Effets de flux sur les images standards angiographie IRM

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1 Imprimé par sur EMCCONSULTE le lundi 15 mars 2004 Effets de flux sur les images standards angiographie IRM Recommander cet article Béatrice Falise : Docteur en médecine, ingénieur de l'école polytechnique JeanMichel Franconi : Docteur en physique Wladimir Kawiecki : Docteur en médecine, ingénieur Imagerie médicale, Sciencesdivision RMN 3947, boulevard Ornano, SaintDenis cedex 2 France Traité de Radiodiagnostic VI Principes et techniques d'imagerie : 35242A10 (1994) Résumé Le signal d'imagerie par résonance magnétique (IRM) du noyau d'hydrogène n'est pas uniquement déterminé par les temps de relaxation T1 et T2 du tissu dans lequel il se trouve ou par sa densité en protons. Il est également fortement dépendant des mouvements. En particulier pour les vaisseaux, en fonction de la vitesse du flux, de l'orientation du vaisseau par rapport à la coupe, du type de séquence utilisé et des paramètres choisis, les images vasculaires offrent une grande variété de signaux. La compréhension de ces phénomènes est indispensable pour comprendre et interpréter les signaux vasculaires et utiliser la grande richesse d'informations apportées par l'irm pour l'étude des flux Éditions Scientifiques et Médicales Elsevier SAS Tous droits réservés. EMC est une marque des Éditions Scientifiques et Médicales Elsevier SAS. Plan Rappels physiologiques Principaux effets du flux Artefacts liés au flux Imagerie des flux Applications cliniques Conclusion Rappels physiologiques Haut de page Flux veineux Le flux veineux est en général un flux de type laminaire. Les vitesses sont le plus souvent faibles. Du fait de la viscosité du sang, l'intensité des vitesses le long d'une section n'est pas constante ; le profil des vitesses est parabolique. La vitesse du sang est nulle au niveau de la paroi du vaisseau et maximale au centre (fig. 1) [3]. (1 of 20)16/03/ :42:05

2 Flux artériel C'est un flux pulsatile, lié au cycle cardiaque, avec des vitesses maximales lors de la systole (100 à 150 cm/s dans l'aorte). Les vitesses peuvent s'annuler, voire devenir rétrogrades pendant la diastole. Le flux artériel, en fonction des différentes phases du cycle cardiaque, peut être de type laminaire ou turbulent (bifurcations...) avec une gamme de vitesses très étendue [3]. Autres mouvements ou flux En dehors des vaisseaux sanguins, d'autres types de flux ou de mouvements peuvent être étudiés : le flux très pulsatile du liquide céphalorachidien (LCR), la perfusion, la diffusion. Tous ces mouvements peuvent affecter l'image IRM, mais nous ne décrirons ici essentiellement que les effets des flux macroscopiques [3]. Principaux effets du flux Haut de page La compréhension des phénomènes de flux en IRM n'est pas simple car toute la complexité de l'hydrodynamique de l'être vivant est codée et prise en compte dans le signal IRM. Rappels physiques Il est important de comprendre que l'acquisition d'une image IRM se fait en deux étapes essentielles : une première étape d'excitation réalisée par les impulsions de radiofréquence, une seconde étape d'échantillonnage et de localisation qui permet la formation de l'image à l'aide des gradients de champ magnétique. On obtient alors, après transformée de Fourier, un signal complexe où les données sont portées par deux composantes : une composante réelle (R) et une composante imaginaire (I). Ces deux composantes peuvent être combinées pour reconstruire l'image de différentes façons. En particulier, l'image en magnitude (imagerie IRM de routine) est construite à partir de la valeur arctang (I/R). l'image en phase (image en zèbre) est formée à partir de la valeur Tout mouvement qui se produit pendant la phase d'excitation ou pendant la phase d'échantillonnage va modifier le signal. Le mouvement existant entre les phases d'excitation des protons par l'application des impulsions de radiofréquence (TR) produira un effet de temps de vol ou rehaussement paradoxal ou entrée de coupe. Le mouvement enregistré pendant la phase d'encodage va induire les déphasages des spins. Ces deux phénomènes vont être décrits séparément pour une meilleure compréhension, bien qu'ils surviennent simultanément. Effets d'entrée et de sortie de coupe Cet effet, appelé aussi rehaussement paradoxal ou effet de temps de vol, est maximal pour les vaisseaux perpendiculaires au plan de coupe. En fonction de la séquence et des paramètres choisis, de la vitesse du flux, il peut se traduire par un rehaussement ou une perte de signal. Phénomène de sortie de coupe ou temps de vol Maximal pour les séquences de type spin écho, cet effet se traduit par une perte de signal (2 of 20)16/03/ :42:05

