IRM cérébrale et médullaire

Didier Dormont, Aurélie Drier

Description

L’imagerie par résonance magnétique (IRM) est fondée sur le phénomène de résonance magnétique nucléaire (RMN), qui a été décrit en 1946 par un physicien Suisse qui travaillait aux USA, Félix Bloch. Le phénomène de RMN s’observe lorsque l’on place une substance dont les noyaux atomiques possèdent un spin non nul dans un champ magnétique intense, et qu’on la soumet à une onde électromagnétique de radiofréquence. Pour une fréquence précise, on observe le phénomène de résonance magnétique nucléaire : les moments magnétiques microscopiques, associés aux spins nucléaires, absorbent l’énergie de l’onde de radiofréquence, puis la réémettent sous la forme d’une onde électromagnétique (signal de précession libre) ayant la même fréquence que l’onde d’excitation. Pour les applications habituelles de l’IRM, le noyau utilisé est le noyau d’hydrogène en raison de son abondance dans les tissus biologiques et de sa grande sensibilité au phénomène de RMN. Il existe en effet deux atomes d’hydrogène dans une molécule d’eau et l’eau représente environ 60 % du poids du corps. Une image s’obtient donc en IRM en analysant le signal de précession libre des atomes d’hydrogène du corps humain. On obtient en première analyse une image de la distribution de l’eau et de la graisse. Pour localiser le signal émis par les différents atomes d’hydrogène (et donc obtenir une image), on utilise des gradients de champ magnétique qui permettent de coder le signal en fonction de leur position.

Sujets

• Neurologie

Informations

• Publié par: Editions du Traité de Médecine
• Date de parution: 01 janvier 2019
• Nombre de lectures: 0
• Langue: Français
• Poids de l'ouvrage: 3 Mo

Extrait

1

Neurologie

Chapitre S14-P02-C06 IRM cérébrale et médullaire

A URÉLIE D RIER ET D IDIER D ORMONT

Technique

Considérations technologiques[4]

0 6 00

6 0 -C 2 P0 4- S1

L’imagerie par résonance magnétique (IRM) est fondée sur le phé- nomène de résonance magnétique nucléaire (RMN), qui a été décrit en 1946 par un physicien Suisse qui travaillait aux USA, Félix Bloch. Le phénomène de RMN s’observe lorsque l’on place une substance dont les noyaux atomiques possèdent un spin non nul dans un champ magnétique intense, et qu’on la soumet à une onde électromagnétique de radiofréquence. Pour une fréquence précise, on observe le phéno- mène de résonance magnétique nucléaire : les moments magnétiques microscopiques, associés aux spins nucléaires, absorbent l’énergie de l’onde de radiofréquence, puis la réémettent sous la forme d’une onde électromagnétique (signal de précession libre) ayant la même fré- quence que l’onde d’excitation. Pour les applications habituelles de l’IRM, le noyau utilisé est le noyau d’hydrogène en raison de son abon- dance dans les tissus biologiques et de sa grande sensibilité au phéno- mène de RMN. Il existe en effet deux atomes d’hydrogène dans une molécule d’eau et l’eau représente environ 60 % du poids du corps. Une image s’obtient donc en IRM en analysant le signal de précession libre des atomes d’hydrogène du corps humain. On obtient en pre- mière analyse une image de la distribution de l’eau et de la graisse. Pour localiser le signal émis par les différents atomes d’hydrogène (et donc obtenir une image), on utilise des gradients de champ magnétique qui permettent de coder le signal en fonction de leur position. Un appareil d’IRM est composé d’un aimant principal qui permet d’obtenir le champ magnétique statique, de bobines de radiofréquence qui permettent d’exciter les noyaux atomiques puis de recueillir le signal émis, et de bobines de gradient qui permettent de localiser le signal. Le phénomène de RMN est d’autant plus important que le champ magnétique principal est élevé ; les appareils possédant les champs magnétiques statiques les plus intenses de 1,5 à 7 teslas (T) sont ceux qui permettent d’obtenir les images ayant le meilleur rapport signal sur bruit dans les temps d’acquisition les plus courts. Il existe cependant une limite supérieure à la valeur des champs magnétiques utilisables en raison des contraintes technologiques, d’une part, et de l’augmentation de la puissance déposée à haut champ, qui peut entraî- ner une élévation inconsidérée de la température dans la structure étu- diée, d’autre part. Enfin, le coût d’un aimant d’IRM augmente considérablement avec la valeur du champ magnétique. La gamme des champs magnétiques disponibles s’élargit et les formes des appareils se multiplient. Des appareils d’IRM à 3 T sont maintenant commercia- lisés par plusieurs constructeurs. Des appareils d’IRM corps entier à 7 T sont également de plus en plus utilisés à l’heure actuelle, mais uni- quement en recherche. On peut dégager, par ailleurs, plusieurs tendances dans les types d’aimants proposés (et donc la forme de l’appareil d’IRM) avec une tendance classique (aimant en forme de tunnels de 1,5 à 7 T), une ten-

