Chapitre 4 Techniques d’ angiographie par résonance magnétique
Aujourd’hui, l’imagerie par coupe comprenant l’angioscanner et l’angiographie par résonance magnétique est largement utilisée en pratique clinique. L’angioscanner moins agressif que l’angiographie numérisée et plus accessible que l’IRM reste toutefois une méthode irradiante et nécessite également l’injection d’importants volumes de produits de contraste iodés. Dans ce contexte, l’angio-IRM est une alternative séduisante pour l’étude de la lumière vasculaire car elle n’est ni invasive ni irradiante et les chélates de gadolinium sont bien tolérés. Associée à des séquences IRM classiques, l’environnement des vaisseaux est alors étudié dans le même temps d’examen.
Le signal en imagerie par résonance magnétique dépend en particulier des paramètres tissulaires intrinsèques : temps de relaxation longitudinale T1, temps de relaxation transversale T2 et de la densité des protons. L’ensemble des protons contenus dans le plan de coupe et a fortiori les vaisseaux (flux) participent à la formation de l’image. Les propriétés hémodynamiques du sang (vitesse, accélération, sens et direction du flux) auront un impact direct sur l’apparence des vaisseaux en imagerie par résonance magnétique. Les phénomènes de flux sont à l’origine d’un grand nombre d’artefacts en imagerie par résonance magnétique qui peuvent considérablement dégrader l’image. En angiographie par résonance magnétique, ces phénomènes de flux sont utilisés pour visualiser les vaisseaux spontanément et sans injection de produit de contraste. Toutes les techniques d’angio-IRM exploitent le flux macroscopique sanguin, mais elles diffèrent radicalement par la manière d’utiliser le flux pour créer un contraste vasculaire.
À partir de là, trois concepts ont été développés : l’angio-IRM en temps de vol, les techniques de contraste de phase (Phase Contrast MRA ou PC-MRA) et, plus récemment, pour palier les insuffisances des deux techniques précitées l’angio-IRM T1 avec injection intraveineuse de chélates de gadolinium (Contrast-Enhanced MRA ou CE-ARM). Leur but est identique, à savoir, obtenir le signal le plus intense possible des protons circulants (vaisseaux) qui apparaîtront en hypersignal sur l’image tout en annulant au mieux le signal des protons stationnaires environnants. Ce sont des méthodes d’angio-IRM dites « à sang blanc ». Le post-traitement des images natives maximum intensity projection (MIP) permet d’obtenir des images comparables à celles de l’angiographie conventionnelle. Cette imagerie semble morphologique, mais il s’agit en fait exclusivement d’une imagerie de flux.
Ce chapitre décrit les techniques d’acquisition en angio-IRM. Nous développons les principes de base et précisons les avantages, les limites et les pièges de chaque méthode. Leurs spécificités pour l’exploration des vaisseaux intracrâniens et des vaisseaux du cou à destinée cranioencéphalique sont précisées. Puis nous abordons l’angiographie par résonance magnétique à haut champ avant de conclure avec les perspectives futures.
Phénomènes de flux et signal : rappels
Durant un cycle (un temps de répétition) les protons mobiles entrent et sortent plus ou moins vite et en continu de la coupe ou du volume d’acquisition. Ils ne subissent, par conséquent, qu’une partie des événements de la séquence d’acquisition [35].
Phénomène de sortie de coupe ou washout effect
Ce phénomène est observé avec les séquences en écho de spin et plus particulièrement en pondération T2 (temps d’écho long). En effet, en écho de spin, les impulsions RF sont sélectives. Seuls les protons ayant subi les impulsions d’excitation de 90 degrés et de refocalisation de 180 degrés peuvent générer un signal. Les protons mobiles qui quittent le plan de coupe entre l’impulsion de 90 degrés et l’impulsion de 180 degrés ne sont pas refocalisés et ne donnent pas de signal. Ils sont immédiatement remplacés par des protons qui n’ont pas été soumis à l’impulsion d’excitation de 90 degrés et n’ont de ce fait pas d’aimantation transversale ; d’où l’absence de signal vasculaire. C’est le phénomène de sortie de coupe ; les vaisseaux apparaissent en hyposignal. Il est conditionné par le temps d’écho. Lorsque le vaisseau est perpendiculaire au plan de coupe, ce phénomène est maximal pour un temps de transit inférieur ou égal à TE/2. Le phénomène de sortie de coupe est à la base de l’angio-IRM à sang noir. Cette méthode est peu utilisée en pathologie neurovasculaire (fig. 4.1).
Fig. 4.1 Phénomène de sortie de coupe (flux rapide).
a. En écho de spin, les protons circulants quittent le plan de coupe entre l’impulsion de 90 degrés et l’impulsion de 180 degrés. Ils ne donnent pas de signal. Le phénomène de sortie de coupe est maximal lorsque les protons traversent la coupe avec une vitesse V ≥ Ec/TE/2 avec Ec : épaisseur de coupe ; TE : temps d’écho. b. Coupe transverse en écho de spin pondérée T2. Le tronc basilaire et les carotides internes (flèches) sont vides de signal (hyposignal).
