Chapitre 10 Imagerie du flux

Le flux et, en particulier, le flux macroscopique qui nous intéressera dans ce chapitre est un des paramètres importants du contraste en IRM (compris dans les facteurs intrinsèques aux tissus).

Les protons circulants sont à l’origine de phénomènes pouvant s’apparenter à des « artéfacts », mais qui s’avèrent utiles du point de vue diagnostique. En effet, les phénomènes de flux permettent de visualiser les vaisseaux sanguins « spontanément », sans injection de produit de contraste : leurs répercussions sur l’image dépendent du type de séquence utilisée (ES ou EG) et des paramètres de la séquence (TR, TE, épaisseur de coupe, angle de bascule), de la vitesse du flux, de l’orientation du vaisseau par rapport au plan de coupe, etc. Qui plus est, ces phénomènes de flux sont à l’origine d’une véritable imagerie du flux sanguin : l’angiographie par résonance magnétique (ARM).

Avant d’aborder les caractéristiques du signal du sang en mouvement, nous envisagerons les aspects schématiques du sang et des hématomes en IRM.

Signal IRM du sang et des hématomes

Le sang est un liquide biologique complexe constitué principalement d’eau (80 %), d’éléments figurés, de protéines et d’électrolytes. Du fait de son riche contenu en eau, sa densité protonique est élevée (0,8 à 0,85) et son est long (800 à 1 200 ms à 1,5 Tesla). Le du sang est fonction de son degré d’oxygénation car la désoxyhémoglobine a des propriétés paramagnétiques qui réduisent de façon significative le . Ainsi, le sang artériel a un plus long que le sang veineux. Globalement, le sang est de signal hypointense en et hyperintense en (sang artériel en l’absence de flux dont nous envisagerons l’influence ci-dessous).

À la suite d’une hémorragie cérébrale, le signal du caillot sanguin dépend du délai par rapport au saignement. En effet, ce signal est lié à la présence d’hémoglobine (et de ses produits de dégradation ¹), ainsi qu’à l’intégrité des globules rouges du sang.

Bien qu’interviennent également la taille de l’hématome, la force du champ magnétique statique et le type de séquence utilisée (spin écho, écho de gradient), de façon « schématique », quatre aspects – fonction de l’ancienneté du saignement – peuvent être individualisés ² (« cycle lunaire » fig. 10-1) :

1. hématome suraigu (en phase de constitution – premières heures) : le sang frais constituant un hématome a, comme mentionné ci-dessus, un

et un

longs et apparaît de signal hypointense en

et hyperintense en

. De façon schématique, hypo-intense en

/hyperintense en

(signal « liquidien ») ;

2. hématome aigu (quelques heures – premiers jours) : au fur et à mesure de la constitution et de l’évolution du caillot sanguin se forment de la désoxyhémoglobine puis de la méthémoglobine au sein de globules rouges (encore intacts). Cela, en réduisant le

(et

), contribue à diminuer le signal en

. De façon schématique, hypo- ou iso-intense en

/plus foncé en

;

3. hématome subaigu (quelques jours – premières semaines) : la lyse des globules rouges libère de l’hémoglobine dans l’espace extracellulaire (avec accès des liquides au groupement ferrique de la molécule – effet paramagnétique), d’où réduction du

et rehaussement du signal en

de l’hématome et, de façon moindre, du signal en

(à partir de la périphérie de l’hématome). Comme en tomodensitométrie, des niveaux liquide-liquide sont parfois présents. De façon schématique, hyperintense en

/hypointense en

4. hématome chronique (quelques semaines – quelques mois, voire plus) : dans le but d’éviter une diffusion importante de fer dans l’organisme, des cellules phagocytaires arrivent en périphérie de la lésion pour métaboliser les produits de dégradation de l’hémoglobine. Le fer est retenu sous forme de ferritine et d’hémosidérine qui ont des propriétés superparamagnétiques réduisant le

. Ainsi se forme l’anneau d’hyposignal en périphérie de l’hématome (plus évident sur les images en

) qui persiste pendant des années, signant un saignement ancien. De façon schématique, anneau hypo-intense à la périphérie d’une lésion hyperintense en

(idem

Fig. 10-1 Approche schématique des quatre aspects séquentiels rencontrés en fonction de l’ancienneté de l’hématome (« cycle lunaire », voir texte).

Rappel sur le flux sanguin

Un flux est caractérisé par :

• sa vitesse ;

• son accélération ;

• sa direction.

