Imagerie par Résonance Magnétique

Imagerie par Résonance Magnétique 1 Présentation L IRM est une technique de diagnostique médical puissante qui fournit des images tridimensionnelles et en coupe de grande précision anatomique. L IRM est une technique radiologique récente, non invasive et sans effets secondaires connus, basée sur le phénomène physique de résonance magnétique nucléaire. Il s'agit simplement d'observer la résonance magnétique nucléaire (RMN) des protons de l'eau contenus dans l organisme, c'est à dire la réponse des noyaux soumis à un champ magnétique extérieur et à une excitation électromagnétique. L'intensité recueillie pour un élément de volume (voxel) dépend de la concentration de l'eau à l'endroit considéré et on obtient ainsi une image tridimensionnelle de la répartition de l'eau dans le corps d'un patient. Selon la méthode utilisée, le contraste entre deux voxels peut être augmenté si les temps de relaxation des spins nucléaires (décrivant le retour à l'équilibre des noyaux après l'excitation) diffèrent dans les deux zones. Il est donc possible d'observer des altérations des tissus (telles que des tumeurs) grâce aux différences de densité et de relaxation de l'eau. La résonance magnétique nucléaire est une technique en développement depuis une cinquantaine d'années. Le phénomène physique a été conceptualisé en 1946 par Bloch et Purcell (prix Nobel de physique en 1952). Cette technique a depuis été largement utilisée par les chimistes, puis les biologistes. Les premiers développements en Imagerie par Résonance Magnétique datent de 1973 ; les premières images chez l'homme ont été réalisées en 1979. Aujourd'hui, l'irm est devenue une technique majeure de l'imagerie médicale moderne. Potentiellement, elle est appelée encore à des développements importants. 2 Principe de fonctionnement L IRM est une technique basée sur l observation de la résonance magnétique nucléaire (RMN) des protons de l eau. En effet, l eau constitue environ 70% du corps humain et le proton 1 H est naturellement abondant et très sensible en RMN. L intensité du signal observé va donc dépendre de la concentration en eau, mais aussi du temps de relaxation des spins nucléaires. Ainsi on pourra obtenir une image de la répartition en eau dans le corps du patient. Le rôle des agents de contraste va être de diminuer ce temps de relaxation afin d augmenter l intensité des signaux. 2.1 Magnétisme atomique Tout noyau porte une charge. Cette charge tourne autour de l axe nucléaire et engendre un dipôle magnétique qui s exprime par une grandeur appelée moment magnétique (spin) et noté µ. En absence de champs, les moments magnétiques ne sont pas orientés (Figure 2). µ + Figure 2. Moment magnétique nucléaire

En présence d un champ magnétique Ho statique, les moments magnétiques prennent 2I+1 orientations soit deux orientations pour 1 H (I=1/2) (Figure 3). Ces deux orientations correspondent à deux états d énergie. En présence de ce champ, les moments magnétiques associés aux deux états d énergie se mettent en mouvement et décrivent deux cônes de précession. Ce mouvement a une vitesse correspondant à une fréquence de précession ω 0. µ 2.2 Résonance du signal Pour observer la résonance (Figure 4), il faut fournir une énergie permettant aux noyaux de passer de l'état fondamental à l'état excité. Cette énergie est fournie par un second champ magnétique H1 d'intensité 10 6 fois plus faible que Ho. Dans le cas d'un spectromètre à transformée de Fourier, H1 est envoyé sous forme d'impulsions très brèves (de l'ordre de la microseconde) afin d'obtenir la résonance. H 1, perpendiculaire à Ho, tourne autour de celui-ci à une vitesse angulaire variable. Lorsque la fréquence de rotation de H1 est égale à la fréquence de précession de spin, il y a résonance et passage du spin à un niveau d énergie supérieur. Les protons alignés dans le champ magnétique sont représentés par un vecteur de magnétisation M qui a deux composantes, la magnétisation longitudinale M z et la magnétisation transversale M xy. Si on supprime le champ H1, le vecteur M a tendance à revenir à sa position initiale c'est à dire colinéaire à l'axe Oz. Sa composante M y se déphase et tend alors vers 0, de même pour M x, tandis que M z croît. Cette décroissance de M y se fait de façon exponentielle et engendre un courant induit dans une bobine située sur l'axe Oy. z H o M z M o H 1 O M y bobine de détection M y x

Une fois amplifié, le signal induit capté par la bobine est appelé FID (Free Induction Decay) ou encore signal de précession libre (Figure 5). Le signal FID représente un ensemble de sinusoïdes amorties en fonction du temps. La transformée de Fourier du signal HD permet de rendre compréhensible le signal. On obtient ainsi un signal fonction de la fréquence représentant le spectre RMN final. 2.3 Relaxation On parle de relaxation quand, après absorption de l'énergie électromagnétique fournie par H1, les noyaux tendent à retrouver la distribution de Boltzmann (c'est à dire quand M revient à sa position d'équilibre). On peut la décomposer en deux phénomènes, la relaxation longitudinale et la relaxation transversale. 2.3.1 Relaxation longitudinale à l'équilibre M z = M o, après le basculement M z = 0 t / T1 Le retour de M z à sa valeur de départ M o suit une loi exponentielle : M z t M o 1 e (Figure 6). Cette relaxation longitudinale, dite relaxation T 1 ou encore relaxation "spin-réseau", correspond au retour à l'équilibre énergétique du système après l'excitation. La constante de temps T 1 est le temps nécessaire pour que les protons atteignent les deux tiers de leur aimantation. Elle dépend en fait de la mobilité des atomes d'hydrogène ou de celle des molécules où ils sont engagés. T 1 sera d'autant plus court que ces hydrogènes seront liés à de grosses molécules. Voici, à titre d'exemple, la valeur du T 1 de certains tissus dans un champ de 1 Tesla (en millisecondes) (Tableau 1). graisse muscle substance blanche Substance grise Figure 5. Transformée de Fourier. 240 ms 730 ms 680 ms 809 ms Tableau 1 : Valeur du T 1 de certains tissus dans un champ de 1 Tesla. 2.3.2 Relaxation transversale à l'équilibre M xy = 0. après le basculement de 90 degrés, M xy = M o. le retour de M xy vers 0 est exponentiel : M / 2 t M e t T (Figure 7). xy o