3 intravasculaire. En spin écho, pour qu'il y ait création d'un écho (et donc d'un signal), un groupe de protons doit être exposé à deux impulsions de radiofréquence : une de 90 puis une de 180 qui sont sélectivement appliquées sur une coupe. Les spins mobiles subissant l'impulsion de 90 ne sont plus dans la coupe lors de l'impulsion de 180. Non rephasés, ils ne participent pas au signal et l'intérieur du vaisseau est en hyposignal. Plus le flux est rapide et plus le TE (temps d'écho) de la séquence est long, plus l'effet de sortie de coupe est maximal (fig. 2). Phénomène d'entrée de coupe ou rehaussement paradoxal Cet effet est maximal pour les séquences d'écho de gradient ou spin écho à TR courts. Les tissus stationnaires subissant des impulsions de radiofréquence très rapprochées n'ont plus le temps de relaxer et ont un signal faible ou saturé. Dans les vaisseaux circulants, les protons sont régulièrement renouvelés ; l'effet de saturation n'a pas lieu et le signal intraluminal reste intense. Il existe alors un effet de rehaussement du signal du flux par rapport à celui des tissus stationnaires (fig. 3). Plus le TR de la séquence est court, l'angle de bascule important, le flux rapide et le volume exploré petit, plus l'effet de rehaussement du signal du flux est important. Effets de déphasage Pour obtenir un signal maximal, et donc une qualité d'image optimale, les protons d'un même voxel doivent être en phase au moment de l'écho. La fréquence de précession du proton dans un champ magnétique est égale à : ( 0 : fréquence de précession ; : ratio gyromagnétique ; B 0 : champ magnétique) Or pour encoder spatialement le signal (seconde phase de l'acquisition de l'image) des variations locales de champ magnétique (gradients de champ) sont créées, induisant des déphasages liés aux différentes fréquences de précession induites. Toutefois, les séquences d'imagerie sont conçues pour que les vecteurs d'aimantation des protons immobiles d'un même voxel soient tous en phase au moment du recueil du signal. A cet effet, tout gradient d'encodage est compensé par un autre gradient de polarité inverse qui permet d'établir une cohérence de phase au moment de l'écho. Un flux laminaire dans un gradient de champ induit des déphasages dus aux différentes vitesses des protons d'un même voxel. Le gradient compensateur est inefficace dans ce cas. Les vecteurs d'aimantation des protons mobiles ne seront donc pas en phase avec ceux des protons stationnaires au moment du recueil du signal qui sera diminué (fig. 4). Tous les gradients n'ont pas la même influence sur le déphasage des protons mobiles. Le gradient de sélection de coupe est court, actif lors de l'impulsion de radiofréquence et compensé immédiatement. Son action est surtout sensible sur les gros vaisseaux perpendiculaires au plan de coupe (exemple : aorte, veine cave sur une coupe axiale). Le gradient de codage en fréquence est actif plus longtemps, compensé à distance. Son action est sensible sur les vaisseaux dans le plan de coupe, même pour des vitesses relativement lentes. Lors de l'étape de codage en phase, chaque voxel se voit attribuer une phase qui permet ensuite sa localisation le long de cet axe. Du fait de la vitesse des protons mobiles, la phase du voxel est modifiée et il apparaît une ambiguïté du codage spatial résultant en une perte de signal intravasculaire et à la création d'images fantômes. Artefacts liés au flux Haut de page Images fantômes (3 of 20)16/03/ :42:05

