Un peu de Physique                            

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

  Remonter

Quelques notions (très) élémentaires...                                (Lien vers.. Cours d'apprentissage : L'IRM pas à pas.)
Le corps entier du patient est soumis à un champ magnétique très puissant (1.5 Tesla à Poitiers) capable de modifier l’orientation des atomes de certaines molécules. En imagerie, ce sont les protons (chargés électriquement +) des atomes d’hydrogène  qui sont utilisés. Les protons d’hydrogène sont particulièrement nombreux dans le corps humain(combinés à l’oxygène, ils forment les molécules d’eau : H2O). Rappelons que chez l’homme, l’eau représente 75% du poids total. Ces protons qui possèdent des propriétés magnétiques vont s’aligner dans la même direction que celle du champ magnétique de l’appareil. (Alors qu’à l’état naturel, ils sont orientés dans tous les sens).

A l’aide d’un générateur d’ondes radiofréquences (RF), il est possible de modifier l’orientation simultanée de ces protons. C’est le principe de la résonance magnétique nucléaire (nucléaire, car il s’agit du noyau des atomes d’hydrogène). Après l’arrêt de la stimulation RF de très courte durée, les protons aimantés ont tendance à reprendre leur orientation d’origine en restituant l’énergie sous forme d’ondes  radiofréquences. Ces ondes seront amplifiées et  captées par une antenne de réception (voir rubrique : Appareillage), analysées  et reconstruites par un puissant ordinateur sous forme d’images.

Chaque tissu possède sa propre densité  de protons, d’où des comportements différents. Ces différences sont à l’origine du contraste des images. Il est possible de réaliser des images en coupe  dans les trois plans de l’espace.  

Dans certains cas, une injection d’un produit par voie intraveineuse  sera nécessaire (environ 50% des examens) pour rehausser le contraste entre différents tissus (en pathologie inflammatoire, infectieuse ou tumorale).

Ce produit s’appelle Gadolinium, il n’a pratiquement aucun effet secondaire.

En savoir un peu plus sur le gadolinium?

Bien que le contraste soit généralement excellent pour les tissus mous sur les images d’IRM, il y a des circonstances ou les propriétés biophysiques  des tissus normaux et pathologiques sont semblables. En conséquence l’utilisation d’un produit de contraste devient nécessaire. On sait depuis 1946 que le taux de relaxation nucléaire T1  de l’eau pouvait être augmenté par l’addition d’ions paramagnétiques, tels que le nitrate ferrique. La plupart des lanthanides et des métaux de transition sont paramagnétiques, en raison d’un nombre impair d’électrons sur leur couche orbitale externe. Lorsqu’ils sont dissous dans un fluide, les ions paramagnétiques agissent comme des réhausseurs de la relaxation locale pour les protons environnants. En conséquence, les temps de relaxation T1 et T2 diminuent tous les deux en présence de substances paramagnétiques. A des concentrations faibles ou intermédiaires, le raccourcissement de T1  est prédominant. De ce fait, une récupération plus complète de la magnétisation entre les mesures se traduit par une augmentation de la force du signal sur les images pondérées en T1.

Le Gadolinium (Gd3+) est l’agent, modifiant la relaxation du proton, le plus efficace de tous les ions paramagnétiques.

Pour utiliser les propriétés du gadolinium, il faut relier chimiquement le métal à une molécule vectrice (ces molécules sont appelées ligands) possédant une haute affinité pour le gadolinium. La molécule résultante est appelée Chélate .

On parlera donc de Chélate de gadolinium. Quelque soit le fabricant, les doses administrées sont : 0.2 ml par Kg. A titre d’exemple, une personne de 50 Kgs recevra une quantité de 10 ml.

Bases physiques de l'Imagerie par Résonance Magnétique (IRM)

La résonance magnétique nucléaire est un phénomène physique de découverte relativement récente décrit pour la première fois à la fin des années 40 par Bloch et Purcell dont les travaux furent récompensés par un prix Nobel.
Il est lié au fait que certains noyaux possèdent un très faibles moment magnétique. Jusqu'au début des années 70, où ont été présentées les premières images rudimentaires, la RMN est restée un outil de spectroscopie utilisé par les physiciens, chimistes et biologistes pour étudier la structure fine des édifices moléculaires. Les premières images par résonances magnétique nucléaire sont apparu début des années 80 et le signal utilisé pour la réalisation des images par résonance magnétique nucléaire résulte des propriétés magnétiques des noyaux d'hydrogène. C'est la raison pour laquelle lorsque nous utilisons le terme de proton, il s'agira le plus souvent du proton en tant que noyau de l'atome d'hydrogène et non au sens plus large de constituant des autres noyaux.

