Physique de l'IRM et ses applications

Le cours aborde les principes physiques de l'Imagerie par Résonance Magnétique (IRM), depuis les bases de l'électromagnétisme jusqu'aux différentes séquences d'acquisition et leurs applications cliniques.

L'Électromagnétisme et le Moment Magnétique

L'électromagnétisme est la branche de la physique qui étudie les interactions entre les courants électriques et les champs magnétiques. Ce lien a été démontré par les expériences d'Oersted et Faraday.

L'atome et le spin

• L'atome se compose d'un noyau, chargé positivement, entouré d'électrons, chargés négativement.

• Le noyau, constitué de protons et de neutrons, est animé d'un mouvement complexe, incluant une rotation individuelle des particules sur elles-mêmes, appelée « spin ».

• Une particule chargée qui tourne sur elle-même induit un moment cinétique (spin) et un moment magnétique, tous deux représentés par des vecteurs. Le moment magnétique est représenté par le vecteur d'aimantation .

Rôle des molécules d'eau en IRM

• En IRM, les molécules d'eau du corps humain, composées de protons H+, sont utilisées. Ces protons sont chargés positivement et tournent sur eux-mêmes.

• Seul le noyau d'hydrogène joue un rôle important en imagerie aujourd'hui (IRM « protonique ») car l'hydrogène représente 2/3 des atomes de l'organisme et possède un moment magnétique intrinsèque élevé, induisant un phénomène de résonance très net.

Modèles de Compréhension en IRM

Deux modèles sont utilisés pour comprendre les phénomènes en IRM :

• Le modèle classique : plus facile à comprendre à l'échelle macroscopique.

• Le modèle quantique : plus complexe avec des calculs, il permet de mieux appréhender le phénomène à l'échelle atomique et de relaxation.

Le Modèle Classique : État de Repos

En l'absence de champ magnétique externe (), les protons H+ sont orientés de manière aléatoire dans toutes les directions. La somme des vecteurs d'aimantation microscopique () est nulle, donc il n'y a pas d'aimantation macroscopique résultante.

$

Sous l'Influence d'un Champ Magnétique Externe ()

• Lorsqu'un corps est placé dans un champ magnétique , une infime partie des protons s'oriente parallèlement à . Tous les autres protons H+ s'annulent mutuellement.

• Il y a un léger excès de protons orientés parallèlement à (état de basse énergie) par rapport aux protons antiparallèles (état de haute énergie). Cet excédent, bien que faible, forme le magnétisation longitudinale.

• Ces protons précessent (tournent) autour de l'axe de à une fréquence angulaire spécifique appelée fréquence de Larmor.

• À l'équilibre, il existe une composante longitudinale (aimantation longitudinale ), mais pas de composante transversale résultante car les protons sont déphasés.

Le Challenge de l'IRM

Le défi en IRM est d'extraire ce micro-signal généré par les quelques protons excédentaires immer

gés dans le champ magnétique pour créer une image. Pour ce faire, il est nécessaire de basculer ce signal dans le plan transversal.

La Phase d'Excitation et les Impulsions RF

Pour mesurer le vecteur d'aimantation macroscopique, on utilise un second champ magnétique : une onde de radiofréquence (RF), notée .

Bascule de l'aimantation

• L'onde RF provoque une bascule de l'aimantation tissulaire.

• La fréquence de l'onde RF doit être identique à la fréquence de Larmor des protons pour qu'il y ait résonance et bascule de l'aimantation. C'est la condition de résonance.

• L'angle de bascule dépend de l'intensité et de la durée de l'onde RF.

Composantes de l'aimantation

• L'aimantation longitudinale () traduit la répartition des populations de spins "parallèles" et "antiparallèles". L'impulsion RF provoque une égalisation de ces populations, annulant la composante longitudinale.

• L'aimantation transversale () traduit la mise en phase des spins. L'application de l'onde RF met les spins en phase, créant une composante transversale.

Types d'impulsions RF

• Impulsion RF  :

  • Bascule l'aimantation dans le plan transversal (xOy).

  • Égalise les populations parallèles et antiparallèles, annulant la composante longitudinale .

  • Maximise l'aimantation transversale .

• Impulsion RF  :

  • Inverse l'aimantation longitudinale (tous les protons excédentaires passent de l'état E1 à E2).