4 Comme cela vient d'être décrit, il existe, du fait du mouvement des protons circulants, une ambiguïté du codage spatial dans le sens de la phase. Cet effet se traduit par la présence, dans le sens d'encodage de phase, d'images fantômes du vaisseau. Cet artefact existe quelle que soit l'orientation du vaisseau par rapport au plan de coupe. Il peut être réduit ou supprimé par différentes techniques. Synchronisation cardiaque ou pseudosynchronisation L'acquisition peut être synchronisée au rythme cardiaque, le recueil du signal pour une même coupe se faisant alors toujours au même moment du cycle cardiaque. Les vitesses des protons circulants sont alors gelées et les artefacts de mouvements très diminués (surtout si le flux est pulsatile). Une pseudosynchronisation peut être obtenue en choisissant pour la séquence un TR proche du rythme cardiaque (RR) du patient [6]. Utilisation de bandes de présaturation Le signal d'un vaisseau perpendiculaire à une coupe, et les artefacts qu'il produit, peuvent être éteints par l'utilisation d'une bande de présaturation placée en amont du flux [14]. Rephasage des flux Rephasage des échos pairs Sur une séquence spin écho à deux échos symétriques, on remarque une diminution du signal intravasculaire (par déphasage) sur l'image du premier écho et un signal intravasculaire intense sur les images du second écho. Cet effet est appelé rephasage des échos pairs, et s'exerce sur les flux à vitesse constante. Si des mouvements d'ordre supérieur existent (flux accéléré, turbulent...), le rephasage ne sera pas complet sur ce second écho. Cette évolution du signal sur les deux échos est souvent utilisée pour affirmer la présence d'une structure circulante. Tous les échos pairs d'une séquence multiéchos ont la même propriété de rephasage. Séquences avec compensation de flux L'effet de rephasage observé lors de l'écho pair en spin écho peut être créé au niveau du premier écho d'un spin écho ou en séquence d'écho de gradient par l'adjonction de deux gradients de champ de polarité inverse. Ces gradients de champ permettent de corriger au moment de l'écho le déphasage des spins circulants à vitesse constante, quelle que soit cette vitesse. C'est le principe du rephasage des flux (fig. 5). L'adjonction d'autres gradients supplémentaires peut également corriger des déphasages liés à des mouvements d'ordre supérieur (accélération, flux tourbillonnaires...), mais le TE est alors très allongé et la qualité d'image dégradée. Imagerie des flux Haut de page Vaisseau perpendiculaire à la coupe Ce sont les phénomènes d'entrée et de sortie de coupe qui sont prépondérants, liés au type des (4 of 20)16/03/ :42:05

5 séquences utilisées. Flux rapides Echo de gradient Séquence à TR courts, le rehaussement paradoxal sera maximal. Les vaisseaux circulants apparaissent hyperintenses sur l'image. La dispersion de phase est en général secondaire (TE courts), mais des images fantômes peuvent apparaître le long de l'encodage de phase, surtout si la séquence n'est pas rephasée. Spin écho Le phénomène de rehaussement paradoxal s'épuise rapidement et n'est en général présent que sur la première coupe. Le signal intravasculaire est le plus souvent diminué par effet de sortie de coupe et par déphasage. Des artefacts fantômes le long de l'encodage en phase sont souvent présents. Ils peuvent être réduits par l'utilisation d'une séquence avec rephasage de flux ou la synchronisation de la séquence sur le rythme cardiaque. Flux lents L'effet d'entrée de coupe est moindre et le signal intravasculaire diminué. En écho de gradient bidimensionnel monocoupe, un hypersignal intravasculaire peut être maintenu par effet d'entrée de coupe. Vaisseau dans le plan de coupe Dans ce cas, le phénomène d'entrée et de sortie de coupe devient secondaire. En général, le phénomène de perte de cohérence de phase est maximal et se traduit par une perte de signal intravasculaire et par la création d'images fantômes. Ces effets sont d'autant plus marqués que le TE de la séquence est long, les vitesses rapides et variables, et la résolution spatiale faible. L'utilisation de séquences avec rephasage des flux est alors recommandée. Déplacement de l'image d'un vaisseau oblique dans la coupe Quand un vaisseau a un trajet oblique dans le plan de coupe, on observe un décalage entre le signal des parois du vaisseau fixes et celui des protons du flux. Ce décalage est la conséquence des différents temps de l'encodage spatial : l'encodage en phase est réalisé au début de la séquence, l'encodage en fréquence au moment du recueil du signal. Entre les deux encodages, les protons mobiles se sont déplacés et sont donc encodés à deux endroits différents. Il en résulte un déplacement de l'image vasculaire sur l'image (fig. 6). Applications cliniques Haut de page Une bonne maîtrise de ces différents effets permet d'établir une sémiologie vasculaire à partir des images IRM, et de développer de nouvelles applications. Identification des structures circulantes (5 of 20)16/03/ :42:05