Phénomène d’entrée de coupe ou renforcement paradoxal
Les protons mobiles sortant du plan de coupe sont partiellement ou totalement remplacés par des protons non saturés qui possèdent une aimantation longitudinale maximale à l’origine d’un signal intense des vaisseaux. C’est le phénomène d’entrée de coupe ou rehaussement paradoxal des vaisseaux. Ce phénomène est observé avec les séquences en écho de gradient et en écho de spin. Toutefois, le phénomène de sortie de coupe en écho de spin annule le renforcement paradoxal pour les flux à vitesse élevée. Le rehaussement paradoxal est optimal avec des séquences en écho de gradient à temps de répétition et temps d’écho courts lorsque le vaisseau est perpendiculaire au plan de coupe. Il augmente lorsque l’épaisseur de coupe diminue et la vitesse du flux augmente. Il est maximal lorsque la totalité du sang circulant est remplacée dans la coupe, entre deux impulsions d’excitation, par des protons non saturés. Le phénomène d’entrée de coupe est à la base de l’angio-IRM en temps de vol (fig. 4.2).
Fig. 4.2 Phénomène d’entrée de coupe : rehaussement paradoxal.
a. Entre deux impulsions RF, les protons mobiles sont remplacés dans la coupe par des protons non saturés. Ils apparaissent en hypersignal. Le rehaussement est maximal pour une vitesse des protons mobiles V ≥ Ec/TR avec Ec : épaisseur de coupe ; TR : temps de répétition. b. Coupe transverse en écho de gradient (FLASH 2D) pondérée T1. Le tronc basilaire et les carotides internes (flèches) sont en hypersignal.
Dispersion de la phase des protons circulants
Le déphasage des protons est progressif et inéluctable dès l’arrêt de l’impulsion d’excitation. En effet, au sein d’un voxel, les protons vont interagir entre eux et se déphaser entre l’impulsion d’excitation initiale et le recueil du signal avec comme conséquence une perte de signal. Le déphasage est d’autant plus important que le voxel est grand et que le temps d’écho est long. Il s’observe de manière importante dans les turbulences ou lors d’accélération de flux. La dispersion de la phase s’explique également par le déplacement des protons mobiles le long d’un gradient de champ magnétique. Classiquement, les gradients de champ magnétique appliqués pour le codage spatial sont bipolaires. Un gradient bipolaire comprend deux lobes de même intensité, de même durée mais de polarité inverse (fig. 4.3). Les protons stationnaires sont parfaitement rephasés après l’application d’un gradient bipolaire. En revanche, la position des protons en mouvement le long du gradient change pendant l’application du gradient bipolaire. Le deuxième lobe du gradient est alors incapable de compenser complètement le déphasage induit par le premier lobe d’où une perte de signal intravasculaire. Le déphasage est proportionnel à la distance du déplacement c’est-à-dire à la vitesse du flux le long du gradient mais aussi à l’amplitude et à la durée d’application du gradient. La dispersion de la phase des protons circulants est observée quelle que soit l’orientation du vaisseau par rapport au plan de coupe mais est majeure pour les protons circulants dans la coupe.
Les protons en mouvement le long d’un gradient bipolaire acquièrent un décalage de phase Φ de leur aimantation transversale proportionnel à leur vitesse V, à la surface S et à la durée d’application T du gradient. Φ = γ V.T.S avec γ rapport gyromagnétique La phase des protons stationnaires est nulle.
Techniques d’angio-IRM dépendantes du flux sanguin (sans injection de produit de contraste)
L’angiographie par résonance magnétique sans injection de produit de contraste est fondée exclusivement sur les phénomènes de flux sanguin. Elle englobe deux techniques fondamentalement différentes :
– l’angiographie en temps de vol repose sur les différences d’aimantation longitudinale entre les protons stationnaires et les protons circulants grâce à l’utilisation du phénomène d’entrée de coupe ;
– les techniques de contraste de phase visualisent le déphasage généré par la vitesse des protons mobiles le long d’un gradient. Le traitement des données brutes fournit des images anatomiques (angiographie) ou encore des informations hémodynamiques (sens du flux, cartographie de vitesses). Seule l’angiographie en contraste de phase est abordée dans ce chapitre.
Le phénomène d’entrée de coupe et la dispersion de la phase des protons circulants se produisent simultanément. Le choix du type de séquence et des paramètres d’acquisition privilégie l’un ou l’autre effet. Dans certaines conditions, les phénomènes de flux sont des limites à la technique.
Ces deux méthodes d’angiographie par résonance magnétique font appel aux séquences d’écho de gradient à temps de répétition (TR) et temps d’écho (TE) courts. Elles peuvent être acquises en 2D (coupe par coupe) ou en 3D volumique. Toutes les méthodes de post-traitement leur sont accessibles : les projections d’intensité maximale et les reformations multiplanaires sont les plus utilisées.
