imagerie GRE, des images pondérées en T1 et T2* peuvent être obtenues en manipulant l'angle de bascule, le TE et le TR. Ce point est abordé plus en détail dans la section sur la susceptibilité magnétique. Construction de l'image Le signal RM est localisé en trois dimensions à l'aide de trois gradients de champ magnétique distincts appelés gradient de sélection de tranche,gradient de codage de phase (GP) et (3) gradient de codage de fréquence (GF). La localisation de la coupe est obtenue en utilisant des bobines de gradient pour générer un champ de gradient orienté le long d'un axe choisi. Ce champ de gradient modifie l'intensité de B0 dans la direction choisie, de sorte que les protons situés dans le champ de gradient ont des fréquences de Larmor différentes. Généralement, l'impulsion RF est appliquée sous la forme d'une petite gamme de fréquences (bande passante) plutôt que sous la forme d'une fréquence unique. Cela excite une tranche d'une certaine épaisseur. L'épaisseur de la tranche peut être modifiée de deux façons :en modifiant la largeur de bande de l'impulsion RF ou en modifiant la pente du champ de gradient. Avec une tranche donnée excitée sélectivement, les signaux provenant de chaque élément de tranche (pixel) dans cette section doivent être codés spatialement. Pour ce faire, on utilise des gradients à codage de phase et de fréquence. Après une impulsion RF excitatrice, les protons se précipitent en phase. L'application d'un nouveau gradient de champ magnétique fait que certains protons se précipitent plus vite que d'autres, en fonction de leur position dans le gradient. Lorsque le gradient est désactivé, tous les protons expriment la même fréquence de précession et émettent le même signal, mais ils ne sont plus en phase, ce qui permet de les différencier. Le gradient appliqué est appelé le GP et la direction d'application est appelée la direction de codage de phase. Ainsi, les phases des spins varieront linéairement sur la direction de codage de phase (figure 14B). Le GF est appliqué après et perpendiculairement au gradient de codage de phase. Il fait tourner les protons à des fréquences différentes en fonction de leur position relative le long du gradient, ce qui permet de différencier le signal dans un troisième plan (figure 14C). Deux impulsions de gradient supplémentaires sont généralement utilisées dans ce processus en trois étapes, l'une immédiatement après le gradient de sélection de la tranche et l'autre immédiatement avant le GF. Ces impulsions sont utilisées pour contrecarrer tout déphasage de l'aimantation transversale pouvant être causé par les gradients d'imagerie et permettent d'obtenir un écho (signal d'échantillonnage) maximal. Il faut souligner que les impulsions RF excitent simultanément tous les protons d'une coupe et qu'un seul signal d'écho est enregistré à partir de la coupe entière pour une étape de codage de phase. Ainsi, pour acquérir suffisamment d'informations de codage de phase pour qu'un signal soit attribué à chaque emplacement dans la tranche, la séquence d'impulsions (comprenant la sélection de la tranche, le codage de fréquence et le codage de phase) est répétée plusieurs fois. Pendant chaque répétition, la même sélection de tranche et le même codage de fréquence sont effectués mais l'intensité du gradient de codage de phase est augmentée par incréments égaux. Chaque répétition de l'étape de codage de phase génère un écho de signal qui est numérisé et stocké dans une matrice de données brutes appelée "espace k". Les points de données dans l'espace k représentent le contenu en fréquences spatiales d'une IRM. Les données de l'espace k sont converties en image à l'aide d'un outil mathématique appelé transformée de Fourier. Comme chaque étape de codage de phase nécessite une nouvelle séquence d'impulsions, le temps total d'acquisition de l'image dépend du produit du TR (intervalle de temps entre les séquences d'impulsions) et du NP (nombre d'étapes de codage de phase). Les séquences d'impulsions conventionnelles telles que SE et GRE n'acquièrent qu'une étape de codage de phase (une ligne d'espace k) par TR, ce qui allonge considérablement le temps d'acquisition de l'image. Cette limitation est surmontée par des techniques d'imagerie plus rapides qui acquièrent plusieurs lignes d'espace k par