Il peut être laminaire ou turbulent :

• le flux est dit laminaire lorsque les vitesses sont relativement faibles. On le représente par un profil de vitesse parabolique : la vitesse du fluide est maximale au centre et quasi nulle contre les parois ;

• le flux turbulent est caractéristique de vitesses plus élevées : des mouvements circulatoires locaux vont apparaître dans la lumière du vaisseau et, en chaque point de l’axe vasculaire, la vitesse aura une composante non nulle dans la direction générale du flux.

Le flux veineux est laminaire avec une vitesse globalement constante.

Le flux artériel est intermédiaire, c’est-à-dire laminaire en diastole et turbulent en systole. Ce mode pulsatile est remarquable par les différences de vitesse rencontrées : environ 100 à 150 cm/s en mésosystole, chutant autour de 0 en télédiastole (chiffres relevés dans l’aorte).

Enfin, rappelons que les phénomènes que nous allons détailler vont s’appliquer sur tout un plan de coupe, c’est-à-dire sur des « millions » de protons. On observera donc toujours leur sommation à l’intérieur des différents voxels.

Les différents phénomènes de flux

Phénomènes de temps de vol

Lorsque le vaisseau traverse le plan de coupe (au mieux lui est perpendiculaire), l’intensité du signal du flux va dépendre du temps de transit (ou temps de vol) des protons, défini par le temps Tt que met l’embole de sang de vitesse V, supposée constante, pour traverser l’épaisseur de coupe Δz. De façon schématique, deux situations peuvent se présenter en fonction de la vitesse du flux sanguin par rapport aux paramètres de la séquence (TR, TE, épaisseur de coupe, mais également angle de bascule). Pour des vitesses « lentes », l’intensité du signal augmente d’abord jusqu’à un maximum (phénomène d’« entrée de coupe » ou « renforcement paradoxal ») puis (en écho de spin), pour des vitesses plus rapides, diminue progressivement jusqu’à l’obtention d’un signal nul (phénomène de « sortie de coupe » prématuré : absence de signal), lorsque le flux atteint une vitesse seuil. En écho de gradient, il y a une progression lente du signal. Même à vitesse rapide (voir également fig. 10-5), il y a un renforcement paradoxal : la courbe de la figure 10-2 traduit l’évolution de l’intensité du signal avec la vitesse du flux sanguin.

Fig. 10-5 Phénomène d’entrée de coupe/renforcement paradoxal du signal : flux lent.

Les protons du plan de coupe préalablement stimulés sont partiellement (a) ou totalement (b) remplacés par des protons non encore stimulés durant le TR : apparition d’un renforcement paradoxal du signal (le vaisseau devient « blanc »). Ce phénomène est maximal lorsque Tt = TR, c’est-à-dire, pour V = Δz/TR (voir également fig. 10-2).

Fig. 10-2 Courbe de l’intensité du signal avec la vitesse du flux.

Pour des vitesses « lentes », l’intensité du signal augmente d’abord jusqu’à un maximum (phénomène d’entrée de coupe : renforcement paradoxal) – vaisseau en « blanc » –, puis (en écho de spin) pour des vitesses plus rapides diminue progressivement jusqu’à l’obtention d’un signal nul (phénomène de sortie de coupe : absence de signal), lorsque le flux atteint une vitesse seuil – vaisseau en « noir ». En écho de gradient, il y a une progression lente du signal (en pointillés).

Absence de signal/phénomène de sortie de coupe

C’est le phénomène le plus couramment rencontré : il permet de comprendre qu’un grand nombre de vaisseaux sanguins soient visibles spontanément en IRM par « défaut » ou absence de signal (« vide de signal »), générant un contraste « naturel » (paroi/lumière) (fig. 10-3).

Fig. 10-3 Phénomène de sortie de coupe : exemples.

Lorsque le flux est rapide, en particulier en écho de spin, les protons circulants quittent le plan de coupe entre l’impulsion de 90° et celle de 180° : les vaisseaux apparaissent alors vides de signal, comme ici le tronc basilaire et la carotide interne (flèches) sur cette coupe en écho de spin pondérée en densité protonique (a). Autre exemple sur une coupe transverse passant par le foie en écho de spin rapide pondéré : absence de signal au niveau de l’aorte et de la veine cave inférieure (b).

Les impulsions RF étant sélectives dans le plan de coupe donné, seuls les protons ayant subi les impulsions de 90° et 180° peuvent engendrer un signal (en écho de spin).