Nous décrivons ci-dessous les techniques de l’angio-IRM en temps de vol et de l’angio-IRM en contraste de phase ainsi que les options disponibles pour optimiser les séquences. Nous présentons également les artefacts et les pièges propres à chacune des techniques ainsi que les moyens pour les atténuer.
Angio- IRM en temps de vol ou time of flight
L’angio-IRM en temps de vol est une méthode simple et ancienne. Elle ne nécessite pas d’équipement particulier. Elle est toujours la méthode la plus performante et la plus utilisée pour l’exploration du polygone de Willis [[2, 8, 12, 35, 37, 38, 45].
Principe d’acquisition
L’angio-IRM TOF repose sur l’arrivée de sang frais non saturé dans le volume d’acquisition. Le déphasage des protons circulants est minimisé par l’utilisation de gradients de compensation de flux.
Après chaque impulsion d’excitation, la magnétisation longitudinale Mz est basculée dans le plan transversal. À l’arrêt de l’impulsion, Mz repousse jusqu’à l’impulsion suivante. Plus les impulsions d’excitation sont rapprochées, autrement dit, plus le temps de répétition est court (inférieur aux temps de relaxation longitudinale des protons stationnaires), plus la repousse de Mz est faible. Après quelques cycles, les protons fixes situés dans le plan de coupe sont progressivement saturés et donnent peu de signal. En revanche, les protons circulants entrant dans la coupe ne sont pas soumis au préalable aux impulsions d’excitation successives et possèdent ainsi une magnétisation longitudinale maximale à l’origine du rehaussement paradoxal de la lumière vasculaire. Les vaisseaux apparaissent en hypersignal par rapport aux tissus environnants (fig. 4.4). L’intensité du rehaussement est fonction de la vitesse du flux sanguin, de l’épaisseur de coupe et de l’orientation du vaisseau par rapport au plan de coupe. Un proton mobile qui se déplace peu dans le plan de coupe se sature progressivement et ne donnera pas de signal. L’angio-IRM en temps de vol est par conséquent peu adaptée aux flux lents.
Fig. 4.4 Angio-IRM en temps de vol (TOF) : principe.
a. L’angio-IRM en temps de vol fait appel au phénomène d’entrée de coupe. Les protons mobiles entrant dans la coupe ne sont pas saturés par les impulsions d’excitation successives et possèdent une magnétisation longitudinale maximale à l’origine d’un signal vasculaire intense. Le signal est maximal lorsque le vaisseau est perpendiculaire au plan de coupe et lorsque le temps de répétition TR est égal au temps de transit des protons mobiles dans la coupe, c’est-à-dire, lorsque V ≥ Ec/TR, V = vitesse du flux ; Ec = épaisseur de la coupe. b. Coupe transverse sur la région cervicale en 2D TOF sans impulsions de présaturation. Les artères et les veines apparaissent en hypersignal. Les tissus environnants sont en hyposignal.
Compensation de flux
La compensation de flux est nécessaire en angio-IRM en temps de vol. En effet, tout gradient de champ magnétique perturbe la phase des protons. Les gradients (en général bipolaires) appliqués pour le codage spatial du signal ne sont pas capables de rephaser les protons en mouvement le long du gradient. La compensation de flux consiste à ajouter des lobes supplémentaires aux gradients de lecture et de sélection de coupe afin de rephaser les protons en mouvement le long du gradient (fig. 4.5). Un gradient à trois lobes (compensation de flux de premier ordre) rephasera uniquement les protons circulant à vitesse constante. La phase des protons mobiles ayant une accélération constante peut être rétablie avec un gradient à quatre lobes (compensation de flux de deuxième ordre). Mais, la compensation de flux se fait toujours au détriment du temps d’écho : l’allongement du TE augmente la dispersion de phase au sein du voxel ; le temps de répétition est également plus long avec pour conséquence une moins bonne saturation des tissus stationnaires. L’intensité du signal avec compensation de flux n’est pas augmentée ; on récupère uniquement la perte de signal par déphasage des protons circulants.
Fig. 4.5 Compensation des flux à vitesse constante. Gradient à trois lobes.
a. La compensation de flux consiste à ajouter des lobes supplémentaires aux gradients de lecture et de sélection de coupe. Un gradient à trois lobes (tripolaire) corrige le déphasage des protons circulant à vitesse constante le long du gradient. La phase des protons stationnaires est nulle. (b) Coupe coronale en écho de spin pondérée T1 sans compensation de flux. Le tronc basilaire est vide de signal (flèche). (c) Coupe coronale en écho de spin pondérée T1 avec compensation de flux. Le tronc basilaire est en hypersignal (flèche). Les autres paramètres d’acquisition des coupes a et b sont identiques.
Optimisation des paramètres
De multiples paramètres interviennent dans la formation du signal vasculaire en angiographie en temps de vol. Outre les paramètres tissulaires et les phénomènes propres au flux en particulier sa vitesse, sa direction par rapport à la coupe et le régime circulatoire, les paramètres d’acquisition programmés sur la console peuvent considérablement modifier le signal vasculaire [30].
