Imagerie par résonance magnétique

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L'imagerie par résonance magnétique nucléaire (IRM) est une technique d'imagerie médicale d'apparition récente (début des années 1980) permettant d'avoir une vue 2D ou 3D d'une partie du corps, notamment du cerveau. Elle est basée sur le principe de la résonance magnétique nucléaire (RMN)^[1].

Grâce aux différentes séquences, on peut observer les tissus mous avec des contrastes plus élevés qu'avec la tomodensitométrie ; en revanche elle ne permet pas l'étude des corticales osseuses (tissus "durs") ni donc la recherche de fractures où seul l'œdème péri-lésionnel pourra être observé.

L'appareil IRM est parfois désigné sous le nom de scanner ce qui prête à confusion avec le CT-scan. Contrairement à ce dernier (et à d'autres techniques d'imagerie comme la TEP) l'examen IRM n'est pas invasif et n'irradie pas. Cela en fait donc un outil de prédilection pour la recherche biomédicale, et notamment en neurosciences cognitives. A partir des années 1990, la technique d'IRM fonctionnelle qui permet de mesurer l'activités des différentes zones du cerveau a en effet permis des progrès importants dans l'étude des bases neurobiologiques de la pensée.

[modifier] Histoire de l'IRM

Le principe de l'imagerie par résonance magnétique repose sur le phénomène de résonance magnétique nucléaire (RMN), c'est-à-dire portant sur le couplage entre le moment magnétique du noyau des atomes et le champ magnétique externe, décrit par Felix Bloch et Edward Mills Purcell en 1946, Prix Nobel de physique en 1952. Au début des années 1970, les nombreux développements qu'a connus la RMN, notamment en spectroscopie, laissent entrevoir de nouvelles applications de cette technique. Ainsi, Raymond Vahan Damadian propose dès 1969 d'utiliser la RMN dans un but médical et appuie sa proposition avec la démonstration que la spectroscopie RMN permet la détection de tumeurs^[2].

En 1973, un progrès important est accompli : s'inspirant des méthodes de reconstruction d'images utilisées en tomodensitométrie, Paul Lauterbur réalise pour la première fois une imagerie (qu'il baptise zeugmatographie) basée sur la RMN en utilisant le principe des "gradients" qui permettent de capturer l'image d'une "coupe virtuelle" d'un objet en deux dimensions^[3]. Simultanément mais de façon indépendante, Peter Mansfield propose une méthode similaire et introduit en 1977 la technique d'imagerie écho-planaire permettant la capture de nombreuses images en un temps relativement court.

Dans les années qui suivent, la technique évolue rapidement notamment grâce aux progrès réalisés en informatique et en électronique qui permettent de mettre en œuvre des méthodes numériques coûteuses en temps de calcul. Ainsi en 1975, Richard R. Ernst propose d'utiliser la transformée de Fourier pour analyser le codage en fréquence et en phase du signal IRM.

Les premières images de tissus humains seront produites en 1975 par Mansfield puis en 1977 sera réalisée la première image d'un corps humain vivant par Damadian qui dirigera ensuite la fabrication des premiers appareils commerciaux.

La principale innovation dans le domaine de l'IRM viendra avec la reprise par Seiji Ogawa des travaux de Linus Pauling et Charles Coryell sur le magnétisme de l'hémoglobine. En effet, le signal IRM émis par le sang oxygéné diffère du signal du sang désoyxygéné. Cette propriété permit donc à Seiji Ogawa, John Belliveau et Pierre Bandettini de réaliser en 1992 les premières images du cerveau en fonctionnement : en réponse à des stimulations visuelles, ils purent mesurer une augmentation du débit sanguin cérébral dans les aires visuelles du lobe occipital. La mesure de cette réponse hémodynamique est à la base du fonctionnement de l'imagerie par résonance magnétique fonctionnelle, un outil central des neurosciences cognitives contemporaines.

Après plusieurs années d'évolution, l'IRM est donc devenue une technique puissante du domaine de l'imagerie médicale, lequel est sans cesse en développement. En reconnaissance de "leurs découvertes concernant l'imagerie par résonance magnétique", Peter Mansfield et à Paul Lanterbur furent récompensés par le Prix Nobel de physiologie ou médecine en 2003.

[modifier] La technologie de l'IRM

[modifier] Le tunnel de l'aimant

Il ne concerne que les IRM fermés, C'est le tunnel dans lequel est introduit le patient. Il a des fonctions de confort (comme l'éclairage, la ventilation...) et des moyens de communication entre le personnel soignant et le patient (microphone et enceintes). Son diamètre varie très légèrement en fonction des constructeurs et des modèles mais est approximativement de 60 cm de diamètre.

[modifier] L'aimant

L'aimant est au cœur du fonctionnement de l'appareil IRM. Son rôle est de produire le champ magnétique principal appelé B₀ qui est constant et permanent. L'unité de mesure de la puissance du champ magnétique de l'IRM est le Tesla. Cette valeur fait référence à l'intensité de ce champ principal.

En 2007, dans le domaine de l'imagerie médicale, les intensités de champs magnétiques utilisées sont comprises entre 0,1 et 3 Tesla, avec des intensités supérieures à 17 Tesla^[4] pour l'étude de spécimens murins et petits animaux. Et jusqu’à 11,7 Tesla pour les études précliniques et cliniques sur l'Homme.

Remarque : 1,5 T équivaut à 30 000 fois le champ magnétique terrestre.

• Bas Champ : < à 0,5 T
• Moyen Champ : entre 0,5 et 1 T
• Haut Champ : > à 1 T

Les valeurs de champ magnétique sont mesurées à l'isocentre de l'aimant, c’est-à-dire au centre du tunnel. Le champ magnétique diminue à mesure que l'on s'éloigne de cet isocentre : on parle alors de champ magnétique résiduel. La répartition des lignes de champ dépend de la puissance du champ magnétique mais également de la présence d'un blindage autour de l'aimant (voir chapitre sur le blindage de champ magnétique).

Les principales qualités pour un aimant sont :

• Un champ magnétique d'intensité élevée afin d'améliorer le rapport signal sur bruit
• Une bonne stabilité temporelle (le champ magnétique doit être le plus permanent possible)
• Une bonne homogénéité du champ (Ex: 0,2 parties par million ppm dans une sphère de 36 cm de diamètre : c'est la fenêtre minimum d'homogénéité de champ que doit obtenir le constructeur pour vendre son IRM dans la plupart des pays du monde)

Ces qualités sont recherchées parmi les trois types d'aimants disponibles sur le marché : L'aimant permanent, l'aimant résistif et l'aimant supraconducteur. Aujourd'hui c'est l'aimant supraconducteur qui est le plus répandu.

L'augmentation des champs magnétiques permet une amélioration importante de la qualité des images obtenues par IRM mais certaines personnes s'interrogent sur l'influence de champ magnétique de grande intensité sur le corps humain. Toutefois rien, en 2007, ne mettait en évidence un quelconque effet néfaste sur l'organisme si ce n'est quelques "vertiges" dûs à l'induction de faibles courants électriques dans certaines structures nerveuses par les impulsions de radiofréquence. Dans tous les cas, même à champ faible, la présence d'objets ferromagnétiques constituent une contre-indication à l'IRM.

[modifier] L'aimant permanent

Il est constitué d'une structure ferromagnétique à mémoire magnétique naturelle et permanente. Ce type d'aimant n'est presque plus utilisé : bien que peu coûteux, de technologie simple et à faible consommation énergétique, le champ de basse intensité (inférieur à 0,3 T), le poids considérable de l'appareil (les plus anciens pesaient jusqu’à 100 tonnes) et sa très forte sensibilité aux températures ambiantes ont rendu ce type d'appareils IRM complètement obsolètes.

