ETAT DE L’ART
II. B.1.2.1/ Principe de l’ERM
L’élastographie par résonance magnétique, tout comme l’élastométrie impulsionelle ultrasonore consiste à mesurer l’élasticité et la viscoélasticité des tissus. Elle nécessite la génération d’une onde de compression au niveau du foie par un stimulateur externe et d’une méthode d’imagerie permettant de suivre les ondes de cisaillement se propageant dans le tissu pour en déduire leur célérité puis l’élasticité. Lorsque qu’un tissu semi-solide, isotrope et homogène est soumis à un stimulus mécanique, deux types d’onde mécaniques sont générées: les ondes mécaniques longitudinales se propageant dans l’axe du stimulus et les ondes mécaniques transversales (ou ondes de cisaillement) se propageant plus lentement dans une direction perpendiculaire au stimulus. Cependant, afin de pouvoir obtenir ces deux types d’ondes dans un tissu mou, il est nécessaire d’utiliser une basse fréquence de stimulation, les tissus mous se comportant comme un liquide à haute fréquence annulant la propagation des ondes de cisaillement. Ces dernières vont déplacer les structures du tissu à la fréquence du stimulus. En revanche, la vitesse de déplacement des ondes est conditionnée par les propriétés d’élasticité du tissu. Cette propriété est très importante et permet, à partir d’une séquence sensibilisée aux mouvements, de remonter aux propriétés d’élasticité du tissu notamment par le calcul du module de cisaillement (μ). En effet, dans les tissus biologiques mous, le module d’Young (E) est considéré comme le reflet du module de cisaillement et approximé comme valant 3 fois la valeur du module de cisaillement.
Pour suivre les ondes de cisaillement, un gradient sinusoïdal sensible au mouvement et synchronisé avec l’excitation mécanique externe est rajouté aux autres gradients. Le décalage en phase (I) de l’aimantation transversale de coordonnée (r) se déplaçant avec un mouvement périodique à la fréquence du stimulateur en présence d’un gradient de champ magnétique G0 est donné par la relation suivante :
൫Ԧǡ ɅሬԦ൯ ൌ ɀሺሬሬሬሬԦǤ ɂ ሬሬሬԦሻ
ʹ ൈ ൫ሬԦǤ Ԧ Ʌ൯
Eq. II-21 où ሬሬሬሬԦǤ ε ሬሬሬԦ est le produit vectoriel entre le vecteur gradient de champ magnétique et le vecteur déplacement, N le nombre de cycle du gradient de mouvement, T la période du gradient de sensibilisation au mouvement (GSM), k le vecteur d’onde et J le rapport gyromagnétique du proton. La soustraction de deux images de phases obtenues à partir de deux acquisitions réalisées avec des GSM avec des polarités opposées permet de mesurer le déplacement induit par l’onde mécanique. A partir de l’imagerie de phase, la longueur d’onde (O en m) de l’onde de cisaillement est calculée et sa célérité (Q en m.s-1) en est déduite selon la relation :
ɋ ൌ ɉ ൈ
Eq. II-22 où f0 est la fréquence en s-1 du stimulateur externe. Une fois la célérité de l’onde de cisaillement connu, il est possible d’en déduire le module de cisaillement (μ) du tissu en considérant ce dernier comme purement élastique et en négligeant la dissipation dans le milieu à partir de la relation suivante :
Ɋ ൌ ߩǤ ߥ;
Eq. II-23 où ρ est la densité du tissu en kg.m-3.
Les propriétés du simulateur externe doivent être en accord avec les exigences techniques nécessaire en IRM (amagnétique et ne perturbant pas le champ statique B0). Trois types de stimulateurs externes sont répertoriés dans la littérature: Des stimulateurs électromécaniques, des stimulateurs piézo-électriques, et des stimulateurs générant une pression via une onde acoustique. Le générateur de signal alimentant ces stimulateurs est synchronisé avec la séquence (Fig. II-14).
