Chapitre V. Vers la compatibilité pour l’Imagerie par Résonance Magnétique : Etude du
V.2. Risques de l’Imagerie par Résonance Magnétique
Dans cette partie nous présentons d’abord le principe de l’imagerie par Résonnance Magnétique, puis nous présentons les risques liés à l’IRM.
V.2.1. Principe de l’IRM
L’Imagerie par Résonance Magnétique nucléaire est une technique d’imagerie médicale non invasive permettant d’obtenir des images 2D ou 3D de l’intérieur du corps humain d’une résolution de quelques millimètres en quelques minutes. L’IRM en milieu hospitalier est basée sur la spectroscopie par Résonance Magnétique Nucléaire (RMN) de l’atome d’hydrogène, composé d’un seul proton et d’un nombre de spin nucléaire I non nul (I=1/2). L’IRM permet d’obtenir des informations sur la graisse (10% - 15%) et l’eau (60% -70%) présents dans le corps humain [Kastler, 2003]. La Figure V.1 présente le schéma d’un scanner IRM.
Le principe d’une acquisition IRM repose sur l’application d’un champ magnétique statique 𝑩𝟎 qui engendre une polarisation des spins nucléaires, créant ainsi une très faible aimantation nucléaire macroscopique 𝑀0 alignée et proportionnelle à B0. Puis, une brève pulsation de champ magnétique radiofréquence (RF) 𝑩𝟏 à la fréquence angulaire de Larmor 𝜔0= 𝛾 ∙ 𝐵0 est appliquée au moyen d’une antenne d’émission. 𝛾 est une constante qui correspond au rapport gyromagnétique du noyau (ici d’hydrogène). L’aimantation 𝑀 bascule alors hors de son état d’équilibre et crée une composante 𝑀 de
Chapitre V :
Vers la compatibilité pour l’Imagerie par Résonance Magnétique : Etude du nickel phosphore
l’aimantation nucléaire, transversale à 𝑀0 et 𝐵0. Une fois le champ RF interrompu, l’aimantation transversale 𝑀𝑡 retourne à son état d’équilibre thermique par un mouvement de précession autour de 𝐵0 à la fréquence de Larmor.
Le phénomène de résonance magnétique nucléaire s’observe après application du champ RF. La dépendance en temps de l’aimantation transversale 𝑀𝑡 est détectée par l’antenne radiofréquence de réception. Enfin, La localisation spatiale du signal RMN est réalisée au moyen de gradients de champ magnétique qui modifient légèrement les fréquences de précession des protons en fonction de leur position dans le gradient de champ.
Figure V.1 : Schéma d’un appareil IRM, traduit depuis [Coyne, 2012].
V.2.2. Risques liés au champ magnétique statique
Aujourd’hui les patients sont examinés dans des champs magnétiques statiques de 1,5 T (voire 3 T). A titre de comparaison, le champ magnétique terrestre est négligeable puisqu’il est compris entre 20 µT et 70 µT.
Les champs magnétiques statiques des appareils IRM peuvent provoquer des moments et des forces magnétiques dans les pacemakers. Il en résulte un déplacement des objets qui composent le pacemaker lorsqu’ils sont à base de matériaux ferromagnétiques [Luechinger, 2001]. Nous reviendrons sur les notions de ferromagnétisme (diamagnétisme et paramagnétisme) dans le paragraphe V.5.2.
Un exemple concret de l’effet du champ magnétique statique sur le fonctionnement des pacemakers concerne l’utilisation d’interrupteurs « Reed » à lame magnétique. Le principal inconvénient de ces interrupteurs est l’impossibilité de connaitre l’état (ouvert ou fermé) dans lequel ils se trouveront lors de l’examen [Luechinger, 2002] pouvant perturber le mode de fonctionnement du pacemaker (synchrone ou asynchrone). Aujourd’hui, ces interrupteurs sont remplacés par des capteurs à effet Hall dont le comportement est bien plus prédictif.