[modifier] L'aimant résistif

De technologie plus évoluée que le précédent, cet aimant est constitué d'un bobinage de cuivre traversé par un courant électrique produisant un champ magnétique en son centre. Ce type d'aimant est assez peu utilisé depuis l'apparition des aimants supraconducteurs.

Il est assez peu coûteux à la fabrication et ne nécessite pas de liquide cryogénique de refroidissement (contrairement aux aimants supraconducteurs). De plus, le champ peut être arrêté en quelques secondes en stoppant le courant (mais il faut attendre la stabilisation du champ lors de la remise sous tension).

Malheureusement, le champ magnétique maximum atteint à peine les 0,5 T et reste très sensible aux variations de température. De plus, on retrouve des problèmes d'homogénéité du champ et une consommation électrique très importante pour alimenter la bobine en courant et pour alimenter les compresseurs du circuit de refroidissement afin de compenser l'effet Joule provoqué par la résistivité de la bobine.

[modifier] L'aimant supraconducteur

En 2008, c'est le type d'aimant le plus répandu. L'aimant supraconducteur utilise le principe de supraconductivité : lorsque certains métaux ou alliages sont soumis à des températures proches du zéro absolu, ils perdent leur résistivité si bien que le passage d'un courant électrique se fait sans perte (donc sans production de chaleur).

L'aimant supraconducteur utilisé en IRM est constitué d'un bobinage de Niobium-Titane (Nb-Ti) baigné constamment dans de l'hélium liquide (près de -269°C) qui en assure l'état supraconducteur. La résistance électrique nulle ainsi atteinte permet de créer des intensités de champ magnétique très élevées. La bobine est encastrée dans une matrice en cuivre qui sert de puits de chaleur afin de protéger en cas de perte accidentelle de la supraconductivité (le "quench")

Enfin, le système est entouré d'un écran refroidisseur (circuit d'air ou d'eau glacée) qui aide à maintenir l'hélium liquide à très basse température. Le tout étant finalement enveloppé d'un espace de vide diminuant les échanges thermiques avec l'extérieur. L'appareil est donc peu sensible aux variations de température ambiante.

Tout cet appareillage rend les appareils à aimant supraconducteur très coûteux à l'achat et, ensuite, à l'utilisation, du fait de leur consommation importante en électricité et hélium cryogénique.

[modifier] Géométrie de l'aimant

Il existe deux types d'IRM :

L'IRM fermé est la conformation la plus répandue et la plus "connue" à l'heure actuelle. Il s'agit d'un tunnel de 60 cm de diamètre pour 2 mètres de long pour les plus anciens et 1,60 mètre de long pour les plus récents.

L'IRM ouvert est apparu après l'IRM fermé. Très peu répandu à ses débuts, sa principale fonction était l'imagerie vétérinaire pour les animaux ne pouvant physiquement pas rentrer dans un IRM classique car l'entrée était trop étroite. La technologie des IRM ouverts s'améliorant de plus en plus, on leur trouve des avantages dans la médecine humaine notamment pour les individus qui ne pouvaient pas bénéficier de ce type d'imagerie en géométrie fermée. On retrouve parmi ces personnes :

• Les individus obèses dont le tour de taille dépassait le diamètre de l'anneau
• Les individus claustrophobes
• Les enfants qui ne supportent pas de rester seuls plusieurs longues minutes dans l'IRM sans bouger.

Toutefois, les capacités d'intensité de champ magnétique offertes par ce type d'IRM restent bien inférieures aux conformations fermées. En 2006, on pouvait quand même apercevoir des intensités de 1,5 T aux Journées Françaises de Radiologie (JFR).

[modifier] Les bobines de gradient de champ magnétique

Ce sont trois bobines métalliques enfermées dans un cylindre en fibres de verre et placées autour du tunnel de l'aimant. On les nomme respectivement : bobine X, bobine Y et bobine Z

Le passage d'un courant électrique dans ces bobines crée des variations d'intensité du champ magnétique dans le tunnel, de façon linéaire, dans le temps et dans l'espace. En fonction de sa géométrie, chaque bobine fait varier le champ magnétique selon un axe spécifique :

• La bobine X selon l'axe droite-gauche
• La bobine Y selon l'axe avant-arrière
• La bobine Z selon l'axe haut-bas

Elles permettent notamment de sélectionner une épaisseur et un plan de coupe (transversal, frontal, sagittal ou oblique) et d'effectuer la localisation spatiale des signaux dans ce plan.

En sélectionnant une de ces bobines, on peut faire varier ces paramètres :

• La pente ou intensité : elle est de l'ordre de quelques dizaines de milliTeslas par mètre et varie selon les imageurs; son rôle est de contrôler l'épaisseur de coupe.
• Le rapport de montée en puissance : elle correspond à la pente maximale atteinte par mètre et par milliseconde; son rôle est la gestion de la rapidité d'acquisition.

Remarque :Les commutations rapides de champ magnétique par les bobines de gradients produisent des courants de Foucault, eux-mêmes à l'origine de petits champs magnétiques.

[modifier] Les correcteurs de champ magnétique

Les correcteurs de champ magnétique ou "shim" sont des dispositifs qui servent à compenser les défauts d'homogénéité du champ magnétique principal B₀ qui peuvent résulter de facteurs liés à l'environnement ou tout simplement à la présence du patient dans le tunnel.

Les correcteurs de champ sont disposés le long de l'aimant. Il en existe deux types pouvant être présents tous les deux dans une même machine.

[modifier] Le shim passif

Ce sont des plaques ferromagnétiques. Elles permettent un réglage grossier du champ magnétique, dans le cas d'un environnement perturbateur stable.

[modifier] Le shim actif

Ce sont des bobines résistives ou supraconductrices, dans lesquelles passe un courant électrique. Les shim actifs permettent un réglage fin et dynamique, lors de la présence de structures mobiles proches de l'imageur ou du patient dans le tunnel. Ils effectuent une compensation automatique à chaque fois que le champ magnétique devient hétérogène.

Remarque : L'homogénéité du champ magnétique est vérifiée à chaque maintenance du système. Les bobines de shim sont alors calibrées finement (on parle de "shimming") par un technicien ou ingénieur spécialisé.

[modifier] Les antennes

Ce sont des bobinages de cuivre, de formes variables, qui entourent le patient ou la partie du corps à explorer.

Elles sont capables de produire et/ou capter un signal de radiofréquence (R.F.). Elles sont accordées pour correspondre à la fréquence de résonance de précession des protons qui se trouvent dans le champ magnétique :

Fp = Fréquence de précession

γ = Rapport gyromagnétique

Bo = Intensité du champ magnétique principal

Ce qui donne :

• Pour un champ de 0,5 T : onde R.F. de 21,3 MHz
• Pour un champ de 1 T : onde R.F. de 42,6 MHz
• Pour un champ de 1,5 T : onde R.F. de 63,9 MHz

Les antennes sont très variables et peuvent être catégorisées de trois manières différentes :

• Selon leur géométrie : volumique et surfacique.
• Selon leur mode de fonctionnement : émettrice-réceptrice ou réceptrice seule (on parle aussi de réceptrice pure).
• Selon l'association ou non de différents éléments d'antennes : linéaire, en quadrature de phase ou en réseau phasé.

[modifier] Les antennes volumiques

Une antenne volumique est une antenne au centre de laquelle est positionné le segment à examiner. Elle est :

Soit émettrice-réceptrice : c'est un cylindre de bobinage métallique qui émet un signal R.F. approprié (sous la forme d'impulsions régulières) vers des protons de la région à explorer. Ceux-ci entrent alors en résonance. Puis l'antenne réceptionne la réponse de ces protons, au moment de la restitution de l'énergie.