6 L'utilisation des séquences à échos pairs, du rephasage des flux, du phénomène de rehaussement paradoxal permet d'affirmer la présence d'une structure circulante et d'effectuer un diagnostic différentiel avec une thrombose. Les bandes de présaturation permettent de déterminer le sens d'un flux ou son origine [12]. Quantification des flux Il est possible en IRM d'avoir une approche quantitative de l'étude du flux en utilisant soit l'effet de rehaussement paradoxal, soit l'effet de déphasage. Quantification du flux en temps de vol Dans cette technique, le flux est marqué par une présaturation (tag) ou par une modulation spatiale de l'aimantation longitudinale (spamm). Ce marquage va être déformé par le mouvement au cours du temps : le bolus marqué va se déplacer avec le flux. Pour enregistrer et visualiser cette déformation, le même plan de coupe est acquis plusieurs fois de suite, immédiatement après l'application de la présaturation. Une étude fine de la déformation de cette bande de présaturation permet une approche semiquantitative du flux [12]. Quantification du flux par étude des déphasages Pour une gamme de vitesses déterminées, le déphasage induit par un gradient de champ à un proton circulant est proportionnel à sa vitesse. Il est donc possible, au niveau d'une structure circulante d'enregistrer les valeurs de phase à différents moments et de réaliser ainsi des courbes vitesse du flux en fonction du temps. Ces techniques ont été utilisées pour étudier des flux très différents comme : le flux du LCR, le flux au niveau des valves cardiaques, le flux de gros vaisseaux. Angiographie par résonance magnétique (RM) Le principe de l'angiographie par RM est d'utiliser des séquences optimisées pour obtenir un signal très intense du flux circulant et un signal plus faible du tissu stationnaire. Les séquences d'angiographie RM, pour modifier le signal des protons circulants, utilisent les phénomènes de déphasage ou de temps de vol induits par le flux. On obtient donc une image de mouvement, qui est ici le vecteur de contraste. Les effets de déphasage et de temps de vol, décrits séparément dans les chapitres précédents, se produisent simultanément. Les séquences, en général de l'écho de gradient, sont optimisées pour favoriser l'un ou l'autre des deux effets. Une fois l'acquisition réalisée, un posttraitement permet une visualisation tridimensionnelle de l'arbre vasculaire. Le posttraitement le plus couramment utilisé actuellement est le MIP ou «maximum intensity projection» qui réalise un ensemble de projection autour d'un axe défini par l'opérateur, en ne conservant le long de chaque axe que le voxel d'intensité maximale. Une visualisation dynamique de ces projections permet de voir tourner l'arbre vasculaire. D'autres posttraitements sont actuellement à l'étude et pourrait améliorer la qualité des images obtenues [2]. Angiographie IRM par temps de vol En angiographie IRM par temps de vol, l'effet de rehaussement paradoxal est maximisé et le déphasage minimisé (rephasage au premier ordre des flux, utilisation de TE courts). (6 of 20)16/03/ :42:05

7 Temps de vol en imagerie deux dimensions L'effet de rehaussement paradoxal est simplement utilisé lors d'acquisitions séquentielles (coupe par coupe) en écho de gradient. Ces coupes sont programmées perpendiculairement au sens du flux. La perte de signal induite par le déphasage lié au mouvement est minimisée par l'utilisation de séquences avec compensation des flux et TE courts. Cette technique d'acquisition est rapide et plus efficace que le temps de vol 3 dimensions (3 D) pour l'imagerie des flux lents et la couverture de larges régions spatiales, mais souffre parfois des imperfections des profils de coupe (imagerie en marche d'escalier). Temps de vol en imagerie trois dimensions Le même effet de rehaussement paradoxal peut être obtenu avec des séquences de temps de vol 3 D. Le rehaussement du signal est maximal en utilisant une séquence à TR et angle de bascule optimisés, un volume perpendiculaire au flux. La perte de signal due au déphasage intravoxélien est diminuée par l'utilisation du rephasage des flux, des TE courts, et de la haute résolution spatiale (possible en 3 D). Ainsi avec cette technique, une coupe épaisse ou un volume de tissu est excité. Or on estime que l'effet de rehaussement paradoxal disparaît après 10 à 20 excitations par la radiofréquence, ce qui se traduit par une saturation du signal du flux en fin de volume. Plus le TR est court, l'angle de bascule grand, le volume important et le flux lent, plus l'effet de saturation est important (fig. 7). Un choix de paramètres de séquence moins saturants (TR long, petit angle) conduirait à une mauvaise saturation des tissus stationnaires, en particulier les tissus à T1 courts. Les artères dont le flux est rapide sont bien étudiées par cette technique (bifurcation carotidienne, vaisseaux intracrâniens...). Différentes stratégies se sont développées pour limiter cet effet de saturation : acquisition séquentielle de plusieurs petits volumes, utilisation de profils d'impulsion de radiofréquence optimisés en fonction du sens du sang dans le volume («pulse tone»). Dans ce cas, l'énergie dissipée augmente le long du volume de façon croissante avec le sens du flux (fig. 8). Utilisation des présaturations Il est possible de réaliser une angiographie RM sélective en utilisant une présaturation spatiale. Toute présaturation placée en amont d'un flux éteint le signal de celuici, et supprime donc tout effet de rehaussement paradoxal. Cette technique a été utilisée pour obtenir des images sélectives des carotides ou des veines cervicales, de l'aorte ou de la veine cave, des sinus veineux... (fig. 9). Evolutions Pour améliorer le contraste en temps de vol 3 D, différentes techniques sont actuellement utilisées : le transfert d'aimantation pour renforcer le contraste flux/tissu stationnaire en diminuant de façon plus importante le signal de ce dernier ; l'utilisation de la haute résolution (matrice 512) pour diminuer les effets de déphasage ; l'excitation de radiofréquence variable en fonction du volume («pulse tone») ; l'utilisation sur les imageurs les plus récents de TE très courts (2 ms environ), permettant l'exploration de nouvelles régions anatomiques comme les vaisseaux pulmonaires. En temps de vol 2 D, il est courant d'utiliser : (7 of 20)16/03/ :42:05