Chapitre V :
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L’ordre de grandeur des forces magnétiques est fortement dépendant de la masse du pacemaker implanté : il est de quelques dizaines de mN (80 mN pour une masse de 21,7 g pour le dispositif Medtronics Thera SR 8960i)[Luechinger, 2001] et l’ordre de grandeur des moments est de quelques mN/m [Shellock, 2006]. Par ailleurs, des forces d’attractions peuvent déplacer le dispositif de quelques degrés [Shellock, 2006].
V.2.3. Risques liés aux gradients de champ magnétique
Les gradients de champ magnétiques nécessaires au codage spatial se situent entre 20 mT/m et 200 mT/m pour un IRM de 1,5T. Les variations temporelles des gradients de champ sont rapides (environ 100 mT/m/ms). Le gradient de champ magnétique peut induire une variation de la tension appliquée dans les sondes des pacemakers. Si les variations de tensions sont suffisamment grandes, il en résulte une stimulation anormale du cœur [Gimbel, 2009; Tandri, 2008].
V.2.4. Risques liés aux champs radiofréquence
A la fin de chaque impulsion RF, les protons retournent à leur orientation à l’équilibre en libérant de l’énergie sous la forme d’onde RF captées par une antenne de réception. Les tissus vont absorber une partie de cette énergie et s’échauffer (effet résistif). L’échauffement est quantifié par un paramètre appelé SAR (Specific Absortion Rate) exprimé en W/kg. Pour l’imagerie du corps humain, le SAR doit rester en dessous de 4 W/kg.
Par ailleurs, la présence d’un métal en contact avec le corps, peut induire une brûlure superficielle localisée causée par la concentration d’énergie RF à cet endroit (effet d’antenne). Il a été reporté que l’extrémité des sondes (électrodes) peut s’échauffer jusqu’à 20°Cet provoquer des lésions [Luechinger, 2005]. D’autres complications ont été reportées comme une stimulation non désirée ou anormale, la remise à zéro sur pacemaker, ou encore une modification de la tension minimale provoquant un battement cardiaque [Ferreira, 2014].
V.2.5. Cas du stimulateur cardiaque sans sonde
Deux stimulateurs cardiaques sans sonde, Micra (Medtronics) et Nanostim (St Jude’s Medical), sont prévus pour être compatibles avec un examen IRM [Sperzel, 2016] [Medtronics, 2016]. Ces pacemakers sont placés dans un mode de sécurité au cours de l’IRM [Jung, 2012] et les études les concernant sont assez positives.
Chapitre V :
Vers la compatibilité pour l’Imagerie par Résonance Magnétique : Etude du nickel phosphore
Les études les plus avancées concernent le leadless pacemaker Micra. L’absence de sonde, la petite taille (0,8 cm3) et la faible masse (1,75 g) du pacemaker permettent de réduire l’ensemble des risques liés à la compatibilité IRM. Les très récents résultats de Soejima et al. montrent que l’augmentation de la température serait d’environ 0,4°C à 1,5T et d’environ 0,5°C à 3 T pour des gradients de 25 mT/m. Par ailleurs, le cas de deux implants disposés côte-à-côte permettant de prévoir le cas d’une nouvelle implantation sans remplacement de l’ancien implant a été considéré. Les simulations montrent que cette configuration n’engendre pas d’augmentation de température supplémentaire. Par ailleurs, des tests cliniques ont également été effectués et des mesures aux rayons X montrent qu’aucun déplacement n’a été observé après un scan IRM [Soejima, 2016].
V.2.6. Cas du transducteur
Dans le cas où le transducteur est composé d’un matériau ferromagnétique, nous pensons que le principal risque provient du champ magnétique statique. En effet, ce champ peut induire un déplacement ou une torsion du cadre ou des peignes du transducteur. Ces déplacements pourraient causer un court-circuit et donc un arrêt du fonctionnement du transducteur. Certaines études reportent que l’ordre de grandeur des déplacements induits par des composants ferromagnétiques pouvaient être de l’ordre des déplacements dus à la force de gravité [Luechinger, 2001]. Plutôt que d’ignorer cette problématique, nous nous proposons d’étudier une alternative au nickel.