TR. Les techniques SE et GRE dites turbo (ou rapides) sont désormais courantes en IRM. La séquence turbo SE (TSE) applique plusieurs impulsions de 180° après une impulsion initiale de 90° (par opposition à l'impulsion unique de 180° utilisée dans une séquence SE classique). Chaque impulsion de 180° génère un écho qui, après codage de phase, est utilisé pour remplir une nouvelle ligne de l'espace K. Le nombre de refocalisations de 180° est fonction du nombre d'échos. Le nombre d'impulsions de refocalisation de 180° (et donc le nombre d'échos générés) pendant un TR de la séquence TSE est appelé longueur du train d'échos (ETL), facteur d'écho ou facteur turbo. L'ETL indique le facteur d'accélération de la séquence d'impulsions (par exemple, un ETL de 16 signifie que la séquence TSE est 16 fois plus rapide qu'une séquence SE classique). L'amplitude du signal de chaque écho successif généré par la séquence TSE sera plus faible que le précédent en raison des effets de décroissance T2. Les échos auront également des TE différents. Cela signifie qu'au sens traditionnel du terme, il n'existe pas de TE unique pour la séquence TSE. Au lieu de cela, on attribue un TE effectif ou un pseudo TE. Le TE effectif est défini comme celui de l'écho qui est acquis le plus près du centre de l'espace k (avec le plus petit GP) car c'est l'écho qui a la plus grande influence sur le contraste de l'image1. L'imagerie écho-planaire (EPI) est une technique d'IRM rapide dans laquelle l'oscillation rapide de gradients de forte amplitude est utilisée pour générer plusieurs GRE par TR. Dans l'EPI à un seul coup, toutes les étapes du codage de phase sont acquises en un seul TR. L'EPI multi-shot utilise quelques TR pour acquérir toutes les étapes de codage de phase. Bien que la sélection d'un ensemble de tranches code les données dans les trois dimensions de l'espace, l'épaisseur de la tranche (souvent plusieurs millimètres) est souvent beaucoup plus grande que la résolution des pixels dans le plan (souvent <1 mm). L'étape initiale de codage de la tranche peut être remplacée par une itération supplémentaire (dite secondaire) de codage de phase, dans la même direction que celle du codage de la tranche. Au lieu d'un ensemble de tranches (qui peuvent comporter des lacunes !), l'inclusion du codage de phase secondaire produit souvent un véritable ensemble de données 3D composé de voxels (pixels 3D) dont les dimensions peuvent être <1 mm×1 mm×1 mm. Ceci est souvent utile lorsque l'utilisateur doit manipuler les données dans les trois plans perpendiculaires ou obliques (par exemple, pour le guidage chirurgical peropératoire). L'exécution d'un plus grand nombre d'étapes de codage de phase a un coût : le temps. Par conséquent, la majorité des véritables séquences 3D ont tendance à être des séquences GRE avec un TR court ou des séquences TSE avec des facteurs ETL élevés11. La susceptibilité magnétique décrit le degré de magnétisation d'une substance lorsqu'elle est placée dans un champ magnétique externe. Elle résulte principalement de l'interaction entre les électrons de la substance et le champ magnétique externe. Plus précisément, les électrons orbitaux et délocalisés de la substance produisent des courants circulants en réponse au champ. Ces courants génèrent une magnétisation interne (Mi) au sein de la substance qui augmente ou s'oppose au champ magnétique externe local. Il en résulte soit une susceptibilité positive, dans laquelle le champ magnétique local de la substance est augmenté, soit une susceptibilité négative dans laquelle le champ magnétique local de la substance est diminué. Les substances à susceptibilité négative sont dites diamagnétiques ; celles à susceptibilité positive sont dites paramagnétiques. La plupart des tissus biologiques, y compris l'eau, présentent un diamagnétisme très faible et, à ce titre, induisent des effets de susceptibilité négligeables. À l'inverse, les matières telles que le fer, le nickel et le cobalt présentent une susceptibilité positive extrême et sont qualifiées de ferromagnétiques. Le terme superparamagnétique est utilisé pour décrire une substance dont la susceptibilité magnétique positive se situe entre le paramagnétisme et le ferromagnétisme (par exemple, les petites particules de sulfate ferreux). Le gadolinium, un métal des