8 la synchronisation cardiaque qui permet de réaliser l'acquisition du signal lorsque le flux est maximal dans les vaisseaux pulsatiles et qui permet ainsi l'obtention d'un contraste optimal ; des présaturations mobiles, suivant le déplacement de la coupe lors d'une acquisition séquentielle, permettant ainsi une excellente élimination du flux controlatéral ; la segmentation de l'espace des données brutes qui associée à des techniques de synchronisation cardiaque permet l'imagerie des coronaires, réalisée lors d'une apnée. Techniques utilisant la phase Imagerie en magnitude : déphase/rephase Dans cette technique, on utilise les déphasages induits par le mouvement des protons en présence d'un gradient et on réalise une soustraction d'image. Il est réalisé une première acquisition sans rephasage des flux mais avec un gradient de déphasage maximisant la dispersion de phase due au flux. On obtient une image avec un hyposignal intravasculaire marqué. Une seconde acquisition avec rephasage des flux est réalisée, donnant une image avec un hypersignal intravasculaire. Le TR et le TE sont maintenus identiques lors des deux acquisitions, afin que le signal des tissus stationnaires ne soit pas modifié. Une soustraction image par image des deux acquisitions nous donne une image vasculaire. Contraste de phase Pour détecter le flux, le contraste de phase lit les déphasages induits par le mouvement des protons. En effet, un gradient de champ bipolaire encode la vitesse comme une modification de la phase et crée une relation univoque vitesse/phase. La phase d'un proton mobile, se déplaçant à vitesse constante V le long d'un tel gradient est égale à : : angle de phase induit par le flux ; : rapport gyromagnétique ; V : vitesse constante du proton ; A : surface de chaque lobe du gradient ; T : durée entre les deux lobes du gradient. Un proton stationnaire (V = 0) ne sera pas déphasé par un tel gradient. Une seconde acquisition est réalisée en inversant les valeurs de gradient. Le déphasage obtenu est alors égal à : La soustraction de ces deux acquisitions nous donne donc : pour un proton stationnaire, un déphasage et une amplitude nulle ; pour un proton mobile le long de l'axe où a été appliqué le gradient, une amplitude non nulle le long de cet axe (fig. 10). Cette amplitude est proportionnelle à la vitesse du flux et permet la réalisation de l'image angiographique. En pratique, il est nécessaire de répéter ce schéma d'acquisition le long des deux autres axes, ce qui résulte en six acquisitions au total et donc à un temps d'examen très long. Certaines techniques permettent de réduire ce temps d'acquisition. Contraste de phase 2 D Il est possible de réaliser une acquisition en contraste de phase en 2 D ou en 3 D. L'intérêt de l'acquisition 2 D est de réaliser très rapidement (1 à 2 min environ) une cartographie des vitesses de (8 of 20)16/03/ :42:05