Un temps de répétition court (TR < 50 ms) très inférieur au temps de relaxation T1 des tissus supprimera le signal de l’environnement des vaisseaux par saturation (sauf structures à T1 court). Mais, les vaisseaux circulant dans le volume d’exploration se saturent eux aussi progressivement et vont ainsi perdre peu à peu leur signal. Lorsque le volume d’exploration est large et pour les flux lents, il est utile d’augmenter légèrement le TR pour minimiser la saturation du sang circulant. Le temps de répétition conditionne également le temps d’acquisition de la séquence.
En général, le temps d’écho est le plus court possible (TE minimum disponible) afin de prévenir la dispersion de la phase au sein du voxel et la perte de signal générée par les flux pulsatiles ou turbulents. Mais il est parfois avantageux, en présence de graisse (par exemple pour l’étude des vaisseaux cervicaux), d’opter pour un temps d’écho qui favorise la suppression du signal de la graisse. Avec un champ magnétique de 1,5 T, la graisse et l’eau sont en opposition de phase avec un temps d’écho de 2,2 ou 6,6 ms.
L’angle de bascule conditionne fortement le contraste entre les vaisseaux et leur environnement. Un angle de bascule élevé sature au mieux le signal des tissus stationnaires, mais a l’inconvénient de saturer aussi très rapidement le signal des protons mobiles. À l’inverse, un angle de bascule faible génère un moins bon contraste, mais la saturation des vaisseaux est minimale. En général, en 3D TOF l’angle de bascule est de l’ordre de 15 à 25 degrés. Il est plus élevé en 2D TOF (40 à 60 degrés).
Aujourd’hui, plusieurs options améliorant le contraste en angio-IRM en temps de vol sont disponibles chez la plupart des constructeurs (voir paragraphe : techniques d’acquisition en angio-IRM en temps de vol).
Les petits vaisseaux sont mieux visualisés avec une résolution spatiale élevée : coupes fines (de plus, l’effet TOF augmente), matrice 512, petit champ de vue (FOV = 200 mm). Les gradients de compensation de flux limitent les déphasages liés à la vitesse, mais ils ne sont pas capables de corriger la perte de cohérence de phase des protons au sein d’un même voxel. Un petit voxel minimise aussi la perte de signal due aux flux turbulents et améliore sensiblement la qualité des reconstructions tridimensionnelles (MIP et MPR).
Orientation et épaisseur de la coupe ou du volume d’exploration. Il est important d’orienter le volume d’acquisition perpendiculairement aux vaisseaux pour minimiser la longueur du trajet du vaisseau dans la coupe et limiter la saturation (fig. 4.6). Le rehaussement paradoxal est maximal lorsque le vaisseau est perpendiculaire au plan de coupe. Lorsque le vaisseau est parallèle au plan de coupe, le phénomène d’entrée de coupe ne se produit pas. Le vaisseau n’est pas visible. L’acquisition séquentielle en 2D TOF est d’autant plus dépendante de l’orientation car le temps de répétition est court et l’angle de bascule plus élevé qu’en 3D TOF. En général, les coupes ou le volume sont acquis dans le plan transverse.
Fig. 4.6 Orientation de la coupe et renforcement paradoxal du signal en 2D TOF.
a. Le rehaussement paradoxal est maximal lorsque la coupe est perpendiculaire aux vaisseaux. Lorsque les vaisseaux sont inclinés par rapport au plan de coupe, le phénomène d’entrée de coupe n’est pas optimal ; le signal est plus faible (l’intensité du signal dépend du diamètre du vaisseau Dv et de son d’inclinaison θ par rapport à la coupe). b. Séquence 2D TOF positionnée sur les bifurcations carotidiennes et la base du crâne. Projection MIP coronale. La portion horizontale des siphons carotidiens droit et gauche (flèches) n’est pas visible car elle est parallèle au plan de coupe. Les protons mobiles circulent plus longtemps à travers la coupe et se saturent.
Techniques d’acquisition en angio-IRM en temps de vol
En acquisition 2D, les coupes sont acquises de manière séquentielle une par une. La résolution spatiale est faible car les coupes sont épaisses (≥ 2 mm) ; en revanche, le contraste de l’image est homogène sur l’ensemble de la pile. Le 2D TOF est adapté aux flux lents unidirectionnels orientés perpendiculairement au plan de coupe (par exemple : sinus veineux de la dure-mère).
En technique 3D, l’ensemble d’un volume plus ou moins large est acquis en même temps. Elle permet une meilleure visualisation des petits vaisseaux en raison d’une bonne résolution spatiale (voxel isotrope) et d’un bon rapport signal sur bruit. Une des principales limites du 3D TOF est la perte de signal par saturation progressive des protons circulants dans le volume d’acquisition. Il en résulte une réduction non négligeable de l’intensité du signal vasculaire en fin de volume. La saturation augmente avec l’épaisseur du volume et lorsque le flux est lent (fig. 4.7).