Soit réceptrice simple : elle est constituée de plusieurs antennes réceptrices plates montées en réseau phasé autour d'une structure cylindrique. C'est, dans ce cas, une autre antenne (l'antenne dite "Corps" ou "Body" intégrée à l'appareil lui-même) qui s'occupe de l'émission du signal R.F. .

Remarque : L'émission et la réception du signal se font de façon homogène dans tout le volume entouré par l'antenne.

Exemples d'antennes volumiques :

• L'antenne corps : il s'agit d'une antenne émettrice-réceptrice, elle est située autour du tunnel de l'aimant (non visible sur une installation en utilisation mais il est possible de la visualiser au cours des maintenances). Son diamètre est à peu près de 65 cm. Elle permet l'étude de régions anatomiques étendues (allant jusqu’à 50 cm de long).
• L'antenne tête : il s'agit d'une antenne émettrice-réceptrice ou réceptrice simple. Il s'agit d'une antenne modulaire de diamètre de 25 à 30 cm qui est adaptée à l'exploration de l'encéphale mais peut également être utilisée pour l'exploration comparative des extrémités chez l'adulte (main, poignet, pied et cheville) ou de l'abdomen des jeunes enfants.
• L'antenne genou : il s'agit d'une antenne émettrice-réceptrice ou réceptrice simple. Il s'agit d'une antenne modulaire de 22 cm de diamètre (peut varier). Elle est adaptée à l'exploration du genou, mais aussi du pied et de la cheville.

On peut aussi citer : L'antenne poignet, l'antenne épaule, l'antenne jambes...

[modifier] Les antennes surfaciques

Une antenne surfacique est une antenne plate positionnée contre la région à explorer. Elle est réceptrice simple et ne peut donc que recevoir le signal restitué par les protons, c'est l'antenne corps qui émet l'impulsion R.F. initiale.

En tant qu'antenne linéaire (utilisée seule), elle ne permet l'examen que de petits champs d'exploration. C'est pour cette raison qu'elle est souvent couplée à d'autres antennes surfaciques (en quadrature de phase ou en réseau phasé).

Elle procure un très bon rapport signal sur bruit dans la région d'intérêt à condition de son bon positionnement (le plus proche possible de la zone d'exploration).

[modifier] Les associations d'antennes

Comme nous l'avons vu précédemment, les antennes peuvent être utilisées seules ou en association afin d'avoir un rendu optimum et permettre le diagnostic :

• L'antenne linéaire : C'est une antenne surfacique utilisée seule et placée parallèlement au champ magnétique B₀. Il y a donc réception du signal émis par le patient, uniquement lorsque ce signal passe devant l'antenne.
• L'antenne en quadrature de phase : C'est un ensemble de deux antennes surfaciques disposées autour d'une même région mais dans des plans différents. Chaque antenne reçoit un signal de la même région mais à des moments différents. Les deux signaux se regroupent alors sur un même canal de traitement pour former l'image finale. Ce principe augmente le rapport signal sur bruit et par conséquent la qualité de l'image. On peut aussi utiliser ce gain de signal pour diminuer le temps d'acquisition pour une qualité d'image, cette fois-ci, inchangée. Il est évident que les coûts d'achat de ce type d'antenne est bien plus élevé que pour une antenne linéaire.
• Les antennes en réseau phasé: C'est un ensemble de plusieurs antennes de surface de petit diamètre, disposées côte à côte. Chaque antenne possède son propre canal de réception du signal et produit l'image de la région anatomique en regard de laquelle elle se trouve. Les différentes images sont ensuite combinées par des algorithmes informatiques pour former l'image terminale. Ce principe apporte un très haut signal sur bruit et permet un large champs d'exploration (jusqu’à 48 cm), mais est bien plus onéreux que les deux autres types d'antennes précédemment décrites.

Remarque: il existe des antennes dites "H.D.E" (Haute Densité d'Éléments) ce sont des antennes qui contiennent plus de deux bobines appelées "éléments d'antenne" qui peuvent être comme des petites antennes élémentaires. Cependant les antennes H.D.E. sont très onéreuses (pour l'exemple une antenne de genou 8 éléments coûte près de 25 000 €)

[modifier] Les blindages

En IRM, on parle de blindages pour certains dispositifs destinés au confinement des champs magnétiques produits par la machine et à l'isolement de celui-ci des champs magnétiques extérieurs qui viendraient perturber l'acquisition.

Il existe deux blindages dans une installation IRM :

[modifier] Le blindage des ondes de radiofréquence

Il est assuré par la cage de Faraday constituée d'un maillage de cuivre qui recouvre presque* toutes les parois de la salle de l'aimant et étanche aux ondes R.F. Cependant cette "cage" n'est visible qu'au niveau de la vitre de contrôle (aspect sombre du verre)et le cadre de la porte (de petites lamelles de cuivre), les plaques de cuivres étant cachées dans les murs, le plafond et le sol :

• Elle empêche les ondes R.F. produites par le système de sortir de la salle de l'aimant.
• Elle empêche les ondes R.F. extérieures (produites par tout appareil électronique et objets métalliques en mouvement) d'entrer dans la salle d'examen.

(*) Dans toutes les salles IRM il existe ce que l'on appelle un panneau de pénétration, c'est un lieu de passages du circuit de refroidissement et des câbles transportant les informations entre la salle de l'aimant et le local technique, celui-ci fait un "trou" dans la cage de Faraday. Cependant ce passage est spécialement conçu pour ne laisser passer aucune onde R.F.

En outre, il existe un autre type de cage de Faraday. Miniaturisée, elle n'est utilisée que rarement pour certaines acquisitions notamment l'exploration des membres inférieurs, et ce, afin d'éviter l'artéfact de repliement ("Aliasing") du membre controlatéral. Ce-dernier est entouré par une petite cage de Faraday et ne peut donc répondre aux impulsions de radio-fréquences. De nouvelles parades technologiques et des solutions d'anti-repliements rendent son utilisation très sporadique.

[modifier] Le blindage de champ magnétique

Il a pour rôle de rapprocher les lignes de champ au plus près de l'aimant et notamment de faire rentrer la ligne de 0,5 mT dans la salle d'examen.

Remarque: on parle de la "ligne des 0,5 mT" ou "des 5 Gauss". C'est la limite au-delà de laquelle il y a dysfonctionnement ou dérèglement d'un pacemaker

Il existe deux types de blindages de champ magnétique selon les appareils :

• Un blindage passif : C'est un ensemble de poutrelles d'acier ou de fer doux, entourant l'aimant. Ce dispositif est très lourd.
• Un blindage actif : C'est un bobinage métallique inversé placé aux deux extrémités du bobinage de champ principal B₀. Au passage du courant électrique dans les spires inversées, il se produit un contre-champ magnétique dont les lignes de champ viennent s'opposer à celles de B₀.

Le périmètre du champ magnétique est appelé champ magnétique résiduel. La taille du champ magnétique résiduel dépend de la puissance du champ magnétique et du fait que le système est blindé ou non. Pour un IRM de 1,5 T non blindé, un champ supérieur à 0,5 mT s'étend jusqu’à près de 12 mètres de l'isocentre et de 9.5 mètres de part et d'autre de l'aimant (Il est noter que la cage de Faraday n'a aucune action de blindage contre le champ magnétique) ; avec blindage ce champ est réduit à 4 mètres de l'isocentre et 2,5 mètres de part et d'autre de l'aimant.