  • Peut être obtenue en appliquant l'onde RF deux fois plus longtemps ou avec une intensité double.

Ces impulsions se traduisent par une "double précession" où l'aimantation bascule tout en continuant de tourner.

Les Niveaux d'Énergie

• Les deux orientations possibles du spin (parallèle et antiparallèle) correspondent à deux niveaux d'énergie :

  • État UP (parallèle) : niveau de basse énergie ().

  • État DOWN (antiparallèle) : niveau de haute énergie ().

• La différence d'énergie entre ces niveaux est proportionnelle à la force de . Plus est intense, plus le nombre de protons parallèles en excès est important.

• L'impulsion RF fournit l'énergie () nécessaire pour provoquer des transitions d'E1 vers E2 (résonance).

Relaxation : Retour à l'Équilibre

L'état d'excitation est instable. Dès la fin de l'excitation, les protons retournent à l'état d'équilibre par deux phénomènes :

Relaxation Longitudinale (T1) ou Relaxation Spin-Réseau

• Transition progressive des protons d'E2 vers E1 (antiparallèles vers parallèles).

• L'aimantation longitudinale repousse progressivement selon une courbe exponentielle croissante.

• Elle est appelée spin-réseau car l'énergie est émise par interaction thermique avec le milieu moléculaire environnant (réseau).

• La constante de temps T1 caractérise cette repousse. Elle correspond au temps nécessaire pour récupérer 63% de l'aimantation longitudinale initiale. Le T1 varie selon les tissus, ce qui permet de les différencier en IRM.

Relaxation Transversale (T2) ou Relaxation Spin-Spin

• Déphasage rapide des spins dès l'arrêt de l'impulsion RF.

• L'aimantation transversale décroît rapidement selon une exponentielle décroissante.

• Elle est appelée spin-spin car elle résulte de l'interaction des protons entre eux.

• La constante de temps T2 caractérise cette décroissance. Elle correspond au temps où il reste 37% de l'aimantation transversale maximale (ou 63% de décroissance).

Le T2*

• Le signal d'aimantation transversale mes

uré est appelé T2* (ou FID - Free Induction Decay).

• Le T2* est plus court que le T2 "vrai" car il prend en compte les inhomogénéités du champ d'origine "moléculaire" (T2) et les inhomogénéités constantes du champ magnétique externe .

• Le défi est de s'affranchir du T2* pour accéder au T2 "vrai".

Séquences d'Écho de Spin : Accéder au T2 Vrai

Pour surmonter les effets des inhomogénéités de et mesurer le T2 vrai, une séquence d'écho de spin est utilisée.

Principe de l'Écho de Spin

1. À , une impulsion RF de est envoyée, basculant dans le plan transversal et mettant les spins en phase. L'aimantation transversale est maximale.

2. Les spins commencent à se déphaser rapidement en raison des inhomogénéités locales et du champ . Le signal diminue selon la courbe T2*.

3. À , une impulsion RF de est appliquée. Cette impulsion inverse les déphasages sans modifier le sens de rotation des spins. Les spins les plus rapides se retrouvent derrière les plus lents.

4. Les spins commencent à se rephaser.

5. À (c'est-à-dire 2 fois ), les spins sont à nouveau en phase, créant un signal maximum appelé écho de spin. Ce signal est mesuré et correspond au T2 vrai car les inhomogénéités de ont été compensées.

Cependant, même au moment de l'écho de spin, il y a une légère perte d'intensité due aux interactions spin-spin (relaxation T2 irréversible).

Paramètres des Séquences d'Écho de Spin

• TR (Temps de Répétition) : Intervalle entre deux impulsions de .

  • Conditionne le niveau de repousse de l'aimantation longitudinale (T1) et le contraste en T1.

  • TR long : L'aimantation longitudinale repousse à son niveau d'équilibre. Minimise le contraste T1.

  • TR court : Interrompt la repousse longitudinale. Maximise le contraste T1.

• TE (Temps d'Écho) : Moment où le signal est mesuré (pic de l'écho).

  • Détermine le temps pendant lequel l'aimantation transversale (T2) décroît avant d'être mesurée.

  • TE long : Permet aux différences de décroissance T2 de s'exprimer. Maximise le contraste T2.

  • TE court : Minimise le contraste T2.