Au-delà d’un certain seuil de vélocité, les protons stimulés par l’impulsion π/2 quittent totalement le plan de coupe avant l’impulsion π (avant le temps TE/2, c’est-à-dire pour Tt ≤ TE/2). Ils sont remplacés par des protons n’ayant pas été soumis à l’impulsion initiale π/2 et n’ayant donc pas d’aimantation transversale (= signal). Par conséquent, ils ne peuvent (par essence) générer de signal, d’où l’absence de signal. Pour un vaisseau strictement perpendiculaire au plan de coupe, ce phénomène est maximal lorsque les protons (embole) traversent le plan de coupe dans un temps Tt ≤ TE/2, c’est-à-dire pour V ≥ Δz/TE/2 ³. Il est caractéristique d’un « flux rapide⁴ » (fig. 10-4).

Fig. 10-4 Absence de signal : phénomène de sortie de coupe (flux rapide).

Les protons quittent le plan de coupe entre l’impulsion de 90° et l’impulsion de 180° : pas de signal (vaisseau « noir »). Ce phénomène est maximal lorsque les protons (embole) traversent le plan de coupe dans un temps Tt ≤ TE/2, c’est-à-dire pour V ≥ Δz/TE/2 (voir également fig. 10-2).

Il est important de préciser que flux rapide ne signifie pas forcément flux artériel : les grosses veines entrent également dans cette catégorie.

Phénomène d’entrée de coupe/renforcement paradoxal

Ce phénomène de renforcement paradoxal (appelé également renforcement lié au flux) a été mis en évidence dès le début de l’IRM. Il apparaît lorsque la vitesse des protons est telle qu’il y a renouvellement total (ou partiel) des protons circulant à travers le plan de coupe à chaque cycle, c’est-à-dire pendant l’intervalle TR. En début de cycle, ce sont donc des protons « frais », non encore stimulés, qui subissent l’impulsion π/2 : leur vecteur d’aimantation longitudinal est maximal (protons non saturés) et le signal qu’ils engendrent est par conséquent également maximal (par comparaison avec les protons stationnaires qui sont partiellement saturés par les multiples impulsions π/2 qu’ils subissent).

Pour un vaisseau perpendiculaire au plan de coupe, le phénomène est maximal lorsque tous les protons du plan de coupe sont remplacés par des protons « frais », soit pour Tt = TR, c’est-à-dire pour V = Δz/TR ⁵ (fig. 10-5).

Dans une séquence multicoupes, ce signal paradoxal prédomine sur la ou les premières coupes (ou la ou les dernières coupes) suivant le sens du flux (c’est-à-dire les « coupes d’entrée » du flux). En effet, sur les plans de coupes intermédiaires, les protons sont préalablement stimulés par les impulsions successives des coupes en amont et sont donc partiellement saturés (comme les protons stationnaires).

Dans une séquence d’écho de gradient, ce phénomène de renforcement paradoxal du signal est très fréquent (fig. 10-6a), même lorsque le flux est relativement rapide (artériel) (fig. 10-6b), car les TR courts « s’adaptent » aux Tt courts (cela est utilisé en angiographie par résonance magnétique). De plus, lorsque le TR est très court, la séquence est généralement acquise en « monocoupe » et chaque coupe successive se comporte donc comme une « coupe d’entrée ». Cela est à la base des techniques d’angiographie dite par temps de vol.

Fig. 10-6 Phénomène d’entrée de coupe : exemples.

Ce phénomène est bien visible lorsque les vaisseaux sont perpendiculaires au plan de coupe, comme ici, au niveau des veines corticales (flèches), sur cette coupe sagittale du cerveau en écho de gradient pondérée (a).

En écho de gradient, ce phénomène s’observe même lorsque le flux est rapide, comme ici au niveau de l’aorte sur cette coupe transverse passant par le foie en écho de gradient pondérée (b). À noter l’artéfact de flux se projetant sur le foie gauche, dans le sens du gradient de codage de phase (voir aussi Chapitre 11).

L’utilisation de gadolinium intraveineux, en désaturant les spins, renforce le phénomène, comme nous le verrons plus loin.

Dans la pratique, si ce mécanisme s’applique pleinement sur la coupe d’entrée du flux, il est parfois aussi visible sur les premières coupes intermédiaires. En effet, on note parfois la persistance d’un signal intravasculaire en « halo », visible sur les coupes proches de la première ou de la dernière coupe. Il est dû aux différences de vélocité des protons au centre de la lumière (rapide) par rapport aux bords du vaisseau (plus lent), dans le cas d’un flux laminaire de profil parabolique (ce qui est le cas notamment pour un flux veineux).