Remarque : En raison du contre-champ du blindage actif, le champ magnétique est plus intense à l'entrée du tunnel et sous les capots qu'au centre de l'appareil (les intensités peuvent être presque doublées). Cette propriété peut être cause de vertiges et de sensations de fourmillement à l'entrée du tunnel lors de l'émission des ondes de radiofréquence, dues à de petits courants de Foucault induits dans certaines structures nerveuses. Il est important de respecter les consignes de sécurité et ne pas former de "boucle" avec les membres ce qui augmenterait l'intensité de ces courants et pourrait provoquer des brûlures ou/et de plus grands étourdissements.

[modifier] Le "Quench"

Le "Quench" se définit par un passage brutal de l'hélium liquide à l'état gazeux volatile qui s'échappe alors de la cuve.

La raison accidentelle principale de ce phénomène est un défaut dans le système d'isolation thermique. Il y a un réchauffement de l'hélium liquide qui passe alors à l'état gazeux, avec un risque de voir l'évaporation s'accélérer avec la diminution du pourcentage d'hélium liquide présent en cuve.

Remarque : Ce dysfonctionnement peut avoir des origines très diverses : panne dans le circuit d'eau glacée dûe à un dépôt important de calcaire, défaillance dans les compresseurs provoquant l'arrêt de la tête froide, ou une augmentation de pression dans l'aimant...

Le "Quench" peut être aussi provoqué volontairement par le personnel de santé : en effet la propriété supraconductrice des IRM modernes fait que le champ magnétique principal reste même s'il n'y a plus d'apport de courant dans la bobine.
Ainsi pour stopper le champ magnétique, il faut attendre plusieurs heures (voir journées) pour que la très faible résistance de la bobine diminue l'intensité du champ magnétique. En cas de danger immédiat pour toute personne se trouvant dans la salle d'examen, par exemple : un individu coincé entre l'aimant et un gros objet ferromagnétique (brancard, bombonne d'oxygène, cireuse...) il y a un risque d'asphyxie voire de fracture pour celui-ci et la puissante force d'attraction empêche de dégager la personne sans porter atteinte à son intégrité physique. Alors on déclenche le "quench" :

L'hélium liquide passe à l'état gazeux, la bobine principale se réchauffe avec perte de la supraconductivité et reprise de la résistivité de la bobine. À terme, il y a remise en place de l'effet Joule (production d'énergie calorifique : dégagement de chaleur) et l'intensité du champ magnétique chute progressivement.

L'hélium gazeux produit doit normalement s'échapper vers l'extérieur des locaux grâce à un conduit situé au dessus de l'aimant. Si cette évacuation ne se fait pas correctement, l'hélium gazeux s'échappe dans la salle d'examen. Il y a alors un risque important d'asphyxie et de brûlure par le froid pour le patient présent dans le tunnel. Ainsi qu'un risque de confinement de la salle : impossibilité d'ouvrir la porte de la salle selon son sens d'ouverture.

Remarque : L'hélium gazeux n'est pas un gaz toxique pour l'organisme. Son inconvénient, dans ce cas, est sa détente du passage liquide à l'état gazeux pour finalement remplacer le dioxygène de l'air. En effet pour 1 litre d'hélium liquide on obtient plusieurs centaines de litres d'hélium gazeux ; un véritable problème lorsqu'on sait que la cuve d'un IRM contient (lorsqu'elle est pleine) de 1 650 à 1 800 Litres d'hélium liquide.

Lorsque qu'un "Quench" se produit, il arrive que la totalité de l'hélium présent en cuve s'échappe. Dans ce cas l'appareil IRM ne peut plus être utilisé dans l'immédiat : Il faut refroidir la cuve avant de la remplir à nouveau, puis relancer le champ magnétique jusqu’à atteindre sa complète stabilité. Il faut ensuite recalibrer le shim actif et procéder à des tests sur fantômes. Ces opérations sont très coûteuses en temps et en argent : dans un ordre d'idée, on peut estimer son coût à plus de 40 000 euros sans compter les pertes potentielles dues à l'impossibilité de pratiquer des examens pendant le temps de remise en service qui dure, environ, deux semaines.

[modifier] Principe de l'IRM

Le nom complet de l'IRM est image à résonance magnétique nucléaire (ou IRMN), on omet souvent son caractère nucléaire. Cette omission est surtout là pour ne pas effrayer les patients qui associent souvent, et à tort, le mot nucléaire avec les rayonnements ionisants.

L'imagerie par résonance magnétique repose essentiellement sur les propriétés magnétiques des atomes et plus particulièrement de leurs noyaux que l'on étudie grâce à un champ magnétique et une onde de radiofréquence.

La localisation spatiale des atomes est obtenue en ajoutant un gradient directionnel sur le champ magnétique de base. La relaxation des protons sera alors modifiée par la variation du champ magnétique. Des techniques de traitement du signal utilisant les algorithmes de transformées de Fourier rapides permettent alors de localiser l'évènement.

La résolution spatiale est liée à l'intensité du champ magnétique (de nos jours, en 2006, les appareils utilisent un champ de 1 à 3 teslas) et de la durée de l'acquisition (en général une dizaine de minutes). On atteint actuellement une résolution de l'ordre du millimètre.

En modifiant les paramètres d'acquisition IRM, l'utilisateur peut modifier la pondération de l'image, c’est-à-dire l'influence des temps de relaxation T1, T2 et densité protonique dans le contraste final.

[modifier] Rappel de biologie humaine

L'atome le plus abondant dans l'organisme est l'hydrogène, notammnent par l'eau (H₂O) qui compose majoritairement l'organisme humain. En IRM, on utilisera donc le signal des atomes d'hydrogène pour former l'image correspondant aux éléments anatomiques.

[modifier] La physique fondamentale de l'IRM

Pour une bonne compréhension de la technologie de l'IRM et de ses applications, il est nécessaire de comprendre la physique fondamentale qu'elles appliquent en permanence.

En 1924, Wolfgang Pauli émet l’hypothèse du spin d’un proton, cependant cette théorie n'est pas démontrée et il faudra attendre encore quelques années pour qu'elle soit vérifiée expérimentalement.

Le spin est une caractéristique intrinsèque des particules, et dont l'effet est similaire à celui d'un moment magnétique. Il en résulte qu'un champ magnétique extérieur peut interagir avec les particules possédant un spin non nul.

Les principaux noyaux d'intérêt biologique possédant des propriétés magnétiques sont : L'hydrogène (¹H), l'isotope du carbone (¹³C), le fluor (¹⁹F), le phosphore (³¹P) et le sodium (²³Na). Cependant, seul le noyau d'hydrogène, formé d'un seul proton, joue un rôle important en imagerie aujourd'hui. Ceci est lié a sa forte présence dans l'organisme et au fait qu'il possède un moment magnétique intrinsèque élevé qui donne lieu à un phénomène de résonance très net.

[modifier] La résonance magnétique

La résonance magnétique nucléaire (RMN) consiste à étudier les modifications d'aimantation des noyaux d'une substance sous l'action conjointe de deux champs magnétiques : un champ magnétique principal statique et élevé (B0) et un champ électromagnétique tournant ou onde de radio fréquence (B1 ou RF).

Lorsqu'un proton est soumis à un champ magnétique externe tel que B0, il aura tendance à s'orienter dans la direction de celui-ci ; mais, contrairement aux aimants à mémoire permanente, les protons ne vont pas tous s'orienter dans le même sens (nord-sud et sud-nord) en tournant autour de Bo avec un certain angle de précession. Les deux populations ainsi formées vont se répartir de façon soit parallèle (dans le même sens que Bo) soit anti-parallèle (dans le sens contraire de Bo)^[5].