Fig. 4.7 Séquence 3D TOF. Acquisition monovolume versus multivolumes (MOTSA).
a. Acquisition d’un seul volume de 96 mm d’épaisseur (épaisseur de coupe : 0,75 mm). On note une perte de signal des vaisseaux (flèches) par saturation en fin du volume d’acquisition. b. Acquisition de trois volumes de 36 mm d’épaisseur (épaisseur de coupe : 0,75 mm). Le contraste vasculaire est homogène à travers tout le volume d’acquisition.
Le tableau 4.1 résume les avantages et les inconvénients des modes d’acquisition 2D et 3D en angio-IRM par temps de vol [45].
Tableau 4.1 Comparaison des séquences d’angio-IRM en temps de vol 2D et 3D.
| 2D TOF | |
|---|---|
| Rehaussement paradoxal optimal avec saturation réduite des vaisseaux et bonne suppression des tissus stationnaires | Orientation des coupesAugmenter le TRRéduire l’angle de bascule |
| Mauvaise résolution spatiale (voxel anisotrope et coupe ≥ 2 mm) | |
| Rapport signal sur bruit faible | |
| Temps d’acquisition plus court | |
| Très sensible aux flux complexes et turbulents (TE long, coupe épaisse) | Diminuer la taille du voxelDiminuer le TEGradient de compensation de flux |
| Contamination des tissus à T1 court (thrombus, hématome, etc.) | Privilégier angio-IRM en contraste de phaseSéquence SE T1 |
| 3D TOF | |
|---|---|
| Rehaussement paradoxal non optimal avec saturation progressive des vaisseaux et moins bonne suppression des tissus stationnaires | TONEMOTSATransfert d’aimantationGadolinium mais le signal des tissus stationnaires augmente |
| Résolution spatiale élevée (voxel isotrope, coupes fines) | |
| Rapport signal sur bruit élevé | |
| Temps d’acquisition long | |
| Moins sensible aux flux complexes et turbulents | |
| Contamination des tissus à T1 court (thrombus, hématome, etc.) | Privilégier angio-IRM en contraste de phaseSéquence SE T1 |
Le contraste de l’image en 3D TOF peut être amélioré par divers procédés qui modifient soit le signal des tissus stationnaires soit le signal des protons circulants ou encore les deux à la fois.
Acquisition multivolumes : MOTSA (Multiple Overlapping Thin Slab 3D Acquisition)
En 3D, l’acquisition séquentielle de multiples petits volumes plus ou moins épais permet de s’affranchir des phénomènes de saturation en fin de volume. La technique MOTSA a l’avantage d’allier la résolution isotropique du 3D avec une moindre saturation des protons circulants (comme en 2D) (fig. 4.7) [19, 46]. Toutefois, il est indispensable de recouper les volumes adjacents (de l’ordre de 20 à 30 %) pour compenser la perte de signal en bord de volume causée par les imperfections du profil de coupe (artefact de « store vénitien ») (fig. 4.8). L’acquisition multivolumes autorise une couverture anatomique plus large avec un contraste vasculaire plus homogène. Le temps d’acquisition de la séquence est directement proportionnel au nombre de volumes.
Fig. 4.8 Séquence 3D TOF MOTSA sur les vaisseaux du cou.
Quatre volumes ont été acquis sans bandes de présaturation. On note, d’une part, une perte de signal importante à la fin de chaque volume au niveau des veines jugulaires (flèche noire) par saturation (flux lent) et, d’autre part, une fine bande de signal plus faible au niveau des artères carotides et vertébrales (flèche blanche) causée par les imperfections du profil de coupe (artefact de « store vénitien »).
Impulsion d’excitation variable : TONE (Tilted Optimized Non-saturating Excitation)
La saturation des protons circulants en fin de volume par les impulsions d’excitation successives est partiellement compensée en acquisition 3D par l’utilisation d’un angle de bascule variable. Avec l’option TONE, l’angle de bascule n’est pas fixe durant l’acquisition mais il augmente progressivement et linéairement au fur et à mesure des codages de phase dans l’axe du gradient de sélection de coupe et de l’avancée des protons mobiles dans l’épaisseur du volume. On réduit de cette manière la saturation progressive des vaisseaux (angle de bascule élevé en fin de volume) tout en assurant une bonne suppression du signal de l’environnement (angle de bascule faible en début de volume). La pente de l’angle de bascule dépend de la direction et de la vitesse du flux et de l’épaisseur du volume d’acquisition (fig. 4.9) [18].