Nous voyons ainsi qu’il est souvent difficile d’observer des effets totalement purs du fait de la complexité des mécanismes régissant les fluides circulants et de l’utilisation de séquences multicoupes.

Enfin, à l’inverse, nous verrons que pour « noircir » une cavité cardiaque ou un vaisseau, il est possible de saturer un embole de flux en amont par des impulsions de π/2 (bandes de présaturation) : le signal intraluminal en aval (dans les coupes acquises) sera ainsi supprimé. Cela permet, au niveau de la zone d’intérêt, de faire disparaître les artéfacts liés au flux (que l’on pourrait notamment confondre avec un thrombus).

Variation de la phase des spins circulants

Le déphasage d’un proton soumis à un gradient de champ constant est, nous l’avons vu (voirChapitre 6), proportionnel à son amplitude G, à sa durée d’application t et à la position x du proton le long du gradient (Φ(t) = γGxt). Pour s’affranchir des différences en phase induites par ce gradient, on applique un deuxième gradient (lobe) de même amplitude mais de polarité inverse. Ce gradient bipolaire Gd–/Gd+ ou Gd+/Gd–, inclus dans le gradient de lecture, est efficace sur les spins stationnaires mais pas sur ceux en mouvement (car, contrairement aux spins stationnaires, la position x des protons mobiles change entre l’application de chacun des lobes du gradient, l’un ne compensant plus l’autre) (fig. 10-7). Les protons contenus dans un plan de coupe vont, en se déplaçant, être soumis suivant le sens du flux aux gradients de champs linéaires (ou à leur combinaison), qui vont provoquer des changements « supplémentaires » de phase des spins (et non compensés !). Pour des spins de vitesse constante se déplaçant le long d’un gradient, le déphasage est quadratique⁶ par rapport au temps et proportionnel à la vitesse du flux (voir plus loin).

Fig. 10-7 Modification de phase des spins mobiles le long d’un gradient.

Pour s’affranchir des différences en phase induites par un gradient, on applique un deuxième gradient (lobe) de même amplitude mais de polarité inverse. Ce gradient bipolaire Gd–/Gd+ ou Gd+/Gd–, comme ici dans notre exemple, est efficace sur les spins stationnaires, qui vont être rephasés par ce deuxième lobe. Mais pour les protons mobiles qui se déplacent le long de ce gradient, le deuxième lobe du gradient est incapable de compenser complètement les déphasages induits par le premier, d’où une perte de signal intravasculaire.

Ces déphasages sont d’autant plus marqués que le trajet du vaisseau dans le plan de coupe est plus long (flux « parallèle » au plan de coupe, coupe épaisse, boucle vasculaire, etc.). Ils sont responsables de l’apparition d’artéfacts de flux.

Un cas particulier est représenté par le rephasage des spins sur les échos pairs. En effet, lors d’une séquence de spin écho avec échos multiples symétriques, le déphasage des spins, lié au flux et présent lors du premier écho, est exactement compensé par la deuxième impulsion π lors du deuxième écho. Ainsi, le signal est diminué au premier écho, alors qu’au deuxième écho (et à tous les échos pairs symétriques), il y aura « récupération » du signal.

Ces phénomènes de déphasage et rephasage des spins sont exploités dans les techniques d’angiographie utilisant la phase des spins (comme l’angiographie par contraste de phase). Ils sont aussi utilisés pour renforcer le signal intraluminal (éviter la perte de signal intraluminal par déphasage des spins) en angiographie par temps de vol : techniques de gradients de compensation de flux qui rajoutent des lobes aux gradients (de lecture et de sélection de plan de coupe) pour compenser les déphasages induits par les mouvements (vitesse, accélération) des fluides (voir plus loin). Ces gradients de compensation de flux réduisent également les artéfacts de battements des vaisseaux (voirChapitre 11).

Lorsqu’au sein d’un voxel existe une modification importante de vitesse, il y a dispersion de phase des spins dans le voxel avec, comme corollaire, une perte de signal intravasculaire. Ce phénomène est observé notamment sur les parois des vaisseaux (frottements) et se traduit par des zones annulaires d’absence de signal périphérique en coupe axiale et en bandes marginées en coupe longitudinale. En angiographie par IRM, il est responsable d’une réduction de calibre des vaisseaux.

Une dispersion de phase intravoxel des spins s’observe également lors de turbulences, accélération (boucles artérielles, sténoses) ou à proximité d’un gradient de champ magnétique (variation de susceptibilité magnétique comme par exemple sur les carotides internes dans les siphons en regard du sinus sphénoïdal).