terres rares et une substance paramagnétique, est utilisé comme agent de contraste pour l'IRM intraveineuse. Ses fortes propriétés paramagnétiques résultent des nombreux électrons non appariés qui existent dans ses enveloppes internes. Ces électrons non appariés peuvent interagir avec des protons adjacents en résonance et provoquer une relaxation plus rapide des protons. Il en résulte un raccourcissement de la relaxation longitudinale et transversale et, par conséquent, une réduction des valeurs T1 et T2 des tissus dans lesquels il s'accumule. Cela se traduit par une augmentation du signal sur les images pondérées en T1 et une diminution du signal sur les images pondérées en T2. En pratique, l'augmentation du signal détectée sur l'imagerie pondérée en T1 est mieux appréciée que toute diminution correspondante du signal sur l'imagerie pondérée en T2 et fait de l'imagerie pondérée en T1 la méthode de choix pour les études de contraste intraveineux. En outre, comme les agents de contraste à base de gadolinium raccourcissent le T1, il est possible de raccourcir également le TR et, par conséquent, de réduire la durée totale du balayage (figure 12D). Les différences de susceptibilité entre les tissus et les matériaux sont plus visibles sur l'imagerie GRE pondérée en T2* que sur l'imagerie SE (rappelons que les différences de susceptibilité favorisent l'inhomogénéité du champ magnétique, ce qui entraîne une relaxation T2* plus rapide et donc une perte d'intensité du signal sur les images GRE ; à l'inverse, l'impulsion de refocalisation à 180° dans l'imagerie SE compense ce phénomène). Les séquences GRE peuvent être rendues plus sensibles à la décroissance T2* par la manipulation des paramètres d'imagerie tels que le TR, le TE et l'angle de bascule. Comme la décroissance du T2* commence avec l'impulsion d'excitation et progresse avec le temps, un TE plus long entraînera une perte de signal plus importante. Un angle de bascule faible réduit l'influence de T1 sur le sujet (car la magnétisation longitudinale reste proche de l'état de relaxation complète) et permet aux effets T2* de dominer. De même, les effets T1 sont limités avec un TR long. Par conséquent, l'imagerie T2* GRE est obtenue avec un TE long, un TR long et un angle de bascule faible. La sensibilité T2* augmente également avec l'intensité du champ et la taille du voxel. Les séquences pondérées en T2* sont particulièrement utiles pour la détection des hémorragies et des produits sanguins (la désoxyhémoglobine, la méthémoglobine et l'hémosidérine sont paramagnétiques). Diverses pathologies peuvent être détectées à l'aide de cette modalité d'imagerie, notamment les malformations artério-veineuses, les cavernomes, la sidérose superficielle, les hémorragies intraparenchymateuses/intratumorales et l'angiopathie amyloïde (figure 12F). La littérature soutient également l'utilisation de l'imagerie pondérée en T2* pour différencier les schwannomes vestibulaires des méningiomes car dans la plupart des schwannomes, des micro-hémorragies peuvent être détectées. La séquence d'inversion-récupération utilise une impulsion de 180° suivie d'une impulsion de 90°. L'impulsion de 180° inverse l'aimantation longitudinale de sorte que l'aimantation de la somme s'aligne de manière antiparallèle à B0. Après l'impulsion de 180°, l'aimantation longitudinale inversée commence à se raccourcir et à revenir à sa position initiale. L'application d'une impulsion à 90° fait basculer l'aimantation longitudinale dans le plan transversal et permet d'enregistrer un signal. L'intensité du signal dépend de l'amplitude de l'aimantation longitudinale juste avant l'application de l'impulsion à 90°. Par conséquent, le signal obtenu par inversion-récupération dépend des propriétés T1 des tissus examinés. Le temps d'inversion (TI) est l'intervalle de temps entre les impulsions de 180° et de 90°. Après l'impulsion de 180°, il y a un moment où la magnétisation longitudinale passe par le plan transversal. L'application d'une impulsion de 90° à ce moment-là entraînera l'annulation du signal (les protons seront retournés hors de l'orientation dans laquelle leur signal peut être enregistré). En conséquence, ce point est appelé point nul. La connaissance du point nul pour un tissu particulier peut être utilisée pour supprimer le signal