Principe de l’imagerie par résonance magnétique

L’IRM est une technique d’exploration non-invasive couramment utilisée en clinique et en

re-cherche. Elle est utilisée pour imager le corps entier, et plus spécifiquement le système nerveux

central, musculo-squelettique, cardiovasculaire et abdominal. Les avancées faites sans cesse dans

le domaine de l’imagerie permettent de connaître la composition (graisse, eau, sang...), la structure,

la fonctionnalité et le métabolisme du tissu observé.

La formation de l’image en IRM repose sur les propriétés électromagnétiques des noyaux des

atomes. Certains noyaux comme le noyau d’hydrogène (

¹

H) présente une rotation de spin ou moment

magnétique (~µ) élevé lui conférant des propriétés électromagnétiques (Figure 21.A). Peu d’atomes

ont cette capacité. Le carbone 13 (

¹³

C), le sodium 23 (

²³

Na) et le phosphore 31 (

³¹

P) en font partie

et peuvent également être détectés par IRM. L’hydrogène de l’eau représentant 2/3 des atomes de

l’organisme, c’est logiquement que l’IRM s’est développée autour de sa détection (Figure 21).

FIGURE21 – Principe physique de l’IRM.A.Moment magnétique ou spin du noyau de l’atome

d’hydro-gène (

¹

H).B.Orientation des spins du

¹

Hsoumis à un fort champ magnétique en deux populations :

parallèles et anti-parallèle avec une légère prépondérance de la première.C.Chaque spin décrit un

mouvement de rotation autour deB~ appelé mouvement de précession (ou fréquence de Larmorω )

3.2. Principe de l’imagerie par résonance magnétique

Soumis à un fort champ magnétique _B~

₀

, les noyaux d’

¹

H s’orientent de manière parallèle ou

anti-parallèle à ce champ (Figure 21.A et B). La première nécessite moins d’énergie que la seconde

engendrant une différence de répartition des spins des protons en faveur de l’état parallèle. De cette

petite inégalité de répartition, nait le signal RMN visible à l’échelle tissulaire.

Pour enregistrer un signal, il faut perturber cet état d’équilibre en l’excitant par une interaction entre

une onde radiofréquence (RF) et les spins en précession. Chaque spin décrit un mouvement de

ro-tation autour de_B~

₀

appelé mouvement de précession (ou fréquence de Larmorω

0

) qui dépend des

caractéristiques propre du proton et de la force deB~

₀

(Figure 21.C). L’excitation du système par une

onde RF à la même fréquence de résonance que les spins des protons d’

¹

H apporte de l’énergie, que

le système devra restituer à la fin de la phase d’excitation : c’est la phase de relaxation. Lors de la

phase d’excitation les spins qui précessaient autour de_B~

₀

_{basculent perpendiculairement àB}~

₀

_{, grâce}

à l’envoi d’une onde RF à 90°, et tendent ensuite à revenir à leur état d’origine par deux phénomènes

de relaxation magnétique : la relaxation longitudinale où l’aimantation cherche à revenir vers son

énergie d’origine (population parallèle et anti-parallèle) et une relaxation transversale où les protons

se déphasent (i.e.ne précessent plus exactement à la même vitesse) (Figure22).

Deux types d’aimantation tissulaire sont observés :

– la repousse longitudinale (dans l’axe deB~

₀

) caractérisée par le paramètre T1. Le T1 correspond

au temps de repousse pour que l’aimantation longitudinale revienne à 63% de sa valeur finale.

Le T1 dépend des interactions spin-réseau (tendance des spins à s’orienter parallèlement à_B~

₀

)

et donc de la mobilité des protons d’hydrogène du tissu. Un tissu constitué de petites

molé-cules possédant un degré de liberté élevé (comme le liquide céphalorachidien) présentera un

T1 long (apparaissant en hyposignal, noir) alors qu’un tissu constitué de molécules de haut

poids moléculaire, donc avec un degré de liberté plus faible, (comme la graisse) cédant plus

facilement leur énergie sera court (apparaissant en hypersignal, blanc). Les valeurs de T1 sont

donc proportionnelles à la force du champ principal (Figure 22.D).

– la repousse transversale caractérisée par le paramètre T2. Le T2 correspond au temps

néces-saire pour que l’aimantation transversale atteigne 37% de sa valeur initiale (Figure 22.D). La

relaxation transversale est due au déphasage ou perte de cohérence de phase des spins.

Ap-pelé également relaxation spin-spin, ce phénomène est la conséquence des inhomogénéités

de champs d’origine moléculaire, induites par les protons eux-mêmes, mais aussi les

inho-mogénéités de champ propre à B~

₀

. Des séquences dites en spin-écho conçues pour limiter la

contribution des inhomogénéités de champ dues àB~

₀

permettent de pondérer les images en

T2. En revanche, les séquences pondérées en T2* qui ne s’affranchissent pas du déphasage des

spins sont plus sensibles à la présence de substances induisant des perturbations du champ

ma-gnétique comme le fer et permettent de détecter leur présence. L’eau présente un T2 plus long

que la graisse, ils apparaitront respectivement en hypersignal et hyposignal sur une séquence

pondérée en T2 .

Il est à noter que l’aimantation longitudinale tissulaire est proportionnelle à la concentration de

proton dans le tissu. Une image peut donc être pondérée en densité de proton (ρ). Plus la

concen-tration de protons sera élevée, plus le signal sera fort.