Erreur de localisation des fluides en mouvement

Il s’agit de la translation de l’image d’un vaisseau oblique, par rapport au plan de coupe, lorsque le signal vasculaire est important, c’est-à-dire en écho de gradient ou sur les échos pairs en spin écho (les conditions donnant lieu au rephasage doivent être remplies : flux lent, vitesse constante). Cette erreur de localisation est due au fait que les protons se déplacent entre l’application du gradient de déphasage (Gy) et l’application du gradient de lecture (Gx).

Nous verrons apparaître une ligne sans signal (lumière du vaisseau), bordée d’une ligne de signal intense à côté du vaisseau (fig. 10-8).

Fig. 10-8 Erreur de localisation des fluides en mouvement : mécanisme.

Prenons l’exemple du proton situé en L2C2 au moment de l’application du gradient de codage de phase Gφ : sa phase correspond alors à φ = 2 (a).

Il se déplace avec le flux sanguin et, lors de l’application du gradient de lecture Gω, il se trouvera en L1C1 : il sera donc bien « lu » sur la colonne C1 (gradient de lecture), mais sa phase correspondant toujours à φ = 2, il sera imagé comme les spins immobiles sur la ligne L2 (« localisation » L2C1 et non plus L2C2) (b).

Le même principe peut être appliqué aux autres protons du vaisseau : l’image sera « translatée » par rapport à sa position réelle. Nous verrons apparaître une ligne sans signal (« noir ») bordée d’une ligne de signal intense (« blanc ») (c).

Angiographie par résonance magnétique

Les techniques d’angiographie par résonance magnétique font appel, en partie, aux phénomènes de base du flux sanguin que nous venons de voir, à savoir :

• phénomène d’entrée de coupe :

– entrée de spins frais non saturés ou renforcement paradoxal (et saturation des spins stationnaires) : angiographie par temps de vol,

– saturation des spins circulants en amont : présaturation et/ou angiographie à sang noir ;

• variation de la phase des spins circulants :

– gradients de compensation de flux,

– angiographie par contraste de phase.

Il faut ajouter deux autres techniques d’angiographie :

• ARM avec injection de produit de contraste, disponible depuis longtemps et en développement constant ;

• ARM sans de produit de contraste de mise au point plus récente.

Avant d’aborder les techniques d’ARM, nous allons envisager le principe de la compensation de flux et de la présaturation.

Méthodes de compensation de flux

Nous venons de voir que, pour s’affranchir des différences en phases induites, les gradients doivent être obligatoirement de forme bipolaire. Ces gradients bipolaires inclus dans le gradient de lecture (et de sélection de coupe) sont efficaces sur les spins stationnaires mais pas ceux en mouvement.

Pour compenser les déphasages dus aux déplacements des spins, il faut rajouter des lobes au gradient de lecture et de sélection de coupe (normalement bipolaires). Pour y parvenir, le gradient bipolaire est modifié, comprenant trois lobes de rapport 1 : 2 : 1 (fig. 10-9). Les gradients de compensation de flux corrigent les déphasages dus à la vitesse (supposée constante). Il est également possible de corriger les déphasages liés à l’accélération des spins (gradients comportant quatre lobes). L’inconvénient de rajouter des lobes au gradient de lecture est d’allonger le TE, ce qui, par ailleurs, augmente le déphasage des spins (ils ont plus de temps pour se déphaser ⇒ décroissance en !) (voirfig. 10-9). Pour cette raison, seuls les déphasages liés à la vitesse sont habituellement corrigés en maintenant par ailleurs un TE le plus court possible⁷.

Fig. 10-9 Gradients de compensation de flux.

Pour compenser les déphasages dus aux déplacements des spins, il faut rajouter des lobes au gradient de lecture et de sélection de coupe (normalement bipolaires). Pour y parvenir, le gradient bipolaire est modifié, comprenant trois lobes de rapport 1 : 2 : 1. Ce lobe supplémentaire compense les déphasages des protons fixes, mais il est également efficace sur les protons mobiles. L’inconvénient de rajouter des lobes au gradient de lecture est d’allonger le TE.

Les gradients de compensation de flux, en corrigeant les déphasages dus à la vitesse des spins circulants, minimisent les artéfacts pulsatiles du sang ou du LCR (voirChapitre 11). Ces gradients sont également utilisés pour renforcer le signal des artères et des veines en imagerie d’écho de gradient et pour corriger les déphasages des spins en angiographie par temps de vol. Ils ne sont bien sûr pas utilisés en ARM par contraste de phase (où, nous le verrons, le contraste est généré par la variation de phase des spins liée à leur vitesse).