Le phénomène de résonance magnétique peut être abordé selon deux modèles :

• Une approche macroscopique dite "géométrique" en mécanique classique.
• Une approche "énergétique" à l'échelle nucléaire en mécanique quantique.

[modifier] Le modèle classique

En mécanique classique, la description du phénomène de résonance magnétique permet d'aborder les notions de "double" précession. Une notion utile pour comprendre le phénomène de "bascule" du vecteur d'aimantation macroscopique par les RF lors de la résonance.

En absence de champ magnétique externe, les protons d'un échantillon tissulaire sont orientés de façon aléatoire dans l'espace sachant que la somme des vecteurs d'aimantation élémentaire (de chaque proton) microscopique est nulle et il n'y a pas de vecteur d'aimantation macroscopique (M=0). Lorsqu'un champ magnétique externe d'intensité significative est appliqué, les protons s'orientent dans sa direction sans être réellement parfaitement alignés à celui-ci. En effet, les protons tournent individuellement autour de Bo à une fréquence angulaire (c'est la précession) selon l'équation de Joseph Larmor, où ω₀ est la fréquence angulaire de Larmor ou fréquence angulaire de résonance proportionnelle à Bo et γ est le rapport gyromagnétique (spécifique à chaque noyau) :

Chaque proton décrit un cône autour de Bo, comme le ferait une toupie de gravitation terrestre (En réalité le proton décrit un double cône dont les sommets se rejoignent en son centre de gravité) selon leur sens parallèle (basse énergie) ou anti-parallèle (haute énergie).

La répartition des protons parallèles et anti-parallèles est à peu près équivalente. Cependant, il y a un peu plus de protons parallèles que de protons anti-parallèles, mais cette différence, si infime soit elle (pour un Bo = 0,5 tesla et à environ 37°C sur 1 000 002 de protons d'hydrogène il y a 500 002 protons parallèles), suffit largement à produire un signal RMN à l'échelle tissulaire qui sera l'origine de la formation d'une image. Plus l'intensité du champ magnétique principal est grande plus la différence entre protons parallèles et anti-parallèles est grande et donc plus la quantité de signal est élevé.

Les protons parallèles surnuméraires vont être à l'origine de la formation d'un vecteur d'aimantation macroscopique M. À l'état d'équilibre, celui-ci est aligné sur Bo sans aimantation transversale mais précessant autour de cet axe (appelé par convention Oz) avec un angle donné. Ce phénomène de précession fait apparaitre une nouvelle composante longitudinale Mz (aimantation longitudinale) ; à l'équilibre cette aimantation est appelée Mz0 : Les précessions protoniques ne sont pas cohérentes ; pour un temps T donné et précis, les précessions sont dans différentes directions. On dit que les protons sont "déphasés" : il n'y a pas de composante transversale Mxy résultante. Mzo croît avec la concentration en protons par unité de volume (c'est la densité protonique) et avec la force du champ magnétique principal.

Il est impossible, à cette étape, de mesurer le vecteur d'aimantation macroscopique : celui-ci étant dans le même sens et la même direction que Bo, son signal est noyé dans celui du champ principal.
Pour pouvoir le mesurer, il va falloir trouver un moyen de le discriminer du champ magnétique principal, en le basculant dans le plan xOy par un deuxième champ magnétique dit "tournant" : B1 ou onde de radiofréquence (RF).

Le champ électro-magnétique B1 est appliqué dans le plan xOy selon l'axe Ox. Pour qu'il y aie transfert d'énergie à ce système en état d'équilibre il faut que la fréquence de rotation ω_r des ondes de radiofréquence soit synchrone à la fréquence de Larmor spécifique des protons dans le champ donné Bo : on dit alors que les deux systèmes sont en résonance (ω₀ = ω_r).

Lors de l'application du second champ magnétique le vecteur macroscopique M continue de précesser autour de Bo à la fréquence angulaire ω₀.
Il se met également à précesser autour de B1 à la fréquence angulaire ω₁.

A ce moment, il y a donc trois fréquences angulaires qui s'appliquent sur les protons :

• ω_r, fréquence angulaire de rotation des ondes de radiofréquence.
• ω₀, fréquence angulaire de précession autour du champ magnétique principal.
• ω₁, fréquence angulaire de précession autour du champ magnétique tournant.

Rappelons aussi qu'à ce moment (ω₀ = ω_r) sinon il n'y a pas résonance.

En imagerie, le champ magnétique tournant (ou onde de radiofréquence) est appliqué pendant un temps très court de l'ordre de quelques millisecondes (ms) de telle sorte que M bascule d'un angle de 90° ou 180°. Pour mieux représenter cette réalité, on ne parle plus de l'application d'un "champ électromagnétique tournant" mais plutôt "d'impulsion de radiofréquence" ou encore "d'impulsion d'exitation" bien que cela ne change rien à la nature de B1 et que l'on continue à parler de la même chose.

Selon l'angle de bascule de M provoqué par l'onde RF et par convention, on parlera d'impulsion de 90° ou impulsion à 180°.

Dans une impulsion à 90° :

• Avant l'impulsion : M est aligné sur Oz, M = Mzo.
• A l'impulsion : bascule de M autour de B1 (donc Mz diminue et Mxy croît)
• Après l'impulsion : Le vecteur M est entièrement situé dans le plan xOy (à 90° de Oz selon Oy), sa longueur est égale à Mzo, on l'appelle alors Mxym (m pour maximal).

Dans une impulsion à 180° :

• Avant l'impulsion : M est aligné sur Oz, M = Mzo.
• A l'impulsion : M bascule autour de B1 (Mz diminue et s'inverse)
• Après l'impulsion : Le vecteur M est entièrement inversé aligné sur Oz. On l'appelle alors -Mzo.

La durée de l'impulsion est directement proportionnelle à l'angle de bascule de M, ainsi on sait que T/4 pour une impulsion à 90° et T/2 pour une impulsion à 180° ou T est la période de l'impulsion (une période T correspond au temps nécessaire à l'onde RF pour effectuer une bascule de 360° de M). Il faut donc deux fois plus de temps pour une impulsion à 180° que pour une impulsion à 90°.

Dès la fin de l'exitation, le vecteur M va retourner à l'état d'équilibre, tout en précessant autour de Bo, avec diminution rapide de la composante transversale Mxy : C'est ce que l'on nomme les phénomène de Relaxation. On parlera séparément de relaxation transversale et de relaxation longitudinale qui correspondent aux deux types d'aimentation tissulaire Mz et Mxy qui sont soumis à des mécanismes d'apparition et de disparition bien différents. Ceux-ci sont expliqués par le modèle quantique.

[modifier] Le modèle quantique

Le modèle quantique permet une autre approche des mécanismes de la RMN qui est indispensable à la compréhension des phénomènes de relaxation.

Les protons soumis à un champ magnétique externe ne peuvent présenter que deux orientations de spin : la parallèle et l'anti-parallèle. Par convention, on dit que le proton à un spin 1/2.

Comme énoncé brièvement plus haut, les deux conformations parallèle et anti-parallèle correspondent à deux niveaux d'énergie :

• Le proton parallèle (basse énergie) possède une énergie de
• Le proton anti-parallèle (haute énergie) possède une énergie de

(où h est la constante de Planck)

L'énergie du proton parallèle est moins élevée que celle du proton anti-parallèle. La différence énergétique Δ_E = E₁ − E₂ est proportionnelle à Bo Elle est trois fois plus élevée dans un champ de 1,5 Tesla que dans un champ de 0,5 Tesla.

