Pondération par la séquence

Principes du codage spatial :

En vertu d’un principe physique général qui veut que l’on puisse localiser la source d’un rayonnement (ici l’onde émise par l’aimantation en précession) à l’échelle de sa longueur d’onde, la localisation du signal en IRM nécessite une technique particulière de codage spatial, les longueurs d’ondes impliquées étant de l’ordre de grandeur du mètre. Ce codage spatial est réalisé au moyen de gradients de champ magnétique qui modulent le champ magnétique statique au travers de l’espace. Ils permettent ainsi de discriminer des signaux d’origines spatiales différentes par leur fréquence⁶ de résonance, ou par un déphasage accumulé. Par ailleurs l’utilisation d’impulsions radiofréquences sélectives permet d’acquérir directement le signal provenant de tranches bien définies de l’échantillon lorsqu’on applique un gradient de champ pendant l’excitation. L’utilisation conjointe de gradients dans les trois directions de l’espace permet de réaliser une imagerie en trois dimensions au moyen de la technique de RMN.

Cependant l’application de ces gradients de champ à pour effet de déphaser les spins du volume d’intérêt entre eux ce qui se traduit pas une perte du signal total mesurable. Ce dernier est en effet proportionnel à l’aimantation résultante de tous les spins du volume considéré. On utilise ainsi des techniques d’échos qui consistent à refocaliser les spins entre eux (même phase) au moment de l’observation, afin d’accroître la quantité de signal. Les séquences IRM sont réparties en deux classes différentes basées sur l’écho de gradient ou l’écho de spin.

A la suite du codage spatial de l’information, le signal mesuré par IRM est directement proportionnel à la transformée de Fourier de l’objet. Dans l’espace réciproque de l’image (i.e. l’espace de Fourier, également appelé espace-k), les trajectoires d’acquisitions sont liées à la séquence particulière d’application des gradients de champ magnétique et des impulsions RF aux cours de l’expérience. Au final, l’image se déduit du jeu de données acquises par simple application de la transformée de Fourier inverse.

6 On rappelle que la fréquence de résonance est directement proportionnelle à l’intensité du champ magnétique statique dans lequel baignent les spins.

Effets T2* :

En ce qui concerne la relaxation transversale, un processus supplémentaire peut accélérer la relaxation. Il s’agit d’éventuelles inhomogénéités locales de champ magnétique à grande échelle, qui accélèrent le déphasage des spins en étalant le spectre des fréquences de précession. Ce type d’effets est observé notamment à l’interface entre deux milieux de susceptibilité magnétique différente et apparaît sur les images par un hyposignal (i.e. une perte de signal). Le temps de relaxation transversal apparent T2* se déduit du temps T2 et d’un temps associé aux effets d’inhomogénéités de champ T₂^inhpar : 1T₂^* =1T₂ +1T₂^inh [1.22]

Contrairement aux relaxations longitudinale et transversale qui sont des phénomènes irréversibles, l’effet des inhomogénéités de champ est réversible : il peut être compensé ponctuellement au moyen de la technique d’écho de spin ^[39], sous réserve que l’effet de la diffusion moléculaire soit faible devant la taille caractéristique des inhomogénéités de champ. Ainsi, selon le type de séquence utilisée, les trois relaxations T1, T2 et T2* permettent de moduler le contraste en IRM.

Pondération de la séquence :

Le choix du type de séquence permet donc d’obtenir une aimantation particulière qui dépend des différents paramètres caractéristiques de la séquence et des temps de relaxation de l’échantillon, c'est-à-dire que la séquence permet de moduler l’aimantation qui sera détectée par l’antenne de réception. Une partie du signal total capté par l’antenne provient d’un voxel donné, la reconstruction numérique de l’image permettra en définitive de lui attribuer la part qui lui est propre après décodage de l’information codée par la séquence.