Transfert d’aimantation
À l’inverse de l’acquisition multivolumes et de l’angle de bascule variable qui optimisent le signal intravasculaire, le transfert d’aimantation atténue le signal des tissus stationnaires environnants. La fréquence de résonance n’est pas exactement la même pour les protons liés (macromolécules, membranes, protéines) et les protons libres. Le transfert d’aimantation consiste à appliquer une impulsion radiofréquence non sélective émise avec une fréquence de résonance décalée (1 500 Hz) par rapport à celle des protons libres (fréquence de Larmor) afin de saturer les protons liés. L’aimantation est transférée aux protons libres adjacents par des échanges chimiques. Le signal de la substance blanche et de la substance grise (forte concentration de protéines) est ainsi partiellement réduit (35 à 40 %) alors que le signal du sang est inchangé (faible concentration de protons liés). Par conséquent, le contraste entre les vaisseaux et le parenchyme cérébral est renforcé ; la visualisation des petits vaisseaux distaux est améliorée. En revanche, la graisse n’est pas sensible au transfert d’aimantation. L’utilisation de cette option pour l’exploration des vaisseaux cervicaux n’est donc pas indiquée, d’autant plus que le transfert d’aimantation impose un temps de répétition plus élevé (fig. 4.10) [5, 18, 58].
Fig. 4.10 Transfert d’aimantation.
Les protons de l’eau libres ont une fréquence de résonance étroite et un signal de forte amplitude. Les protons de l’eau liés ont une fréquence de résonance large et un signal de faible amplitude. Une impulsion RF non sélective décalée de 1 500 Hz sature les protons de l’eau liés. Il en résulte une réduction du signal du parenchyme cérébral et une meilleure visualisation des petits vaisseaux (b). a. Séquence acquise sans transfert d’aimantation. b. Séquence acquise avec transfert d’aimantation. Les autres paramètres de la séquence sont identiques.
Technique de présaturation spatiale
Le phénomène d’entrée de coupe se produit simultanément pour deux vaisseaux circulant dans la même direction mais dans le sens opposé à travers la coupe. Il en résulte sur les projections MIP une superposition gênante des artères et des veines. La présaturation consiste à appliquer une impulsion radiofréquence sélective supplémentaire de 90 degrés sur un large volume en amont ou en aval de la coupe dans le but de saturer les protons mobiles entrant dans la coupe. Il est ainsi possible de visualiser sélectivement les artères ou les veines. Mais la saturation spatiale diminue progressivement avec la distance. En 2D TOF, il convient, par conséquent, d’utiliser une bande de présaturation large qui se déplace en même temps que la coupe (tracking sat, travel sat). Pour l’étude du polygone de Willis, la bande de présaturation est positionnée en aval du volume 3D sur le sinus sagittal supérieur (fig. 4.11).
Injection de chélates de gadolinium
L’injection intraveineuse de gadolinium améliore le signal des vaisseaux à flux très lent (pas de saturation) qui peuvent apparaître obstrués en 3D TOF. Mais, le signal des tissus stationnaires environnants est également renforcé. Une lésion fixant le gadolinium apparaîtra aussi en hypersignal. D’autre part, la superposition des veines est fréquente car la présaturation est inefficace (fig. 4.12 et 4.13). Le gadolinium, en revanche, ne restaure pas le signal dans les zones de turbulences. Les paramètres optimisés de la séquence permettent de réduire soit le temps d’acquisition, soit d’améliorer la résolution spatiale. Le temps de répétition est plus court car la séquence est réalisée sans transfert d’aimantation ; l’angle de bascule est proche de l’angle d’Ernst du sang-gadolinium (40-50°). Malgré un moins bon contraste entre le parenchyme cérébral et les vaisseaux, l’injection de gadolinium est utile pour différencier un anévrisme géant à remplissage lent d’un anévrisme partiellement ou totalement thrombosé.
Fig. 4.12 Angio-IRM en temps de vol (3D TOF) sans et avec injection de chélates de gadolinium.
a. 3D TOF sans injection (projection MIP). b. 3D TOF avec injection de 0,1 mmol/kg de gadolinium (projection MIP). Les artères et les veines sont visualisées après injection de gadolinium. Les tissus stationnaires, et plus particulièrement les plexus choroïdes (flèche), sont également rehaussés par le gadolinium.
Fig. 4.13 Angio-IRM en temps de vol (3D TOF) sans et avec injection de chélates de gadolinium. Anévrisme de la vallée sylvienne.
a. 3D TOF sans injection (coupe native). b. 3D TOF avec injection de 0,1 mmol/kg de gadolinium (coupe native). Le sac anévrismal (flux lent) est rehaussé et mieux visualisé après injection de gadolinium (flèche).
Artefacts et pièges
En plus des artefacts communs à toute séquence d’imagerie par résonance magnétique (artefact de susceptibilité magnétique, artefact métallique (fig. 4.14), artefact de mouvement, etc.), l’angio-IRM en temps de vol présente des artefacts et des pièges propres à la technique d’acquisition [14].
Fig. 4.14 Artefact métallique (clip vasculaire).
a. 3D TOF image native. b. 3D TOF projection MIP. La présence d’un clip vasculaire (anévrisme clampé) génère un artefact métallique typique sur les coupes natives (a). Il est la cause du vide de signal au niveau de l’artère cérébrale moyenne gauche (flèche) sur la projection MIP (b).