Cette différence énergétique est mise à profit en IRM. Comme nous l'avons vu précédemment, le vecteur d'aimantation ne pouvait être récupéré car dans les mêmes sens et direction que le champ magnétique principal Bo. Il fallait utiliser un champ magnétique tournant pour basculer ce vecteur et le rendre détectable. Nous tenterons ci-dessous de comprendre par quels phénomènes cette "bascule" à lieu.

Il est possible d'induire des transitions du niveau E1 au niveau E2 (et donc de modifier l'orientation de M) en induisant une onde de radiofréquence qui fournira une quantité énergétique exactement égale à Δ_E
Cette quantité d'énergie E est directement proportionnelle à la fréquence des RFs, donc pour que E = Δ_E il faut bien que Vr=Vo ou que ω_r = ω₀.

Les ondes de radiofréquence sont appliquées sous forme d'impulsions, c'est donc pendant ces courts laps de temps que vont se produire les transitions de protons du niveau de basse énergie E1 vers un niveau de haute énergie E2 (les protons parallèles s'orientent alors en anti-parallèles).
Lorsque la moitié des protons surnuméraires est passé en anti-parallèle, il y a égalisation des populations de haute et de basse énergie : c'est ce qu'il se produit lors d'une impulsion à 90° (voir chapitre ci-dessus). en revanche lors d'une impulsion à 180°, c'est la totalité des protons surnuméraires qui passent en anti-parallèle il y a donc inversion des populations. Lors de cette opération on observe donc la formation et la modification de la composante longitudinal de M (Mz), mais ceci n'explique pas l'apparition de la composante transversale de M.

Lors des chapitres précédents, il a été remarqué que les spins des protons soumis à un champ magnétique étaient déphasés, c'est-à-dire qu'ils se mouvaient de manière anarchiques. Cependant lorsque les protons changent d'orientation, sous l'impulsion des ondes de radiofréquence, il y a mise en phase des uns par rapport aux autres. Ce phénomène entraîne l'apparition macroscopique d'une composante transversale de M (Mxy).

[modifier] Les phénomènes de relaxation

Dès la fin de l'excitation, il va y avoir un retour à l'état d'équilibre.

D'une part par une réapparition (repousse) progressive de l'aimantation longitudinale Mz (relaxation T1) et par une disparition rapide de l'aimantation transversale Mxy (relaxation T2). C'est par la relaxation des protons que le phénomène de résonance magnétique nucléaire devient détectable.

Soit :

• Mz correspond à la transition des protons entre niveau énergétique E1 vers E2 et inversement.
• Mxy correspond à la mise en phase et au déphasage des spins.

[modifier] La relaxation longitudinale ou T1

La relaxation se fait exponentiellement. Si M0 est la valeur à l'équilibre de l'aimantation longitudinale et supposons que l'aimantation initiale est nulle (après une impulsion électromagnétique de pi/2), on peut écrire:

M(t)=M0 [1-exp(-t/T1)]

On voit qu'après un temps suffisamment grand, le moment retourne à sa valeur d'équilibre.

[modifier] La relaxation transversale ou T2

[modifier] Localisation spatiale par les gradients

La localisation spatiale est obtenue en ajoutant un gradient directionnel au champ magnétique de base (B0) grâce aux bobines de gradient de champ magnétique.

La mise en résonance des atomes d'hydrogène dépend de la fréquence de Larmor qui est spécifique du type d'atome étudié (ici l'hydrogène) mais aussi du champ magnétique appliqué à cet atome. Si on ajoute à B0, un champ B(x,y,z) dont on connait la position spatiale, alors à une fréquence d'excitation donnée correspondra la relaxation de l'atome située à l'endroit de coordonnées x,y,z.

Des techniques de traitement du signal utilisant les algorithmes de transformées de Fourier rapides permettent de localiser l'événement.

La résolution spatiale est liée à l'intensité du champ magnétique (de nos jours, en 2006, les appareils utilisent un champ de 1 à 3 teslas) et de la durée de l'acquisition (en général une dizaine de minutes). On atteint actuellement une résolution de l'ordre du millimètre.

[modifier] Les Pondérations

En modifiant les paramètres d'acquisition IRM, notamment le temps de répétition entre deux excitations et le temps d'écho, temps entre le signal d'excitation et la réception de l'echo, l'utilisateur peut modifier la pondération de l'image, c’est-à-dire faire apparaitre les différences de temps T1 et de temps T2 des différents tissus d'un organisme. Les tissus ayant des temps T1 et T2 différents en fonction de leur richesse en atome d'hydrogène et en fonction du milieu dans lequel ces derniers évoluent, peuvent renvoyer des signaux différents si l'on arrive à mettre en évidence ces différences de temps. Pour cela, on teste la réponse des atomes après des excitations particulières.

Des tissus différents ont des T1 différents. Après stimulation de radio-fréquence avec un temps de répétition court, on ne laisse pas le temps aux atomes d'hydrogène de certains tissus de revenir en position d'équilibre alors que, pour d'autres atomes d'hydrogène d'autres tissus, le temps est suffisamment long pour qu'il y ait un retour à l'équilibre. Lorsque l'on mesure l'état d'énergie des atomes des tissus, on note des écarts d'état entre ces différents atomes. Si on laissait un temps trop long, tous les atomes auraient le temps de revenir en position d'équilibre et l'on ne noterait plus de différences entre différents tissus.

Des tissus différents ont des T2 différents. Après stimulation par un temps d'écho long, on retrouve des décroissances d'énergie d'amplitude plus importante entre les tissus. Les différences de T2 étant plus discriminants si le temps d'écho est long.

[modifier] Pondération T1

Les paramètres de la pondération :
Temps d'écho : TE = 10 à 20 ms (ms = millisecondes)
Temps de répétition : TR = 400 à 600 ms

En utilisant un temps de répétition court et un temps d'écho court (neutralise les différences de temps T2), on obtient un contraste d'image pondérée en T1, pondération dite « anatomique » : en pondération T1 sur le cerveau, la substance blanche apparaît plus claire que la substance grise. Le liquide céphalo-rachidien, situé entre la substance grise et l'os apparaît lui nettement plus foncé.

Ces séquences sont également utilisées après injection de produit de contraste, pour caractériser une anomalie.

Exemples : [1] [2]

[modifier] Pondération T2

Les paramètres de la pondération :
Temps d'écho : TE > 80 ms
Temps de répétition : TR > 2000 ms

En utilisant un temps de répétition long (neutralise les différences de temps T1) et un temps d'écho long, on obtient un contraste d'image dite pondérée en T2, dite aussi pondération « tissulaire » : L'eau et l'œdème apparaissent en hypersignal.

[modifier] Densité protonique

Les paramètres de la pondération :
Temps d'écho : TE = 10 à 20 ms
Temps de répétition : TR > 2000 ms

En utilisant un temps de répétition long (2000 ms à 3000 ms) et un temps d'écho court (inférieur à 30 ms), on obtient un contraste d'image de pseudo densité protonique (Tissus > liquide > graisse). Seul les élements tissulaires à forte densité protonique, comme les ménisques, seront en hypersignal. En utilisant un temps de répétition plus long (5000ms) et un temps d'écho court (inférieur à 30 ms), on obtient un contraste d'image de vraie densité protonique(Liquide>Tissus>graisse).

[modifier] Les Séquences

[modifier] Echo de Spin

[modifier] Séquence SE classique

La séquence IRM la plus classique est sans doute la séquence écho de spin. Cette derniere se décompose en:

1. une impulsion 90° dite d'excitation.
2. une période de déphasage dans le plan transverse des protons pendant TE/2.
3. une impulsion 180°, dite d'inversion.
4. un rephasage pendant TE/2.
5. la lecture du signal (lecture de l'echo de spin).