Cette décroissance de la composante transversale se fait en général plus vite que ne le veut le simple retour à l'équilibre de la composante longitudinale. Elle se caractérise par le temps de relaxation T 2 (encore appelé temps de relaxation "spin-spin"). T 2 est en réalité le temps pendant lequel l intensité décroît de deux tiers de sa valeur initiale. Ce temps de relaxation T 2 est toujours inférieur au temps de relaxation T 1. Il dépend lui aussi de la mobilité des atomes ou des molécules sur lesquelles ces protons sont engagés. Ces temps de relaxation vont varier pour un tissu donné selon l'organisation physico-chimique de l'eau dans ce tissu, et c'est sur ces variations que l on s'appuie pour détecter au sein d'un tissu les modifications liées à la présence d'une lésion. Voici quelques valeurs de T 2 dans un champ de 1 Tesla (Tableau 2). graisse muscle substance blanche Substance grise 84 ms 47 ms 92 ms 101 ms Tableau 2 : Valeur du T 2 de certains tissus dans un champ de 1 Tesla. En résumé les temps de relaxation T 1 et T 2 des tissus dépendent de la mobilité des noyaux d'hydrogène présents dans ces tissus : ces temps de relaxation augmentent avec l'hydratation de ces tissus, ils diminuent lorsque cette hydratation diminue. C'est ce qui fait dire, très schématiquement, que la densité d'hydrogène, le T 1 et le T 2, pour un tissu donné lors d'une affection aiguë, varie dans le même sens. En effet un processus lésionnel aigu s'accompagne dans la plupart des cas de phénomènes inflammatoires et œdémateux qui ont pour résultat d'augmenter la quantité d'eau dans ces tissus. Dans un tissu cicatriciel par contre ce sera le contraire. 2.4 Agents de contraste En IRM, l intensité du signal est souvent insuffisante pour permettre d observer une différence convenable entre les parties saines ou affectées de l organisme. Une façon très simple d influencer le signal en IRM est d augmenter le contraste, soit en augmentant le temps de l examen pour permettre de prendre plus d acquisitions, soit en utilisant un agent de contraste spécifique ou non spécifique. Ces clichés IRM de la tête (figure 8) d un patient nous montre la différence entre une IRM sans (clichés à gauche), et une IRM avec agent de contraste (clichés à droite). Nous voyons clairement la présence d une tumeur, tache claire à la base de l hémisphère gauche du cerveau après l injection d un agent de contraste. Figure 8. Exemple de clichés IRM

De nos jours, deux types d agents de contraste sont commercialisés : les produits iodés les produits d IRM Par la suite, nous allons étudier ces deux types de produits en mettant un accent particulier sur les agents de contraste paramagnétiques du gadolinium. 3 Le matériel 3.1 L'aimant principal Cet aimant va produire un champ magnétique B o. La fréquence de résonance des protons sera proportionnelle à la valeur du champ principal B o. Le B o peut être produit par : - Un aimant résistif: C'est un électro-aimant. Un courant électrique parcourt la bobine entourant un noyau de fer doux. Ce type de bobine produira de la chaleur par effet de Joule, un champ magnétique relativement faible. - Un aimant supraconducteur: Il sera basé sur le même principe mais sera refroidi à une température proche de 0 K. Il y a ainsi création d'un aimant de champ élevé avec une consommation d'électricité plus faible. C est le type d aimant installé aujourd hui. - Un aimant permanent: Il peut être créé par un ensemble de corps paramagnétiques. Il faut que le B o soit très homogène: c'est un facteur de qualité de l'appareil. Cependant il ne sera jamais entièrement uniforme: il le sera à 10 5 ou 10 6 près. L'intensité du B o conditionne la qualité de l'image. Le rôle du B o est de faire entrer les protons en résonance. 3.2 Les bobines de gradient On va superposer à B o un gradient de champ magnétique en fonction de l'espace. Ce champ magnétique est produit par des bobines parcourues par un courant continu. Il y aura des paires de bobines : il faut deux bobines pour créer un gradient de champ et une paire par direction de l'espace. Elles réalisent une variation graduelle de champ B dans l'espace permettant un codage spatial de l'image. 3.3 Les antennes de champ radio fréquence Les ondes radio fréquences sont constituées par un champ magnétique et par un champ électrique perpendiculaire entre eux. Ces antennes vont émettre un champ B 1. Ce champ sinusoïdal, variable en fonction du temps, est de valeur assez faible. Leur rôle va être d'émettre les impulsions radio fréquences et permettre la réception du signal.