de ce tissu. Les séquences FLAIR (Fluid Attenuated Inversion Recovery) sont fréquemment utilisées en neuro-imagerie pour supprimer le signal du liquide céphalo-rachidien. Cela présente l'avantage particulier de rendre les lésions périventriculaires beaucoup plus visibles. En outre, l'association d'un TE long et d'un TI permet d'obtenir un contraste pondéré en T2 (facilitant la délimitation, par exemple, de l'ischémie ou de l'inflammation) et un contraste pondéré en T1 (montrant le dépôt de chélate de gadolinium en cas de fuite de la barrière hémato-encéphalique). Les séquences FLAIR renforcées au gadolinium sont de plus en plus utilisées dans les centres de neurosciences. Elles peuvent être particulièrement utiles pour la détection de tumeurs subtiles ou pour l'évaluation de la sclérose en plaques. La récupération par inversion à TI court est couramment utilisée dans toutes les sous-spécialités de la radiologie pour supprimer le signal de la graisse. D'autres techniques de suppression de la graisse sont disponibles. Lors de l'imagerie d'une coupe à travers un vaisseau contenant du sang qui coule, le sang à l'intérieur de la coupe au moment de l'impulsion RF excitatrice sera influencé par l'onde radio. Cependant, au moment où le signal RM est échantillonné, le sang influencé par l'onde radio aura été remplacé par du sang s'écoulant dans la coupe et n'ayant pas subi de magnétisation. Ainsi, aucun signal ne sera obtenu du vaisseau et il apparaîtra en noir sur l'image : c'est ce qu'on appelle le phénomène de " flow-void ". Ce n'est pas la seule façon dont le flux influence l'intensité du signal et cela ne constitue qu'une introduction car en réalité le sujet est bien plus complexe. Par exemple, il est possible d'obtenir un signal dans des vaisseaux contenant du sang qui s'écoule lentement, ce qui, pour une personne inexpérimentée regardant une seule séquence d'images, peut être interprété comme une thrombose. Des articles détaillés décrivant l'IRM en relation avec le flux et des articles relatifs aux artefacts IRM peuvent être trouvés dans la littérature. Les problèmes de sécurité concernant l'IRM clinique peuvent être divisés en deux grandes catégories : ceux qui résultent de l'exposition aux champs magnétiques et ceux qui résultent de l'administration de produits de contraste par voie intraveineuse. Chacun des trois types de champ magnétique (statique, gradient et RF) auxquels le patient est exposé au cours d'un examen comporte un risque potentiel pour la sécurité du patient. En ce qui concerne le champ magnétique statique (B0), le principal problème de sécurité concerne l'attraction des matériaux ferromagnétiques vers l'aimant. Les matériaux extérieurs au patient (tels que les clés ou les pièces de monnaie) peuvent devenir des projectiles à l'intérieur de la salle de balayage, exposant le patient et le personnel (et les machines) au risque d'être touchés. Les champs magnétiques statiques peuvent également exercer des forces mécaniques sur les composants ferromagnétiques des dispositifs médicaux implantés tels que les stimulateurs cardiaques, les clips anévrismaux et les défibrillateurs cardiaques. Les dispositifs peuvent tourner ou se déloger, ce qui peut causer des dommages graves aux patients. Des champs magnétiques statiques plus élevés entraînent des forces plus importantes sur les matériaux ferromagnétiques. Le contrôle de l'accès à la salle des aimants est crucial pour minimiser les risques associés. Le contrôle de l'accès à la salle des aimants est crucial pour minimiser les risques associés. Le bruit excessif et les dommages auditifs potentiels sont les principales préoccupations avec les champs de gradient. Les modifications rapides des courants dans les bobines de gradient, en présence d'un champ magnétique puissant, génèrent une force importante. Cette force agit sur les bobines de gradient et se manifeste par des bruits forts de tapotement ou de cognement. Des pertes auditives temporaires ont été signalées lors de séquences conventionnelles.En raison du risque de dommages causés par le bruit acoustique, il est courant que le patient porte des protections auditives (souvent des casques et des bouchons d'oreille). Les champs magnétiques à gradient ont également le potentiel d'induire des tensions sur les fils de stimulation