Chapitre 4 Techniques d’ angiographie par résonance magnétique
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).
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).
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.
Techniques d’angio-IRM dépendantes du flux sanguin (sans injection de produit de contraste)
– 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.
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
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.
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.
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].
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).
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.
Techniques d’acquisition en angio-IRM en temps de vol
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).
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 coupes Augmenter le TR Réduire 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 voxel Diminuer le TE Gradient de compensation de flux |
| Contamination des tissus à T1 court (thrombus, hématome, etc.) | Privilégier angio-IRM en contraste de phase Séquence SE T1 |
| 3D TOF | |
|---|---|
| Rehaussement paradoxal non optimal avec saturation progressive des vaisseaux et moins bonne suppression des tissus stationnaires | TONE MOTSA Transfert d’aimantation Gadolinium 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 phase Séquence 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.
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].
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.
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].
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).
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
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 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).
Les artefacts de courbe (perte de signal linéaire) se produisent dans les vaisseaux sinueux comme les siphons carotidiens (fig. 4.17).
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).
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).
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