Les deux séquences de bases utilisées en IRM sont les séquences de type écho de gradient et écho de spins. La première permet de pondérer une image en fonction des temps de relaxation T₁ ou T₂* alors que la seconde permet de s’affranchir des effets d’inhomogénéité de champ magnétique et de réaliser une pondération T₂. L’écho de gradient consiste à accumuler une certaine quantité de phase avant la « lecture » du signal de sorte qu’un rephasage se produise au centre de la fenêtre d’observation après inversion de la polarité du gradient. En écho de spin, le rephasage est provoqué par une impulsion RF de 180° qui transforme une avance de phase en retard. Le déphasage acquis au moment de cette impulsion sera donc naturellement compensé en laissant les spins en précession pendant la même durée.

La Figure I-9 montre le schéma de base des deux types de séquences. Le temps d’écho

t_E est défini comme la durée séparant l’impulsion RF du centre de la fenêtre d’observation ; c’est le temps qu’à la relaxation transversale pour agir. Le temps de répétition t_R est la durée séparant deux impulsions RF successives (répétition du motif élémentaire de chaque séquence) ; c’est le temps laisser à l’aimantation longitudinale pour repousser. Une séquence complète intègre ce motif élémentaire qui est répété N fois (autant qu’il y a de pas de codage de phase) conduisant donc à un temps d’acquisition total de N× tR.

a) Séquence d’écho de gradient b) Séquence d’écho de spin

Figure I-9 : Les séquences d’écho de gradients et d’écho de spin, figures extraite de ^[40]

La première ligne correspond à la séquence d’impulsions RF. Les trois lignes suivantes décrivent l’évolution des gradients pour les trois directions de l’espace. La dernière ligne correspond à l’acquisition du signal. a) Il s’agit d’une séquence de gradient 3D avec deux directions de codage de phase. L’écho est réalisé sur le gradient de lecture (Gfreq). b) Séquence d’écho de spin 2D. Une impulsion sélective est appliquée conjointement à un des gradients, ce qui permet de sélectionner une coupe dans la direction correspondante. Le codage de phase est réalisé suivant une direction. L’écho de spin est réalisé au moyen d’une impulsion de 180°. Notons que les schémas de séquence 2D ou 3D ne sont pas spécifiques à chaque type de séquence.

La Figure I-10, illustre l’effet des deux temps caractéristiques, t_E et t_R, sur le contraste. Un exemple de relaxations T₁ et T₂ est montré pour plusieurs tissus cérébraux : la matière grise, la matière blanche et le liquide céphalo-rachidien (CSF). Un temps d’écho long conduit à une perte de signal importante avec une forte pondération T₂. Un temps de répétition court permet de faire ressortir les structures de T1 différents. Naturellement les deux effets s’ajoutent et il est nécessaire d’en favoriser un tout en maintenant l’autre dans des proportions raisonnables pour obtenir le contraste attendu. En outre la densité de proton, variable selon les tissus, pondère également l’image en jouant sur la quantité d’aimantation totale à l’équilibre thermique.

Figure I-10 : Effets des temps d’écho et de répétition sur la pondération, figure extraite de ^[40]

White : matière blanche, gray : matière grise, CSF : liquide céphalo-rachidien. La relaxation variable des différents tissus permet de moduler la pondération de l’image en jouant sur les deux temps caractéristiques t_R et t_E. L’intensité relative du signal de chaque tissu est représentée, c'est-à-dire que la densité de protons qui varie selon le tissu, n’est pas prise en compte ici. Pour les tissus présentés, en conditions physiologiques, le liquide céphalo-rachidien est plus dense que la matière grise elle-même plus dense que la matière blanche. Une pondération supplémentaire, qui n’est pas représentée ici, affecte donc le contraste obtenu sur l’image.

Des nombreuses variantes des séquences présentées ici existent. En particulier les séquences d’écho de gradient rapide, i.e. pour des valeurs de t_R courtes (quelques dizaines de ms), permettent d’accroître l’efficacité de la séquence par unité de temps. Dans ce cas la répétition rapide de la séquence ne permet pas aux spins de relaxer complètement, et l’aimantation transversale obtenue au moment de l’écho présente une dépendance complexe vis-à-vis des temps de relaxation. Un régime d’équilibre dynamique est atteint au bout d’un certain nombre d’impulsions et une expression analytique simple peut parfois être formulée (cf. Chapitre III, p90).