Pondérations des Séquences d'Écho de Spin

Le TR et le TE sont liés 

;: Le niveau de repousse longitudinale () au TR est égal au niveau de décroissance transversale () pour le cycle suivant.

Séquences d'Inversion Récupération

Ces séquences visent à optimiser le contraste en T1 par rapport aux séquences d'écho de spin standard.

Principe

1. Une impulsion initiale de inverse l'aimantation longitudinale (inversion).

2. On laisse l'aimantation longitudinale repousser (remonter du négatif vers le positif).

3. À un temps spécifique appelé Temps d'Inversion (TI), une impulsion RF de bascule le vecteur d'aimantation dans le plan transversal.

4. Le signal est mesuré au temps TE, souvent après une impulsion de supplémentaire (séquence Inversion Récupération - Spin Écho).

5. Après un temps TR, le cycle recommence.

Avantages

• Augmentation du contraste en T1 grâce à un « double parcours » de l'aimantation longitudinale, ce qui majore les différences de T1.

• Images très bien pondérées en T1, d'excellente qualité, utilisées par exemple pour les atlas anatomiques.

• Le contraste en T1 est contrôlé par le TI.

Modes de Recueil du Signal

• Recueil en module : Seules les valeurs positives du signal sont prises en compte. Nécessite un TI long pour que la plupart des tissus aient une aimantation positive. Peut entraîner une annulation de contraste si les courbes de repousse de deux tissus se croisent au TI choisi.

• Recueil en module et en phase : Permet d'attribuer un signe (+ ou -) au signal en fonction de sa phase (0° ou 180°). Offre une échelle de gris plus étendue et un meilleur contraste pour un TI plus court.

Suppression de Tissus Spécifiques (FLAIR / STIR)

• Il est possible d'annuler le signal de certains tissus. En choisissant un TI égal à du tissu cible, son signal est à zéro au moment de l'impulsion de , et n'apparaîtra donc pas sur l'image.

  • STIR (Short Tau Inversion Recovery) : Supprime le signal de la graisse (TI court).

  • FLAIR (Fluid Attenuated Inversion Recovery) : Supprime le signal du liquide (LCR), utile pour détecter les lésions en hypersignal proches des liquides.

Saturation Sélective de la Graisse (FAT SAT)

• Méthode pour supprimer la composante graisseuse des tissus, applicable à toutes les séquences.

• Une impulsion RF sélective de , centrée sur la fréquence de résonance des protons de la graisse, sature l'aimantation longitudinale de la graisse.

• Lors de l'impulsion RF initiale suivante de la séquence principale, le signal de la graisse n'a pas eu le temps de repousser et est donc supprimé.

Produits de Contraste (Gadolinium)

Les agents de contraste IRM, principalement à base de gadolinium, ne sont pas visibles directement mais modifient les temps de relaxation T1 et T2 des tissus environnants.

Effets du Gadolinium

• Effet T1 prédominant : À faible concentration, le gadolinium raccourcit le T1, entraînant une augmentation du signal (agents à contraste "positif"). Les lésions oncologiques, infectieuses, inflammatoires et vasculaires sont

souvent injectées en T1 post-gado.

• Effet T2 prédominant : À forte concentration, le gadolinium raccourcit le T2, provoquant une diminution du signal (agents à contraste "négatif").

• Le gadolinium libre est toxique, il est donc incorporé dans des complexes stables (chélates).

• Il est administré par voie intraveineuse (0,1 à 0,2 ml/kg) et excrété par les reins.

Action au Niveau du SNC

• Le gadolinium ne traverse pas la barrière hémato-encéphalique (BHE) saine.

• En cas de lésion altérant la BHE, le contraste diffuse dans la lésion, entraînant un hypersignal en T1, ce qui permet de mettre en évidence la pathologie.

Codage Spatial du Signal

La localisation spatiale du signal utilise des gradients de champs magnétiques et la transformée de Fourier.

Gradients de Champs Magnétiques

• Des gradients linéaires de champs magnétiques, créés par des bobines de gradient, sont superposés au champ principal .

• Un gradient est une variation linéaire d'une donnée physique dans une direction. En IRM, il fait varier la fréquence de Larmor de manière linéaire dans l'espace.