qui peuvent causer une surdétection et une sous-détection. L'excitation des nerfs périphériques a également été signalée. Les impulsions RF peuvent entraîner un réchauffement local des tissus par dissipation de l'énergie. Ce phénomène est généralement négligeable (<1°C) en imagerie clinique, mais il est potentiellement grave chez les patients porteurs de dispositifs implantables. La sonde d'un stimulateur cardiaque, par exemple, peut agir comme une antenne et concentrer l'énergie RF, ce qui entraîne un réchauffement local important, des lésions tissulaires et un dysfonctionnement cardiaque. Un dispositif doit avoir été testé au préalable dans les champs électromagnétiques de la RM pour être considéré comme sûr. Des brochures énumérant les objets/dispositifs compatibles avec l'IRM sont disponibles et se trouvent généralement dans la salle du scanner IRM. De plus en plus de dispositifs médicaux et d'équipements compatibles avec l'IRM sont produits. La plupart des centres tertiaires disposent désormais d'un équipement d'anesthésie compatible avec l'IRM et des études récentes ont fait état de résultats favorables concernant les stimulateurs cardiaques compatibles avec l'IRM. Les agents de contraste à base de gadolinium sont généralement bien tolérés. Une étude récente suggère un taux d'effets indésirables de 0,46 %. La fibrose systémique néphrogénique est une complication rare mais grave qui peut survenir chez les patients atteints d'insuffisance rénale sévère. Bien qu'il s'agisse d'une affection systémique, les manifestations cutanées ont tendance à dominer avec un tableau de type cellulitique des membres inférieurs apparaissant tôt. Des indurations cutanées douloureuses et prurigineuses, en forme de plaques, apparaissent plus tard au cours de la maladie, les jambes étant plus souvent touchées que les bras et le torse. Le visage est épargné.Ces manifestations cutanées peuvent entraîner des contractures et limiter la mobilité. La fibrose systémique néphrogénique peut également affecter le foie, les poumons, les muscles, le cœur et les nerfs. Le taux de mortalité peut atteindre 28 % Malgré les recherches en cours, les mécanismes exacts qui sous-tendent la maladie ne sont toujours pas clairs. Aucun traitement universellement efficace n'a été identifié et la prévention (principalement en limitant l'utilisation de produits de contraste à base de gadolinium à haute dose et/ou en maximisant la fonction rénale chez les patients souffrant d'insuffisance rénale) représente les recommandations actuelles. L'anaphylaxie résultant des agents de contraste à base de gadolinium est rare, avec une incidence estimée à 0,02%. Les patients présentant une allergie préexistante à d'autres agents de contraste (tels que l'iode) peuvent présenter un risque plus élevé d'anaphylaxie aux agents de contraste à base de gadolinium, soulignant ainsi la nécessité d'un questionnaire de dépistage approfondi avant toute administration de contraste. Il a été démontré que de fortes doses d'agents de contraste à base de gadolinium provoquent une perte fœtale après l'implantation, un retard de développement, une augmentation de l'activité locomotrice et des anomalies squelettiques et viscérales lors d'expérimentations animales. Tout effet délétère chez l'homme n'est pas confirmé. Cependant, les agents de contraste à base de gadolinium peuvent traverser le placenta et apparaître dans la vessie du fœtus d'où ils sont excrétés mais pénètrent à nouveau dans le système fœtal par l'ingestion de liquide amniotique. Il est donc difficile d'établir des mesures exactes de la demi-vie fœtale de ces agents. Actuellement, il est recommandé de n'administrer un produit de contraste à base de gadolinium qu'après une évaluation minutieuse des risques et des avantages. La quantité de produit de contraste absorbée par le tractus gastro-intestinal du nourrisson après l'allaitement est considérée comme négligeable (<1% de la dose recommandée pour le nourrisson par voie intraveineuse) Et, par conséquent, aucune précaution supplémentaire n'est jugée nécessaire pour les mères qui allaitent. Certains centres conseillent cependant le consentement éclairé, avec une option d'arrêt de l'allaitement (avec poursuite de l'expression et rejet du lait) pendant 24 heures après l'administration par la mère.