Cette sequence permet les pondérations T1, T2 et de densité protonique. Elle n'est plus utilisée car le temps d'acquisition est beaucoup trop long car il faut compter environ 50 minutes pour l'acquisition d'une coupe sur une matrice de 256².

[modifier] Séquence TSE/FSE rapide

TSE pour Turbo Spin Echo et FSE pour Fast Spin Echo (le nom de la séquence dépend des constructeurs mais le principe est identique)

la technique associe la methode écho de gradient et écho de spin pour une acquisition plus rapide mais plus sensible aux artéfacts.

[modifier] Inversion-Récupération

[modifier] Séquence IRT1 ou FLAIRT1 ou TRUET1

On envoie une impulsion a 180°, puis on attend un delai T pendant lequel ML (proportionel à l'intensité longitudinale) a augmenté. Après T, on envoie une impulsion a 90°, qui provoque un basculement de ML, on obtient ainsi un courant mesurable et donc un signal lié a T1.

[modifier] Séquence STIR

(= Short Time of Inversion Recovery) Les séquences STIR ont pour but d'annuler le signal de la graisse.

[modifier] Séquence FLAIR ou FLAIRT2

Il s'agit d'une séquence en inversion-récupération pondérée T2 sur laquelle on a « supprimé » le signal de l'eau libre, qui apparaît alors en hyposignal, en adaptant le temps d'inversion. Cette séquence est très utilisée dans l'exploration cérébrale, l'œdème, la nécrose ou encore la gliose.

[modifier] Echo de Gradient

[modifier] Gradient de diffusion

Les techniques de gradient de diffusion (ou DTI, diffusion tensor imaging) consistent à mesurer le mouvement brownien des molécules d'eau dans les tissus. Cela permet d'en déduire des informations sur les inhomogénéités des tissus et notamment de la substance blanche du tissu nerveux. Pour ce faire, les mesures de la diffusion sont effectuées sur un plus ou moins grand nombre de directions (de 6 à 64) qui permettent de calculer des tenseurs de diffusion dans chaque voxel. A partir de là, il est possible de définir la direction des fibres qui passent dans chacun des voxels et de reconstruire la trajectoire des principaux faisceaux de fibres.

[modifier] Saturation des graisses (ou fatsat)

La Fat Sat est une technique permettant de supprimer le signal de la graisse en IRM.
C'est une méthode qui utilise la légère différence de fréquence de résonance des protons des atomes d'hydrogène présents dans la graisse par rapport à ceux de la molécule d'eau. Cette différence est d'environ 220 Hz. On envoie donc une radiofréquence dirigée spécifiquement sur la fréquence de la graisse afin de la saturer avant de recueillir le signal de la coupe.

Avantages :

• Méthode utilisable en pondération tant T1 que T2.
• Permet de mieux mettre en évidence les prises de produit de contraste en pondération T1.

Inconvénients :

• Très sensible aux inhomogénéités de champ, la différence de fréquence de résonance étant très ténue, si le champ magnétique a une valeur trop variable, la Fat Sat ne fonctionnera pas bien. Ce problème se pose souvent en cas de corps étrangers métalliques trop proches ou même en cas d'homogénéité limitée de l'aimant.

[modifier] Les Artéfacts

[modifier] Applications de l'IRM

[modifier] Angio-IRM

L'angio-IRM ou ARM est utilisée pour visualiser les artères afin de mettre en évidence des anomalies telles que les sténoses, dissections, fistules, les anévrismes et artérite. Les artères cérébrales, cervicales, rénales, iliaques, pulmonaires et l'aorte sont les artères les mieux étudiées par cette technique.

L'angio-IRM fait appel aux séquences en échos de gradient ultrarapides avec injection de Gadolinium en intra-veineuse.^[6]

[modifier] IRM Cardiaque

Étude du cœur et de ses gros vaisseaux en IRM. Il permet une étude approfondie et dynamique du myocarde et du péricarde ainsi que de la fraction-déjection. Il nécessite l'injection de gadolinium.

[modifier] Cholangio-IRM

L'étude des voies biliaires et pancréatiques par l'IRM de manière non invasive est une nouvelle approche des bilans d'imagerie des pathologies hépato-pancréatico-biliaire.

[modifier] IRM fonctionnelle

La méthode la plus utilisée actuellement est celle basée sur l’aimantation de l’hémoglobine contenue dans les globules rouges du sang. L’hémoglobine se trouve sous deux formes :

• les globules rouges oxygénés par les poumons contiennent de l’oxyhémoglobine (molécule non active en RMN) ;
• les globules rouges désoxygénés par le métabolisme des tissus contiennent de la désoxyhémoglobine (active en RMN car fortement paramagnétique).

En suivant la perturbation du signal de RMN émis par cette molécule, il est donc possible d’observer l’afflux de sang oxygéné, qui chasse le sang désoxygéné. Or par un mécanisme encore mal connu, il se trouve que lorsqu'une zone du cerveau augmente son activité, un afflux de sang oxygéné lui parvient : c'est le signal BOLD. En faisant l’acquisition d’images à une cadence rapide (environ une image toutes les secondes, voire moins), il est possible de suivre en direct, sous forme de film, les modulations de débit sanguin liées à l’activité cérébrale, par exemple lors d'une tâche cognitive.

[modifier] IRM paramétrique

Cette méthode consiste à mesurer par IRM des paramètres hémodynamiques ou de perméabilité des vaisseaux capillaires, dont les calculs dérivent d'un modèle mathématique appliqué aux données d'imagerie obtenues dans des conditions particulières. En général il s'agit de séquences dites "dynamiques" car avec une résolution temporelle élevée, permettant de suivre l'évolution de l'intensité de signal après injection d'un produit de contraste paramagnétique. Cette méthode permet de calculer le flux et le volume sanguin d'un tissu, et la perméabilité des capillaires (microvaisseaux) de ce tissu. Cette méthode semble très prometteuse en cancérologie pour déterminer quand une tumeur est cancéreuse, mais reste utilisée de façon très marginale compte tenu du haut niveau technique nécessaire. Actuellement, seules les universités américaines disposent de tels équipements.

[modifier] Imagerie du tenseur de diffusion

L’imagerie du tenseur de diffusion (DTI) est une technique basée sur l'IRM qui permet de visualiser la position, l’orientation et l’anisotropie des faisceaux de matière blanche du cerveau.

[modifier] Spectrométrie IRM

Il permet l'étude de la présence et concentration de certains métabolites. Son application est encore rare, il demande des IRM de haut-champ (1,5 Tesla minimum et 3 Tesla pour obtenir des pics bien différenciés) et des formations spécifiques pour les radiologues.

Cependant la technique semble très prometteuse notamment en oncologie, par exemple, il permet de faire la différence entre récidive locale et nécrose post-radiothérapique dans un stade précoce.

[modifier] Déroulement de l'examen médical IRM

Un examen IRM anatomique dure en général entre 10 à 30 minutes. Un ensemble complet d'examens prend souvent entre une demi-heure et une heure pleine. L'examen est absolument sans douleur. Le patient est allongé sur une table d'examen motorisée. Au cours de l'acquisition, il ne doit pas bouger : la table se déplace automatiquement pour le faire passer dans l'antenne. Les seules gênes à en attendre sont le bruit notable (mais assurément pas assourdissant) et la sensation d'enfermement (le corps étant dans un tube ouvert) pouvant poser quelques problèmes chez certains claustrophobes. En général, le ou les manipulateurs en électroradiologie médicale restent en contact constant avec le patient qui peut même faire une petite sieste (tout en restant à peu près immobile).