Tissus à T1 court
Une difficulté de l’angio-IRM en temps de vol est représentée par les tissus à T1 court tels que la graisse, la méthémoglobine dans les hématomes, un thrombus récent ou encore une structure rehaussée par le gadolinium. Ces tissus (T1 très court) ne sont pas saturés même avec un temps de répétition très court et apparaissent avec un signal intense (fig. 4.15). Ils peuvent masquer une lésion ou encore créer une image d’addition qui peut être confondue avec un anévrisme. L’acquisition d’une séquence en écho de spin pondérée T1 permettra de différencier la structure à T1 court (hypersignal) avec un vaisseau vide de signal (hyposignal). En présence d’un tissu à T1 court (hématome par exemple), il convient de privilégier une séquence d’angio-IRM en contraste de phase (voir fig. 4.24).
Fig. 4.15 Artefacts de tissu à T1 court. Séquence 3D TOF.
On visualise (a, b) une dilatation fusiforme du tronc basilaire avec une thrombose au sein de l’anévrisme sur l’angio-IRM en 3D TOF. Le thrombus n’est pas visible sur la projection MIP (a). En revanche, il est parfaitement différencié du flux sur la coupe native (b). c. Hématome intracérébral (méthémoglobine). Il est intégré à la projection MIP et apparaît en hypersignal.
Artefact de saturation
L’artefact de saturation est spécifique à l’angio-IRM en temps de vol. La saturation est majorée en acquisition 3D volumique et lorsque le flux sanguin est lent (fig. 4.7 et 4.8). Le phénomène de saturation peut générer une extinction du signal d’un vaisseau en fait perméable et donner un aspect de fausse thrombose [7]. Il peut aussi faire disparaître un anévrisme sacciforme à flux très lent. L’acquisition multivolumes avec un choix judicieux du temps de répétition et d’un angle de bascule variable minimise l’artefact de saturation. En 2D TOF, les coupes doivent obligatoirement être perpendiculaires aux vaisseaux.
Artefacts de flux
Des artefacts de flux sont générés par la perte de cohérence de phase des protons dans le voxel lorsque le flux sanguin est complexe (turbulences et phénomènes d’accélération). Il en résulte une diminution du signal dans le vaisseau. On distingue trois types d’artefacts de flux.
Les artefacts de sténose sont visualisés en aval d’une sténose et sont à l’origine d’une surestimation des sténoses (fig. 4.16). Une sténose modérée est majorée ; une sténose serrée peut se traduire par une absence totale de signal intraluminal au niveau de la sténose. La persistance d’un signal de flux même faible en aval de la sténose permet de différencier une sténose serrée d’une occlusion.
Les flux turbulents au niveau d’une bifurcation ou d’une sténose génèrent un déphasage des protons à l’origine d’un vide de signal. Ce vide de signal entraîne une surestimation de la sténose (a) et une image de fausse sténose au niveau de la bifurcation (b).
Les artefacts de séparation sont observés au niveau des bifurcations artérielles et plus particulièrement au niveau des bifurcations carotidiennes où ils peuvent donner à tort une impression de sténose de faible degré (fig. 4.1b et 4.17).
a. 3D TOF sur la bifurcation carotidienne. Projection MIP. b. 3D TOF sur la bifurcation carotidienne. Coupe native. On observe une réduction du signal dans la carotide interne et dans la carotide externe générée par les flux turbulents au niveau de la bifurcation (flèches blanches). c. 3D TOF sur le polygone de Willis. Projection MIP. On note un hyposignal dans le siphon carotidien droit causé par un flux turbulent au niveau de la courbure (flèche noire).
Fig. 4.18 Angio-IRM veineuse en 2D TOF.
a. Coupe native. TR : 50 ms ; TE : 7 ms ; α : 60°. b. Projection MIP. Vue oblique. La séquence est réalisée en 2D coupe par coupe dans un plan coronal oblique. Une centaine de coupes jointives de deux millimètres d’épaisseur sont acquises. Une bande de présaturation positionnée sur les vaisseaux du cou permet de saturer le sang artériel avant qu’il ne pénètre dans le plan de coupe. La résolution spatiale est faible (épaisseur de coupe : 2 mm ; pixel : 1,1 × 1,0 mm). Le temps d’acquisition est de l’ordre de onze minutes. Les veines apparaissent en hypersignal sur les coupes natives (a) et sur les projections MIP (b). On observe des zones vides de signal dues à des phénomènes de déphasage dans les zones de turbulences tels que le confluent veineux ou encore la jonction sinus transverse – sinus sigmoïde (flèches).
Les artefacts de courbe (perte de signal linéaire) se produisent dans les vaisseaux sinueux comme les siphons carotidiens (fig. 4.17).
Artefacts de placement du volume d’acquisition
Lorsque le volume d’acquisition est mal positionné par rapport aux vaisseaux à explorer, un ou plusieurs vaisseaux peuvent être situés partiellement ou totalement en dehors du volume d’acquisition. Il en résulte une image de fausse sténose ou fausse thrombose sur les projections MIP. Une projection MIP non segmentée dans le plan sagittal confirmera le mauvais placement du volume d’acquisition.