• Trois gradients sont appliqués selon les trois plans de l'espace :

  • Gradient de Sélection de Coupe (Gss) (axe Z) : Permet de sélectionner une tranche spécifique du volume. Seuls les protons dont la fréquence de Larmor correspond à la fréquence de l'onde RF seront excités dans cette tranche. Son orientation détermine le plan de coupe (axiale, sagittale, frontale).

  • Gradient de Codage de Phase (Gφ) (axe X) : Différencie les lignes à l'intérieur du plan de coupe en induisant des différences de phase. Le codage de phase est conservé même après l'arrêt du gradient.

  • Gradient de Codage de Fréquence (Gω) (axe Y) : Différencie les colonnes dans le plan de coupe en induisant des différences de fréquence. La mesure doit être faite pendant l'application du gradient, car en l'absence de gradient, les fréquences redeviennent uniformes. C'est pourquoi on l'appelle aussi gradient de lecture.

• L'épaisseur de coupe est fonction de l'amplitude du gradient : un gradient élevé donne des coupes fines.

L'Écho de Gradient

Les séquences d'écho de gradient sont plus rapides que les séquences d'écho de spin.

Principe

• La séquence d'écho de gradient se distingue de l'écho de spin par :

  • Une impulsion RF initiale qui peut être inférieure à (angle de bascule θ).

  • La suppression de l'impulsion RF de .

  • L'utilisation d'un gradient bipolaire (deux lobes de même amplitude mais de polarité inverse et de durée différente) pour rephaser les spins et générer un écho.

• Le premier lobe du gradient bipolaire (négatif) déphase les spins. Le second lobe (positif) les rephase. Le signal est recueilli au moment du rephasage maximal, ce qui permet de remonter sur la courbe T2*.

Avantages et Paramètres

• Accélération de l'acquisition grâce à la réduction du TR et de l'angle de bascule.

• L'angle de bascule (θ) est un paramètre supplémentaire qui influence la pondération :

  • Grand angle : séquence pondérée en T1.

  • Petit angle : séquence pondérée en Densité Protonique.

Pondérations des Séquences d'Écho de Gradient

Angiographie par Résonance Magnétique (ARM) - Séquence TOF

La séquence Time

Of Flight (TOF) permet de visualiser les vaisseaux sans injection de produit de contraste.

Principe

• Elle repose sur l'arrivée de sang frais non saturé dans le plan de coupe.

• Utilise des séquences d'écho de gradient avec des TR courts pour saturer le signal des tissus stationnaires.

• Un algorithme MIP (Maximum Intensity Projection) est utilisé pour la reconstruction de l'image volumétrique finale.

Synthèse des Familles de Séquences en IRM

Il existe deux grandes familles de séquences :

1. Séquences d'Écho de Spin (ES) : Caractérisées par la présence d'une impulsion RF de de rephasage.

   • Variantes : Fast Spin Echo (FSE), Single Shot FSE, HASTE.

2. Séquences d'Écho de Gradient (EG) : N'utilisent pas d'impulsion de mais un gradient bipolaire.

   • Variantes : Spoiled Gradient Echo, Steady State Gradient Echo, EPI (Écho Planar Imaging).

Certaines séquences sont hybrides, combinant les principes des deux familles (ex : GRASE, SE-EPI).

Tableau Récapitulatif des Séquences

Les séquences sont diverses et leurs acronymes varient selon les fabricants (GE, Hitachi, Philips, Siemens, Toshiba). Voici un résumé des principales catégories :

Points Clés à Retenir

• L'IRM repose sur les propriétés magnétiques des protons d'hydrogène.

• Le champ magnétique aligne les protons, créant une aimantation longitudinale.

• Les ondes RF provoquent la résonance, basculant cette aimantation et générant un signal mesurable.

• La relaxation T1 et T2 sont des processus de retour à l'équilibre qui influencent le contraste.

• Les séquences d'écho de spin et d'écho de gradient sont les bases de l'imagerie.

• Les paramètres TR, TE et l'angle de bascule déterminent la pondération (T1, T2, DP) de l'image.

• Les produits de contraste (gadolinium) et les séquences spéciales (IR, FAT SAT, TOF) permettent d'améliorer la visibilité de structures ou de pathologies spécifiques.

• Les gradients de champ magnétique sont essentiels pour le codage spatial du signal et la formation de l'image.