S14P02C06

dance « ouverte » (aimants largement ouverts sur les côtés, pouvant diminuer le sentiment de claustrophobie et faciliter les explorations de patients de réanimation, ces appareils sont cependant de moins en moins utilisés) ainsi que des appareils permettant de faire de l’IRM per opératoire ou d’explorer des patients en position debout (étude dyna- mique du rachis). Du fait des progrès techniques récents, la largeur des tunnels a augmenté chez la plupart des constructeurs passant de 60 à 70 cm pour des appareils jusqu’à 3 T. Les progrès récents des appareils d’imagerie sont également dus à l’augmentation de la puissance et de la rapidité des bobines de gra- dients. Très schématiquement, plus les gradients d’un appareil d’IRM sont puissants et plus l’on peut obtenir des coupes (ou un volume d’acquisition) rapidement. L’apparition de ces bobines de gradients très performantes dans les appareils du commerce permet l’accès aux méthodes d’écho-planar et également aux techniques d’imagerie vascu- laire ultrarapide. Un autre progrès récent est la possibilité de réaliser des acquisitions sur plusieurs canaux en parallèle ce qui permet d’aug- menter le rapport signal sur bruit pour un même temps d’acquisition ou de diminuer le temps d’acquisition pour un rapport signal sur bruit identique. En ce qui concerne l’appareil (et le champ magnétique) optimal en neuroradiologie, les appareils à 3 T se sont imposés comme un nou- veau standard clinique et ne sont plus réservés à des applications avancées ou de recherche. Un appareil d’IRM optimisé pour la neuro- radiologie doit disposer d’un champ magnétique d’au moins 1,5 T et de bobines de gradients permettant les acquisitions écho-planar (auto- risant les acquisitions d’IRM de diffusion et d’IRM fonctionnelle) ainsi que les acquisitions d’angiographie par IRM (angio-IRM) ultra- rapides.

Contraste en IRM

En IRM, on analyse le plus souvent une image en coupe de l’organe étudié. Une coupe en IRM correspond à une représentation de la quantité de signal émise par les noyaux d’hydrogène de chacun des élé- ments de volume élémentaires (voxel). Pour représenter cette quantité de signal, on utilise une échelle de gris : on représente le plus souvent un signal intense en blanc et un signal faible en noir. L’IRM est une technique d’exploration complexe, car le contraste que l’on observe et donc le type d’image sont multiparamétrés, dépendant en premier lieu de la manière dont les images ont été obtenues (du type de « séquence » utilisée pendant l’acquisition). Cela rend l’analyse sémiologique relati- vement difficile. En radiologie classique et en tomodensitométrie, le contraste entre deux structures ne dépend que d’un seul paramètre physique, qui est le coefficient d’atténuation pour les photons X de la structure considérée. En IRM, le signal voxel par voxel, et donc le contraste, dépend d’une multitude de paramètres physiques. Les trois principaux paramètres sont : – le temps de relaxation spin-réseau (T1) ; – le temps de relaxation spin-spin (T2) ; – la densité protonique (quantité de noyaux d’hydrogène présents par unité de volume). Le signal IRM dépend aussi de multiples autres paramètres, tels que l’existence de déplacement de liquide au sein de la coupe (en particulier le flux sanguin et le flux du LCR), la température, la diffusion, la pré- sence de substances modifiant la susceptibilité magnétique locale, etc.