L'examen IRM se réalise sur un patient en pyjama, sans montre bracelet, bijoux, clés, carte de crédit à puce ou magnétique, etc. Les accompagnants (parents s'il s'agit d'enfants) doivent aussi se déshabiller pour pénétrer dans la salle de l'appareil d'imagerie.

[modifier] Indications

L'Imagerie par Résonance Magnétique a l'avantage d'apporter une bonne visualisation de la graisse, de l'eau donc de l'œdème et de l'inflammation avec une bonne résolution et un bon contraste.

En particulier, l'IRM permet d'imager la fosse sous-tentorielle de l'encéphale dont l'exploration est difficile en CT-scan à cause d'artéfact de durcissement de faisceaux.

Cette imagerie n'est pas adaptée à l'étude des tissus pauvres en protons comme les tendons et le tissus osseux.

Les éléments anatomiques étudiés par l'IRM :

1. Le cerveau et la moelle épinière :

   • Diagnostic des maladies neurologiques inflammatoire (Sclérose en plaque),
   • La fosse postérieure du cerveau est particulièrement bien visible par l'IRM (ce qui n'est pas le cas par le scanner cérébral),

2. Le rachis : Hernie discale et toutes les pathologies disco-somatiques, lésions traumatique du rachis et de la moelle, la spondylodiscite infectieuse,
3. Les viscères digestives et pelviennes ainsi que les muscles,
4. Les articulations et les structures adjacentes (hanches, genoux, ménisques, ligaments croisés), notamment chez les sportifs,
5. Les processus tumoraux même osseux.
6. Les gros vaisseaux comme l'aorte et ses branches (artères rénales, iliaques), les vaisseaux cérébraux et cervicaux sont étudiés pour le bilan de maladie athéromateuse, des dissections, sténoses. (artérite oblitérante des membres inférieurs). L'artère pulmonaire peut être analysée par l'ARM dans le cadre de l'embolie pulmonaire.
7. Les malformations artério-veineuse mais aussi les malformations cardiaques congénitales (tétralogie de Fallot, atrésie pulmonaire, transposition des gros vaisseaux).
8. L'arbre hépato-biliaire et pancréatico-biliaire sont étudiés dans certaines pathologies hépatiques (CBP) et pancréatiques (tumeur du pancréas, insuffisance pancréatique exocrine) (cholangio-IRM) ainsi que le système porte (en ARM).

[modifier] Contre-indications

Les contre-indications^[7] au passage d'examen IRM sont :

1. la présence de métaux susceptibles de se mobiliser dans le corps :

   • clips vasculaires cérébraux surtout chez les patients opérés d'un anévrisme cérébral.
   • corps étranger métallique ferro-magnétique intra-oculaire ou dont la mobilisation exposerait le patient à des blessures. (Accident de chasse, accident de meulage...)
   • valves cardiaques non compatibles, ce qui est le cas de la valve Starr-Edwards pré 6000. La plupart des valves cardiaques sont compatibles avec l'examen IRM.

   Les clips caves inférieurs, clips de trompe de Fallope ou stents coronaires nécessitent une précaution d'emploi. Les différentes prothèses (hanche, genou) ne sont pas des contre-indications.

   On respectera, malgré une compatibilité avérée, un délai après chirurgie. Celui-ci se situant généralement entre 3 et 6 semaines après la pose du matériel. Ce délai correspond au temps nécessaire pour que les différents tissus de l'organisme adhèrent au matériel et le "stabilisent".

   En revanche, il n'y a pas de délais post-chirurgical après ablation de matériel, mais attention aux agrafes chirurgicales.

2. les dispositifs biomédicaux :

   • stimulateur cardiaque et défibrillateur cardiaque dont le fonctionnement peut-être altéré par le champ magnétique et conduire à des troubles du rythme cardiaque potentiellement mortels.
   • pompe à insuline
   • neuro-stimulateur
   • Dispositifs transdermiques (patchs)^[8]. Certains de ces dispositifs possèdent un mince halo métallique de protection dans leur couches superficielles qui peut être cause de brûlures. C'est le cas par exemple de Nitriderm TTS®, Scopoderm TTS® et Neupro® qui contiennent de l'aluminium^[9].

3. l'état du patient :

   • impossibilité de rester allongé (insuffisance cardiaque ou respiratoire avec orthopnée)
   • impossibilité de rester immobile (patient pusillanime, enfants, troubles psychiatriques). Les examens d'imageries peuvent le cas échéant être réalisées sous prémédication voire sous anesthésie générale. Il convient alors d'utiliser le seul matériel d'anesthésie homologué pour entrer dans la salle d'IRM.
   • la claustrophobie qui peut faire l'objet des mesures citées précédemment.
   • l'allergie au gadolinium ou à son chélateur/ligand^[10] ou encore à l'excipient^[11] rarissime. Cependant le produit est très toxique par extravasation (nécrose des tissus). Il n'existe pas d'interaction connue avec d'autres médicaments.
   • Insuffisance rénale sévère. (Uniquement en cas d'injection de produit de contraste)
   • la grossesse en dehors d'indication formelle. Il n'a jamais été démontré d'effet délétère des champs magnétiques sur le fœtus. Mais par précaution, seules les indications mettant en jeux le pronostic vital ou fonctionnel de la maman sont validées. Pour le gadolinium, il y a un passage lent de la barrière placentaire et excrétion faible dans le lait maternel (recommandation de traite et élimination du lait pendant 48 à 72 heures suivant l'injection).

Avec ces précautions, l'imagerie par résonance magnétique est totalement non-invasive (excepté, s'il y a indication, l'injection de produit de contraste) et sans irradiation.

[modifier] Notes et références

[modifier] Voir aussi

[modifier] Bibliographie

• B. Kastler, D. Vetter, Z. Patay et P. Germain. "Comprendre l'IRM Manuel d'auto-apprentissage" 6^ème édition, 2006 ISBN 2-294-05110-6 (édition antérieure : 5^èmeédition, 2003 ISBN 2-294-01411-1)

[modifier] Liens internes

• Imagerie cérébrale
• Tomographie d'emission monophotonique (Single Photon Emission Computed Tomography)
• Imagerie moléculaire
• Master Européen en Imagerie Moléculaire

[modifier] Liens externes

• (fr) et (en) E-MRI.org Un site pédagogique sur la physique et technologie de L'IRM avec animation (Macromedia Flash Player requis)
• (fr) IRM-facile.net Site d'information de Philips sur l'IRM à l'attention des professionnels de la santé.
• (fr) Med.univ-rennes1.fr Cours sur l'IRM de l'université de Rennes 1.
• (fr) IRM association AFRHA Page dediée à l'IRM de l'association AFRHA.
• (fr) Articles sur le site de l'Association européenne contre les leucodystrophies.
• (fr) DSV.CEA.fr Site du futur centre recherche de neuro-imagerie en champ magnétique intense NeuroSpin.
• (fr) Voir le diaporama sur l'IRM du sein sur le site de l'Institut national du cancer
• (en) Effets sur la santé de champs statiques et de scanners IRM - résumé par GreenFacts d'un rapport de l'OMS de 2006.
• (en), (it) et (ru) The Basics of MRI Les bases de la technologie et de la physique en IRM.
• (en) MR-TIP.com Portail d'information sur la technologie IRM à l'attention particulière des professionnels.
• (en) MRIsafety.com Site sur les bonnes pratiques, l'enseignement et la recherche en IRM.
• (fr) IRMtpe.com Site de vulgarisation sur l'IRM et son fonctionnement à l'attention des lycéens.

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