Fig. II-14 : Stimulateurs utilisés pour l’ERM : a) Diagramme de fonctionnement, b) stimulateur
Chapitre 2: Quantification non-invasive des hépatopathies chroniques: Etat de l'art
Quantification non-invasive de la fibrose hépatique - Les méthodes fondées sur l'élastographie
132 En 2007, Huwart et al (146) ont utilisé un transducteur mécanique amagnétique placé sous le patient allongé en décubitus au niveau de la dernière cote. Le transducteur amagnétique est composé d’un piston oscillant de 6.5 cm de diamètre relié à une bobine commandé par un générateur de signal, la fréquence était fixée à 65 Hz. Le générateur de signal est synchronisé avec la séquence via un signal émis par le spectromètre de l’imageur.
En 2008, Milot et al. (147) ont utilisé un générateur de signal permettant de fixer la forme et la fréquence d’un signal amplifié par un amplificateur de puissance à large bande-passante (30 Hz – 50 KHz) pour alimenter un caisson de basse de forte puissance (600 W sous une impédance 8 : et de grand diamètre (48 cm) permettant d’atteindre une bande passante restreinte aux basses fréquences (30 Hz – 2 Khz ) et placé à distance de l’aimant. Les mouvements d’air émis par le caisson sont recueillis à l’aide d’une enceinte plastique enfermant le caisson et transmis à un tambour placé au niveau du foie via une tubulure semi rigide de 10 mètres de long pour un diamètre de 25 mm. La fréquence de vibration du tambour est la fréquence fixée par l’utilisateur à l’aide du générateur de signal. Ils utilisaient une fréquence maximale de stimulation de 172 Hz.
Rouvière et al (148) ainsi que Yin et al (149) ont utilisé un principe similaire (Fig. II-15) avec une fréquence respective de 80 et 60 Hz avec une approche transcostale. A ce propos, Yin et al rapportait que l’utilisation d’un tambour de grand diamètre diminuait le phénomène de diffraction de l’onde et permettait de mieux s’adapter à la morphologie des patients.
Fig. II-15 : Principe du simulateur externe utilisé par Yin et al (149) pour la réalisation d’ERM
hépatique. Ce simulateur expérimental permet de générer des ondes de compression dans le foie sans générer d’artefacts.
Wang et al (150), Kim et al (151) en 2011 puis Rustogi et al (152) en 2012 ont utilisés un prototype développé à la Mayo Clinic (Rochester, USA) et fondé sur le même principe, qui délivrait une onde acoustique de 60 Hz.
Pour recueillir les images de phases, la majorité des auteurs (147-150) ont proposé l'utilisation d'une séquence en écho de gradient de type FLASH afin d'obtenir des temps d'acquisition comaptible avec l'apnée. Des angles de bascule situé entre 15° et 30, des TR situé entre 37,5 et 110 ms et des TE compris entre 19 et 24 ms étaient utilisés. La mise en route du stimulateur externe était synchronisée avec le lancement de la séquence juste avant l’application du gradient de sélection de coupe.
Huwart et al (146) ont proposé d'utiliser d'une séquence en écho de spin (TR/TE, 431/61 ms, FOV 25 cm matrice 64 × 64) avec un dispositif de synchronisation respiratoire utilisant un système d’écho navigation, le capteur était placé sur l’hémi-diaphragme droit. Le temps d'acquisition était dépendant du rythme respiratoire et était d'environ 20 minutes. Ces même auteurs ajoutaient qu’il était possible d’utiliser une séquence de type EPI dans ce contexte sans altérer la qualité et les performances du protocole (153).
Fig. II-16 : Chronogramme de la séquence sensibilisée aux mouvements utilisée par yin et al (149)
permettant de suivre la propagation des ondes dans le foie.
II.B.1.2.2/ Performances diagnostiques de l’ERM hépatique dans la quantification de la