En radiologie conventionnelle ou en tomodensitométrie, le signal constituant l'image est fonction de la densité électronique des tissus par l'intermédiaire de leur coefficient linéaire d'absorption. En IRM, les paramètres conditionnant le signal sont beaucoup plus nombreux et conduisant de ce fait à une extraordinaire richesse d'informations. Citons parmi ces paramètres :

La densité de protons, bien sur, mais s'il était le seul, les images obtenues ne serait pas très éloignées de celles obtenues au scanner.
Les temps de relaxations longitudinal (T1) et transversale (T2) du proton.
Les phénomènes de flux qui modifient le signal de résonance magnétique du proton, etc ...
La résonance magnétique nucléaire est un phénomène physique de découverte relativement récente décrit pour la première fois à la fin des années 40 par Bloch et Purcell dont les travaux furent récompensés par un prix Nobel.
Il est lié au fait que certains noyaux possèdent un très faibles moment magnétique. Jusqu'au début des années 70, où ont été présentées les premières images rudimentaires, la RMN est restée un outil de spectroscopie utilisé par les physiciens, chimistes et biologistes pour étudier la structure fine des édifices moléculaires. Les premières images par résonances magnétique nucléaire sont apparu début des années 80 et le signal utilisé pour la réalisation des images par résonance magnétique nucléaire résulte des propriétés magnétiques des noyaux d'hydrogène. C'est la raison pour laquelle lorsque nous utilisons le terme de proton, il s'agira le plus souvent du proton en tant que noyau de l'atome d'hydrogène et non au sens plus large de constituant des autres noyaux.

En radiologie conventionnelle ou en tomodensitométrie, le signal constituant l'image est fonction de la densité électronique des tissus par l'intermédiaire de leur coefficient linéaire d'absorption. En IRM, les paramètres conditionnant le signal sont beaucoup plus nombreux et conduisant de ce fait à une extraordinaire richesse d'informations. Citons parmi ces paramètres :

Le phénomène de RMN : Interaction d'une radiofréquence avec le système de spins

Jusqu'à maintenant, nous ne nous sommes intéressés qu'au comportement des spins dans un champ statique Bo. Une expérience de RMN, qu'il s'agisse d'imagerie ou de spectroscopie, consiste à placer les noyaux dans un champ statique Bo avec les conséquences que nous avons décrites sur la population de spin. L'obtention du signal de RMN se fait en modifiant l'état énergétique de la population de spins par l'interaction avec une onde électromagnétique. C'est le retour du système à l'état initial, à l'arrêt de l'excitation radio fréquence (RF) qui génèrera le signal de RMN.

Une onde R.F. appliquée à la fréquence de Larmor wo = g . Bo sur un ensemble de spin polarisés par un champ magnétique statique Bo crée un signal de résonance dont la valeur au temps t après l'arrêt de l'impulsion R.F. est :

S(t) = M exp(j. wo t) . exp (_t/T2*)

M est l'aimantation d'équilibre qui dépend de la fréquence d'imagerie utilisée et des paramètres intrinsèques (r, T1, T2). T2* est le temps de relaxation transversale apparent :
1/T2* = 1/T2 + g DBo en champ homogène DBo = 0 et par suite T2* = T2.


Le signal s(t) a la valeur maximum s(0) = M à l'instant t=0, c'est-à-dire immédiatement après l'arrêt de l'impulsion R.F. Cependant des raisons techniques, en particulier la durée d'éblouissement des antennes et les temps de commutation des gradients, imposent un délai d'attente entre la fin de l'impulsion R.F.et la lecture du signal. Pendant ce temps t, le déphasage entre les spins entraîne une décroissance de signal avec la constante de temps (1/T2*).


Pour faciliter la lecture du signal, on effectue la mesure après refocalisation des spins qui est obtenue selon deux modalités : méthode des "échos de spins" et des "échos de gradient".

a) ECHOS DE SPINS

Basculement de spin.




Tp est la durée d'application de l'onde (ou impulsion) RF excitatrice.

Dans le jargon de la RMN, on appellera "impulsion p/2" une impulsion RF qui bascule Mo d'un angle de 90° ( c'est-à-dire qui la couche dans le plan transverse xOy).Une impulsion P bascule Mz de 180° etc ...



Une impulsion 180° ( fonction porte P ) appliquée à l'instant TE/2 (Temps Echo) après l'impulsion R.F. initiale (90° par exemple) inverse l'ensemble des spins qui refocalisent à l'instant TE sous la forme d'un écho.


Cette méthode compense les inhomogénéités magnétiques du champ statique et permet ainsi de limiter la décroissance du signal par rapport à la valeur qui serait observée, au même instant TE, en l'absence d'impulsion 180° de refocalisation. A l'instant TE l'amplitude du signal est donc : s(t) = M exp(-TE/T2)

Les séquences d'échos de spins sont très utilisées en imagerie car elle perment d'obtenir un bon rapport signal/bruit et compensent les inhomogénéïtés magnétiques qui sont à l'origine d'artéfacts dans les images. Elles présentent cependant certains inconvénients :

Le temps d'acquisition des image est relativement long car le temps d'écho TE doit être supérieur au temps d'éblouissement desantennes, de l'ordre de quelques dizaines de millisecondes.
Le dépôt d'énergie R.F. au patient peut être élevé pour des impulsions 180° de forte amplitude. L'inversion du système de spins par l'impulsion 180° ne permet pas d'obtenir l'état d'équilibre dynamique (SSFP) requit pour la réalisation des séquences d'imagerie rapide.