IRM Physique Fondamentale
1. Principes Physique Et Technique IRM
2. Définition Et Historique IRM
3. Principes De Bases De Physique Nucléaire IRM
3. Principes De Bases De Physique Nucléaire IRM
Spin individuel du proton d'hydrogène
Spin dans les tissus sans champ B0
4. Modèle Classique Du Phénomène De Résonance Magnétique
Mouvement de précession et fréquence de Larmor
Composantes du vecteur d'aimantation tissulaire à l'état de repos
Mouvement de précession des atomes d'hydrogène autour d'un axe B0
Phénomène de résonance, phase d’excitation et phase de relaxation
5. Modèle Quantique Du Phénomène De Résonance Magnétique
5. Modèle Quantique Du Phénomène De Résonance Magnétique
Fin De L’excitation
6. Différents Phénomènes De Relaxation
6. Différents Phénomènes De Relaxation
Relaxation longitudinale ou T1
Structure Moléculaire
Relaxation transversale ou T2
Notion de T2*
Mesure du signal RMN
7. Éléments Constitutifs De La Machine IRM
7. Éléments Constitutifs De La Machine IRM
L’aimant
Les bobines de gradient
Réception du signal par l’antenne
Le système informatique
Salle d’examen et cage de faraday
8. Paramètres Majeurs De La Séquence IRM
8. Paramètres Majeurs De La Séquence IRM
Quelques définitions
Modulation de TE et TR et pondération en T1 et T2
TE et pondération en T2
Limites d’action sur le TR et le TE
Modulation de l’angle de bascule et caractérisation d’une séquence, exemple avec l’écho de spin et l’écho de gradient
Caractéristiques de la séquence écho de spin (SE)
Caractéristiques de la séquence écho de gradient (GRE)
Modulation du TI et création de séquences particulières, exemple : séquence STIR et FLAIR
Caractéristiques de la séquence STIR
Caractéristiques de la séquence FLAIR
9. Principes D’interprétations D’image IRM
9. Principes D’interprétations D’image IRM
Aspect des tissus en pondération T1
Aspect des tissus en pondération T2
Aspect des tissus avec la séquence FLAIR
Aspect des tissus avec la séquence STIR
Utilisation d’un produit de contraste
10. Qualité de l’image IRM
10. Qualité de l’image IRM
Le contraste
Les artefacts
Paramètres techniques influençant la qualité de l’image
Les paramètres opérateurs dépendants
Les paramètres ne modifiant pas le contraste
11. Artefacts En Imagerie Par Résonance Magnétique
12. Intérêt D’un IRM Haute Résolution 3 Tesla Et Plus
12. Intérêt D’un IRM Haute Résolution 3 Tesla Et Plus
Le passage au 3T ( Tesla)
13. L'équipement IRM
14. Aimants IRM
15. Bobines à gradient IRM
16. Bobines RF IRM
17. Bobines de Shim IRM
18. Obtention des signaux IRM
19. Précession IRM
20. Magnétisation longitudinale IRM
21. Impulsions RF et magnétisation transversale IRM
22. Relaxation T1 et valeurs T1 IRM
23. Relaxation T2 et T2* IRM
24. Décroissance par induction libre
25. Images pondérées en T1
26. Images pondérées en T2
Facteurs influençant le contraste et la pondération SE
27. Écho de gradient
28. Différences entre SE et GRE
Localisation et codage des signaux IRM
Gradient de sélection de tranche
Gradient de codage de phase
Gradient de codage en fréquence
Temps d'acquisition de l'image
Turbo SE
Imagerie écho-planaire
Encodage 3D
Susceptibilité magnétique
Contraste intraveineux
29. Exploitation de la susceptibilité magnétique par l'imagerie GRE
30. Autres facteurs pouvant influencer l'intensité du signal
TI : la séquence d'inversion-récupération
Flux
Enfin, un mot sur la sécurité
31. Exposition aux champs magnétiques
Agents de contraste intraveineux
Grossesse et allaitement
La quantité de contraste absorbée
32. Résumé Du Module IRM Physique Appliquée
Cours Du 3ème Année Manip en Radiologie
Module : IRM Physique Appliquée