9 la coupe. Ainsi une coupe épaisse sur un sinus veineux longitudinal permet d'affirmer ou non la présence d'une thrombose. C'est également une technique utilisée pour étudier avant une acquisition 3 D les valeurs des vitesses à encoder. Influence des différents paramètres Direction du flux On peut avec cette technique encoder le flux dans une ou plusieurs directions (2 ou 3). Pour certaines régions où les flux sont relativement unidirectionnels (carotides, membres inférieurs...), une seule direction peut suffire (tête/pied pour les exemples cités). Dans ce cas, le sens du flux peut être encodé (hypersignal vers la tête, hyposignal vers les pieds). Si les trois axes sont encodés, une image composite est créée : l'intensité du signal du flux est corrélée à sa vitesse, mais aucune indication sur le sens du flux n'est donnée. Encodage de vitesse et repliement Lors d'une acquisition en contraste de phase, la valeur du gradient de codage de la phase est déterminée en fonction des vitesses à encoder. Il faut que toutes les vitesses, de la plus faible à la plus rapide, soient reconnues et correctement représentées (les plus rapides sont les plus intenses). Si la valeur maximale des vitesses existantes est supérieure à deux fois la vitesse pour laquelle le gradient a été calculé, il y aura repliement : les flux les plus rapides seront encodés comme des flux lents en hyposignal, et souvent non visualisés sur les projections MIP. Comparatif des différentes techniques Le tableau I résume les avantages et les désavantages des différentes techniques. Applications cliniques Relativement bien maîtrisée dans certaines régions anatomiques (crâne, carotides,...), rapide (5 à 10 min) non invasive, l'angiographie IRM est de plus en plus souvent intégrée à la routine. Elle est le plus souvent rajoutée à un examen standard pour une recherche d'informations sur le flux ou peut être même la motivation première de la demande d'irm. Vaisseaux intracrâniens Différentes pathologies : anévrismes, thromboses, malformations artérioveineuses... peuvent être explorées en angiographie IRM. L'angiographie par temps de vol 3 D avec «pulse tone» et transfert de magnétisation permet en général une bonne exploration des structures artérielles. Le contraste de phase 2 D et 3 D est utilisé en cas de suspicion de thrombose d'un sinus veineux. Vaisseaux cervicaux L'examen des carotides, pour un anévrisme, une sténose, une dissection... est souvent réalisé en temps de vol 2 D ou 3 D. L'utilisation de bandes de présaturation mobile en 2 D permet une excellente élimination du flux controlatéral. Le contraste de phase donne également de très bons résultats. Extrémités (9 of 20)16/03/ :42:05

10 Les vaisseaux des membres inférieurs sont de plus en plus souvent explorés (contrôles de revascularisation, thromboses). Le temps de vol en 2 D, avec éventuellement synchronisation à l'électrocardiogramme, est le plus souvent utilisé. Le contraste de phase donne également d'excellents résultats, et est également utilisé pour l'examen de structures vasculaires plus complexes comme le pied ou la main. Thorax, abdomen Ces régions restent les plus difficiles à imager : les mouvements sont nombreux, les flux souvent pulsatiles. C'est probablement dans l'étude de ces régions que les progrès actuels de la technique s'exercent le plus, comme les séquences d'angiographie en apnée développées pour les coronaires, les séquences en contraste de phase ou dérivée de l'écho Planar 3 D pour l'étude des artères rénales, l'utilisation des TE très courts pour l'imagerie des vaisseaux pulmonaires [30]. Conclusion Haut de page L'étude des flux et la réalisation d'images angiographiques en IRM ont été les séquences inaugurant l'ouverture actuelle de l'irm sur des études fonctionnelles. Des études de phénomènes plus microscopiques comme la perfusion ou la diffusion sont aujourd'hui réalisables. Toutefois l'angiographie IRM continue à progresser et à étendre ses applications comme par exemple les coronaires ou l'arbre vasculaire pulmonaire. Références Bibliographiques [1] ALFIDI RJ, MASARYK TJ, HAACKE EM, et al. MR angiography of peripheral, carotid and coronary arteries. Am J Roentgenol 1987 ; 149 : [2] ANDERSON CM, SALONER D, TSURUDAR JS, et al. Artifacts in maximum intensity projection display of MR. Am J Roentgenol 1990 ; 154 : [3] AXEL L Blood flour effects in magnetic resonance imaging. Am J Roentgenol 1984 ; 143 : [4] AXEL L, MORTON D A method for imaging blood vessels by phase compensated uncompensated difference images. Magn Reson Imaging 1986 ; 4 : [5] BENDEL P, BUONOCORE E, BOCKISCH A, et al. Blood flow in the carotid arteries : quantification by using phase sensitive MR imaging. Am J Roentgenol 1989 ; 152 : [6] BRADLEY WG «Flow phenomena in MR imaging». Am J Roentgenol 1988 ; 150 : [7] BRADLEY WG, WALUCH V Blood flour magnetic resonance imaging. Radiology 1985 ; 154 : [8] BRYANT DJ, PAYNE JA, FIRMIN DN, et al. Measurement of flow with NMR using a gradient pulse and phase difference technique. J Comput Assist Tomogr 1984 ; 8 : [9] DIXON WT, DU LN, GADO M, et al. Projection angiograms of blood labeled by adiabatic fast passage. Magn Reson Med 1986 ; 3 : [10] DUMOULIN CL, HART HR Magnetic resonance angiography. Radiology 1986 ; 161 : [11] DUMOULIN CL, SOUZA SP, WALKER MF, et al. Three dimensional phase contrast angiography. Magn Reson Med 1989 ; 3 : [12] EDELMAN RR, MATTLE HP, KLEEFIELD J, et al. Quantification of blood flow with dynamic MR imaging and presaturation bolus tracking. Radiology 1989 ; 171 : [13] EDELMAN RR, WENTZ KU, MATTLE HP, et al. Intracerebral arteriovenous malformations : evaluation with selective MR angiography and venography. Radiology 1989 ; 173 : (10 of 20)16/03/ :42:05