Artefacts de MIP
Les post-traitements et en particulier les MIP sont également source d’artefacts. La projection MIP consiste à projeter dans un plan l’ensemble du volume d’acquisition 3D. Chaque ligne de la matrice correspond au pixel projeté le plus intense selon un seuil prédéfini. Les vaisseaux de petits diamètres (signal inférieur au seuil prédéfini) ne sont pas visualisés sur les projections. L’analyse une par une des coupes natives est nécessaire pour ne pas exclure un vaisseau. D’autre part, en MIP, on perd toute notion de profondeur : les vaisseaux situés dans des plans différents se superposent. Des projections multiples selon différents axes permettent d’éviter les superpositions vasculaires gênantes. Enfin, un MIP segmenté, trop serré ou mal positionné, peut créer une image de fausse sténose ou de fausse occlusion. Comme pour l’artefact de placement du volume d’acquisition, une projection MIP globale dans le plan sagittal confirmera le mauvais placement du volume du MIP [4].
En résumé, l’angio-IRM en temps de vol est une technique non invasive, facile à mettre en œuvre, robuste à condition de respecter les principes élémentaires pour optimiser le contraste de l’image et de parfaitement connaître la formation des artefacts et les moyens de les atténuer. Le rehaussement paradoxal est satisfaisant que si le plan de coupe ou le volume d’acquisition est perpendiculaire aux vaisseaux. Le 2D TOF est plus sensible au phénomène d’entrée de coupe ; il est par conséquent mieux adapté pour l’étude des flux lents comme les sinus veineux de la dure-mère (fig. 4.18). Le 3D TOF visualise les flux artériels plus rapides avec une excellente résolution spatiale et un rapport signal sur bruit élevé. Le 3D TOF reste la séquence d’angio-IRM de référence pour l’étude du polygone de Willis (fig. 4.19). En revanche, le temps d’acquisition en 3D comme en 2D est encore long (de l’ordre de 5 à 8 minutes) malgré le développement récent de l’imagerie parallèle. L’angio-IRM en temps de vol est de ce fait réservée aux patients les plus coopérants (cf. tableau 4.1).
Fig. 4.19 Angio-IRM du polygone de Willis en 3D TOF (enfant de 5 ans). Projection MIP craniocaudale.
La séquence est réalisée en 3D TOF avec transfert d’aimantation (TR : 37 ms ; TE : 7,2 ms ; α : 20°) dans le plan transverse. Deux volumes de 36 mm d’épaisseur (épaisseur des coupes : 0,8 mm) sont acquis avec une résolution dans le plan de 0,79 × 0,41 mm. Une bande de présaturation positionnée sur le sinus sagittal supérieur permet de saturer le sang veineux avant qu’il ne pénètre dans le plan de coupe. Le temps d’acquisition est de 4 min 10 s. Les artères sont en hypersignal. On note une non-visualisation des branches distales de l’artère cérébrale moyenne gauche.
Angio- IRM en contraste de phase : ARM-CP
À la différence de l’angio-IRM en temps de vol où le contraste entre les protons fixes et les protons mobiles dépend de l’amplitude de leur aimantation longitudinale respective, l’angio-IRM en contraste de phase visualise le déphasage des protons mobiles (à vitesse constante) le long d’un gradient. Le décalage de la phase est induit par deux gradients bipolaires de polarité inverse intégrés aux séquences d’écho de gradient standards. Le principe de la dispersion de la phase des protons circulant le long d’un gradient bipolaire a été montré ci-dessus (voir paragraphe dispersion de la phase des protons circulants). La phase des protons circulants est fonction de leur vitesse, mais aussi de l’amplitude et de la durée d’application du gradient. La variation des caractéristiques du gradient bipolaire permettra de sensibiliser cette technique à la vitesse du flux sanguin. L’angio-IRM en contraste de phase peut ainsi visualiser toutes les vitesses de flux. L’excellente suppression des tissus stationnaires (y compris des tissus à T1 court) favorise une bonne visualisation des petits vaisseaux et des vaisseaux à flux lent [[3, 8, 35, 37, 38, 45].
Principe d’acquisition
De manière schématique, l’angio-IRM en contraste de phase est réalisée en trois étapes. Deux séquences (jeux de données brutes) sont acquises (fig. 4.20).
Fig. 4.20 Angio-IRM en contraste de phase (ARM-CP) : principe.
a. Deux acquisitions sont réalisées, l’une avec un gradient bipolaire positif/négatif et l’autre avec un gradient bipolaire inversé négatif/positif. Les deux acquisitions sont ensuite soustraites. Le déphasage des protons mobiles s’accumule ; le signal des protons stationnaires est nul. On réalise de cette manière un encodage par la vitesse. Le déphasage Φ des protons mobiles le long du gradient bipolaire est proportionnel à la surface S et à la durée d’application T du gradient ainsi qu’à la vitesse de déplacement V des protons le long du gradient bipolaire. γ est le rapport gyromagnétique. b. Coupe transverse en 2D. Image en magnitude. Les vaisseaux sont en hypersignal lorsque la vitesse d’encodage est adaptée.
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