Une image peut donc être pondérée en T1 ou en T2 selon les paramètres d’acquisition choisis

(TR et TE). Ces pondérations sont à l’origine du contraste en niveau de gris que l’on observe. Selon

la pondération, une même structure peut apparaître successivement en hypersignal (signal intense

apparaissant plutôt blanc) puis en hyposignal (signal faible apparaissent plutôt noir).

FIGURE22 –A.Le moment magnétique d’un spin est constitué de deux composantes : l’aimantation

longitudinale parallèle à_B~

₀

et dont l’intensité maximale correspond à l’état de repos ; l’aimantation

transversale perpendiculaire au champ principal _B~

₀

_{dont la valeur est très faible devant B}~

₀

_.

L’ai-mantation transversale est maximale lorsque le système est déséquilibré par l’envoi d’une onde RF

perpendiculaire à_B~

₀

.B.Lors de l’excitation par une onde RF à 90° dans un plan perpendiculaire à

~

B

₀

, l’aimantation bascule, la composante longitudinale disparait et la composante transversale

ap-parait pour atteindre son intensité maximale.C.Dès que le système n’est plus excité par l’onde RF,

l’aimantation transversale décroit et l’aimantation longitudinale retourne à sa valeur maximale.D.

Chacun de ces phénomènes présente sa dynamique propre dont les paramètres respectifs sont le T2

et le T1. Ils permettent selon le temps d’écho (TE : temps entre l’impulsion RF et l’acquisition du

signal) et le temps de répétition (TR : temps entre deux impulsions RF) choisis de pondérer l’image

en T2 ou en T1 pour faire ressortir les structures voulues.

Lors de la relaxation, la composante transversale décrit une spirale à l’origine du signal de

préces-sion libre (Free Induction Decayou FID) qui décroit régulièrement du fait de la relaxation (Figure 22).

Ce signal est un signal électrique mesurable. Le signal FID est ensuite numérisé et décodé dans le

plan de Fourier pour former l’image.

La numérisation du signal implique la discrétisation de l’espace,i.e.que l’image finale est découpée

en sous unité : le pixel. Chaque pixel présente une valeur d’intensité unique qui reflète de la mesure

physique effectuée. En IRM cette grandeur physique représente l’intensité d’aimantation

macrosco-pique des protons de l’

¹

H dans chaque partie de l’espace (Figure 23).

3.2. Principe de l’imagerie par résonance magnétique

FIGURE23 – Schéma représentant les étapes de la formation de l’image en IRM. Le signal analogique

FID provenant de chaque pixel de l’image est discrétisé, puis les signaux utilisés pour remplir l’espace

k du plan de Fourier. Après transformation de Fourier l’image est reconstruite. Adapté de[132].

Le signal IRM est particulier. Il dépend de plusieurs paramètres instrumentaux, de plusieurs

gran-deurs physiques et des mouvements micro et macroscopiques. L’interprétation des images doit donc

toujours tenir compte des conditions d’acquisitions, ce qui ne permet pas toujours la comparaison

des images d’une étude à l’autre.

L’interprétation du signal dépend du type de pondération utilisée. Chaque tissu peut-être

carac-térisé par son signal en T1 ou en T2. De manière non-exhaustive, voici les structures qui donnent

des signaux reconnaissables :

1. Les séquences pondérées en T1 font ressortir en hypersignal les substances à T1 court comme

les lipides (d’origine physiologique ou pathologique), les protéines (kystes et mucocètes).

2. Les séquences pondérées en T2 font ressortir en hypersignal les substances à T2 long comme

l’eau libre (liquide céphalo-rachidien, urine, épanchements) l’eau interstitielle (œdème), le

sang stagnant (rate, corps érectiles).

3. L’utilisation de produits de contraste pour améliorer le contraste i.e. la sensibilité et la

spé-cificité de la séquence, modifie le signal émis pour révéler les structures l’ayant absorbé. Les

produits de contraste les plus utilisés sont des agents paramagnétiques à base de gadolinium,

un lanthanide qui a la capacité de raccourcir le T1 du tissu environnant. La prise de contraste

d’une lésion après injection de gadolinium permet de statuer sur la perméabilité de la barrière

hémato-encéphalique, dans le cas des pathologies cérébrales.

4. Enfin, certaines structures présentent peu de signal en IRM, quelle que soit la pondération :

poumons (absence de protons dans l’air), les tissus solides (os cortical, émail), les tissus riches

en collagène (tendons, ligaments, fibrose), le gadolinium concentré, le fer concentré, les

hé-matomes (en phase aigüe 1-3 jours et chronique>14 jours).

Les séquences IRM se déclinent de plus en plus et aujourd’hui ; on parle en plus de l’IRM

ana-tomique (séquence pondérée en T1 et T2), d’IRM de perfusion, de diffusion, spectroscopique... qui

permettent de caractériser des phénomènes biologiques de manière non invasive. Cependant, ces

sé-quences sont toujours en voies d’évaluation approfondies pour être utilisées en clinique de manière

routinière et standardisée.

3.3 Application clinique de l’imagerie par résonance magnétique dans

Dans le document Thérapies par rayonnements appliquées au cas du glioblastome : Intérêt du suivi par spectroscopie et imagerie de diffusion par résonance magnétique. Vers une thérapie bimodale. (Page 79-83)