11 [14] FELMLEE JP, EHMAN RL Spatial presaturation : a method for suppressing flow artifacts and improving depiction of vascular anatomy in the MR imaging. Radiology 1987 ; 164 : [15] GULLBERG GT, WEHRLI FW, SHIMAKAWA A, et al. MR vascular imaging with a fast gradient refocusing pulse sequence and reformated images from transaxial sections. Radiology 1987 ; 165 : [16] KELLER PJ, DRAYER BP, FRAM EK, et al. MR angiography with two dimensional acquisition and three dimensional display. Radiology 1989 ; 173 : [17] LAUB G Displays for MR angiography. Magn Reson Med 1990 ; 14 : [18] LAUB G, KAISER W MR angiography with gradient motion refocusing. J Comput Assist Tomogr 1988 ; 12 : [19] LENZ GW, HAACKE EM, MASARYK TJ, et al. In plane vascular imaging : pulse sequence and strategy. Radiology 1988 ; 166 : [20] MARCHAL G, BOSMANS H, Van FRAEYENHOVEN L, et al. Intracranial vascular lesions : optimization and clinical evaluation of the 3D time of flight MR angiography. Radiology 1990 ; 175 : [21] MASARYK TJ, MODIC MT, ROSS JS, et al. Intracranial circulation : preliminary clinical results with three dimensional (volume) MR angiography. Radiology 1989 ; 171 : [22] MASARYK TJ, MODIC MT, RUGGIERI PM, et al. Three dimensional (volume) gradient echo imaging of the carotid bifurcation : preliminary clinical experience. Radiology 1989 ; 171 : [23] MORAN PR A flow Zengmatographic interface for NMR imaging in humans. Magn Reson Imaging 1983 ; 1 : [crossref] [24] MORAN PR, MORAN RA, KARSTAEDT N Verification and evaluation of internal flow and motion. Radiology 1985 ; 154 : [25] PATTANY PM, MARINO R, McNALLY JM Velocity and acceleration desensitization in 2 DFT MR imaging. Magn Reson Imaging 1986 ; 4 : [26] PETTIGREW RT, DANNELS W, GALLOWAY JR, et al. Quantitative phase flow MR imaging by using standard sequences : comparison with in vivo flowmeter measurements. Am J Roentgenol 1987 ; 148 : [27] ROSS JS, MASARYK TJ, MODIC MT, et al. Intracranial aneurysms : evaluation by MR angiography. AJNR 1990 ; 11 : [28] RUGGIERI PM, LAUB GA, MASARYK TJ, et al. Intracranial circulation : pulse sequence considerations in three dimensional (volume) MR angiography. Radiology 1989 ; 171 : [29] SPRITZER CE, PELC NJ, LEE JN, et al. «Rapid MR imaging of blood flow with a phase sensitive, limited flipangle, gradient recalled pulse sequence : preliminary experience. Radiology 1990 ; 176 : [30] STEINBERG FL, YUCEL EK, DUMOULIN CL, et al. Peripheral vascular and abdominal applications of MR flow imaging techniques. Magn Reson Med 1990 ; 14 : [31] WAGLE WA, DUMOULIN CL, SOUZA SP, et al. «3DFT MR angiography of carotid and basilar arteries». AJRN 1989 ; 10 : [32] WALKER MF, SOUZA SP, DUMOULIN CL Quantitative flow measurement in phase contrast MR angiography. J Comput Assist Tomogr 1988 ; 12 : [33] WEHRLI FW Time of flight effects in MR imaging of flow. Magn Reson Med 1990 ; 14 : Tableaux Tableau I. (11 of 20)16/03/ :42:05