Pour palier ces inconvénients d'autres méthodes d'imagerie ont été mises au point, dans lesquelles des gradients magnétiques remplacent les impulsions 180° de rephasage pour assurer la refocalisation des spin. Le signal est alors obtenu sous la forme d'un "écho de gradient".

b) ECHOS DE GRADIENT.

Un gradient magnétique appliqué après l'impulsion R.F. initiale accélère le déphasage entre les spins. Son inversion au temps TE/2 inverse le sens du déphasage des spins et prodit à l'instant TE une refocalisation du système de spins qui permet de recuellir un signal d'écho.


Cette méthode ne permet pas cependant de compenser les inhomogénéités du champ statique et par suite le signal observé à l'instant TE est : s(t) = M(0) . exp(-TE/T2) qui est inférieur à celui obtenu au moyen de la technique d'écho de spins. Elle permet cependant d'utiliser des temps d'écho TE très courts, de l'ordre de quelques millisecondes, d'autant plus courts que le gradient est plus intense. Ces méthodes sont de ce fait les plus utilisées dans les techniques d'imagerie rapides.

Image d'une distribution de densité de proton.
Imagerie IRM


 GENERALITES

M(x) étant la densité linéique d'aimantation, l'aimantation d'un élément d'étendue dx est M(x).dx. Une onde RF appliquée à la fréquence de Larmor wo = g Bo, crée un signal s(t) dont la valeur à l'instant t après l'arrêt de l'impulsion est :

dso(t) = M(x) exp (j wo t) exp (-t/T2*) dx



Le signal correspond à l'ensemble de la distribution est :

so(t) = ò M(x) exp (j wo t) exp (-t/T2*) dx


comme M(x) = 0 en dehors de la distribution on a aussi :

so(t) = ò M(x) exp (j wo t) exp (-t/T2*) dx

so(t) = M exp (j wo t) exp (-t/T2*), avec M = ò M(x) . dx

M est l'aimantation de l'ensemble de la distribution.

So(t) est un signal exponentiellement amorti, de fréquence wo, dont l'enveloppe a pour equation : s(t) = exp (-t/T2*) ò M(x) . dx = M . exp (-t/T2*)

Le signal obtenu correspond à la mise en résonance, avec la même fréquence wo, de tous les spins, ce qui ne permet pas d'obtenir une image de la distribution. Il faut pour cela connaître la contribution qu'apporte au signal total, so(t) , l'aimantation M(x) de chaque point de la distribution. On y parvient en réalisant un "codage en fréquence" de l'objet au myen d'un gradient magnétique de direction Ox. Pour cela, on superpose au champ statique Bo un champ magnétique dont l'intensité dépend de la position, x et appelé de ce fait "gradient magnétique".


Le gradient de champ est généralement linéaire, d'intensité constante, Gx et la valeur du champ magnétique total en un point quelconque, x, est :Bx = Bo + x Gx
Chaque spin a donc une fréquence de résonance wx = g (Bo + xGx) qui dépend de la position x. Par suite une onde R.F. d'étendue spectrale Dw, centrée sur la fréquence de Larmor wo crée un signal de résonance décomposable par transformée de Fourier (T.F.) en ses différentes composantes fréquentielles wx, la valeur de wx dépendant directement de la position x. On peut ainsi assigner à chaque composante spectrale wx du signal s(t) une position x, ce qui réalise le codage en fréquence de la distribution de spins. A chaque fréquence wx analysée dans le signal s(t) correspond un point x de la distribution tel que : wx = g (Bo + x Gx).

Soit x = (wx/g) –Bo/ Gx

 IMAGE D'UNE DISTRIBUTION PLANE

Dans le cas d'une distribution plane, le gradient Gx permet de determiner, conformément aux développements précédents, l'aimantation d'une rangée de spins parallèle à l'axe Oy et de largeur dx :



[ ò M(x,y) dy ]dx

Pour différencier les pixels selon l'axe Oy, on applique, préalablement au gradient de lecture Gx, un gradient qui déphase les spins dont le fréquence de résonance n'est plus wo mais :
wy = g (Bo+Gx . x + Gy . y)
Pour cette raison Gy est appelé gradient de phase et réalise un codage en phase de l'image.



En pratique l'intensité du gradient Gy est ingrémentée lors de chaque acquisition selon la relation : Gy = Go (n – (N-1)/2) avec 0< n < (N-1)
N est le nombre de lignes choisi pour construire l'image.

Cette méthode de reconstruction d'image est la plus utilisée actuellement. Elle consiste donc à créer un déphasage local des spins au moyen d'un d'un gradient de phase Gy, ce qui justifie sa denomination "spin-Warp". La détermination de l'aimantation M(x,y) en chaque point est obtenue en effectuant une T.F. bidimentionnelle, portant sur les variables kx (discrétisation de x) et n, du signal mesuré S(kx,n). Cette opération est réalisée au m couleur oyen de procédures informatiques rapides, FFT (Fast Fourier Transform) d'où le nom de 2DFT également donné à cette méthode.

Séquence d'acquisition d'une image couleur.

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