12 Tableau I. Tableau comparatif des différentes techniques. Contraste de phase 3D Contraste de phase 2D Magnitude 3D TOF 2D TOF Temps d'acquisition Saturation des spins Sensibilité aux turbulences Résolution spatiale Sensibilité à la direction Sensibilité au T1 Suppression de l'arrièreplan : avantageux ; : désavantageux ; + : intermédiaire ; : point fort de la technique ; TOF : «time of flight» = temps de vol. Figures Fig. 1 a. Flux laminaire (modèle flux veineux). Flux artériel diastolique. b. Flux turbulent (phases d'accélération, flux poststénotique, bifurcation... flux artériel systolique). Fig. 2 (12 of 20)16/03/ :42:05

13 Phénomène de sortie de coupe. Effets du temps d'écho (TE). Tissus stationnaires : v = o : les spins voient le 90 et le 180. Signal intense. v 2d TE : tous les protons du vaisseau qui ont subi le 90 ont quitté la coupe au moment du pulse de 180. Absence de signal intravasculaire. o v 2d : certains protons circulants subissent le 90, le 180 et donc le signal intravasculaire est intermédiaire. Fig. 3 (13 of 20)16/03/ :42:05

14 Phénomène d'entrée de coupe. Effets du TR. A. TR court ou flux rapide ; v d TR : renouvellement complet des protons intravasculaires. Signal intense. Le TR est court devant le T1 des tissus ; bonne saturation des tissus stationnaires. B. TR moins court ou flux plus lent ; v d TR. Fig. 4 (14 of 20)16/03/ :42:05

15 Déphasage des spins mobiles. Le spin stationnaire, situé en x1, subit un déphasage induit par la valeur B du gradient de champ. Le gradient est inversé, et au moment de l'écho, le spin stationnaire a subi un nouveau déphasage induit par la valeur B du gradient de champ. = + = o. Le déphasage total est nul au moment de l'écho. Le spin mobile se déplace le long de l'axe X. Au moment où l'on applique le 1er gradient, le spin mobile subit un déphasage induit par la valeur B du gradient de champ, le spin mobile se déplace, et au moment où l'on inverse le gradient, il voit une valeur de gradient + B' ( B) qui induit un déphasage + '. De part le mouvement du spin, ' = o. Au moment de l'écho, le déphasage total n'est pas nul. Fig. 5 (15 of 20)16/03/ :42:05

16 Rephasage des flux par gradient. A. Séquence d'écho de gradient sans rephasage. B. Séquence d'écho de gradient avec rephasage (compensation de 1er ordre). C. Rephasage pour différentes valeurs de vitesse. Fig. 6 (16 of 20)16/03/ :42:05

17 Déplacement d'une image d'un vaisseau oblique dans le plan de coupe. A. Encodage en phase au temps to. > : sens du flux ; : proton circulant. B. Encodage en fréquence au temps to + t. : proton circulant. C. Positionnement du proton circulant en dehors du vaisseau où il circule. D. Pour un flux circulant dans l'autre sens, l'image du flux serait située sous l'image du vaisseau. Fig. 7 (17 of 20)16/03/ :42:05

18 En fonction du TR choisi et de la vitesse du flux, l'effet de rehaussement du flux est limité à une certaine épaisseur de volume. Dans le cas du volume no 1, l'effet de rehaussement du signal du flux est présent pratiquement sur tout le volume. Si l'on double le volume, l'effet de saturation des flux apparaît et le flux est alors au même niveau de signal que les tissus stationnaires. En acquisition 2D, l'effet de saturation n'apparaît pas ou peu, même pour les flux lents. Fig. 8 Impulsions RF type tone. Modifications de l'angle de bascule (impulsion RF de type tone) à travers le volume imagé. Fig. 9 (18 of 20)16/03/ :42:05

19 Effet des présaturations. A. Seule la veine sera en hypersignal sur la coupe. Image veineuse. B. Seule l'artère sera en hypersignal sur la coupe. Image artérielle. Fig (19 of 20)16/03/ :42:05

20 Contraste de phase. Principe. T = durée entre les deux lobes du gradient Éditions Scientifiques et Médicales Elsevier SAS Tous droits réservés. EMC est une marque des Éditions Scientifiques et Médicales Elsevier SAS. (20 of 20)16/03/ :42:05