Le magnétisme - Association I
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Le magnétisme L'aimant présente deux pôles : nord (-) et sud (+). Les pôles de signe inverse s'attirent. Les pôles de même signe se repoussent. Autour des pôles d'un aimant existe un champ magnétique. L'aimant présente 2 pôles : nord (-) et sud (+) Autour de l'aimant existe un champ magnétique Ce champ magnétique est, en général, non uniforme, car il décroît avec la distance, mais on peut le rendre uniforme en courbant l'aimant. Le champ est uniforme entre les deux bras de l'aimant La terre est un aimant dont le champ magnétique est de 0,05 gauss. Les champs magnétiques utilisés en résonance magnétique sont très puissants et très uniformes. Les champs magnétiques utilisés varient de 0,1 tesla à 2,0 tesla (1 tesla = 10 000 gauss). Un courant électrique (produit par des charges électriques en mouvement), crée un champ magnétique. Un champ magnétique possède une direction (d'un pôle à l'autre), et un sens (de Sud vers Nord). Une grandeur qui possède une direction et un sens, s'appelle un vecteur et se représente par une lettre surmontée d'une petite flèche. Un vecteur est caractérisé par quatre paramètres : sa direction, son sens, son point d'application, sa norme (son intensité). B0 est le champ magnétique principal B Le champ magnétique principal en IRM est fixe, et est représenté par la lettre B0. L'atome L'atome est constitué d'un noyau autour duquel gravitent les électrons. Le noyau est constitué de protons et de neutrons sauf l'atome le plus simple, l'hydrogène, dont le noyau est composé d'un seul proton. C'est de loin l'atome le plus abondant dans le corps humain, et le seul qui soit réellement utilisé en imagerie par résonance magnétique. On peut faire de l'IRM du phosphore, du sodium, et de tous les atomes dont la somme des protons et des neutrons est impaire. Les noyaux ont un moment magnétique. En effet, les protons et les neutrons, ont leur surface occupée par des charges électriques dont les centres de gravité ne coïncident pas. Ce sont des dipôles, et ils possèdent un moment électrique dipolaire. Les noyaux, comme les électrons, tournent sur eux-mêmes à grande vitesse. En anglais, "tourner sur soi-même", se dit "to spin". Les noyaux possèdent un moment angulaire de spin, appelé plus simplement spin. Moment magnétique angulaire de spin ou spin C'est un vecteur qui représente l'axe de rotation du proton sur luimême Que devient le spin dans un champ magnétique ? Vu qu'il se comporte comme un petit aimant, le spin du proton va s'aligner dans la direction du champ magnétique, mais a le choix entre deux positions. Il peut s'aligner du sud au nord, dans une position dite parallèle au champ magnétique, ou bien du nord au sud, dans la position dite antiparallèle. Dans un champ magnétique, le spin du proton s'aligne selon deux positions parallèle : sud nord antiparallèle : nord sud Les deux positions ne sont pas équivalentes. Elles correspondent à des niveaux d'énergie différents. Il faut un paquet d'énergie ou "quantum" moins élevé pour mettre un proton en position parallèle. Or les protons suivent la règle générale : moins on en fait, mieux on se porte. Par conséquent, il va y avoir un tout petit peu plus de protons alignés en position parallèle dans le sens du champ magnétique. Sur 2 millions et 3 protons, alignés dans un champ magnétique de 0,3 tesla, il y en aura 1 million + 3 dans le sens du champ magnétique, sens parallèle, et 1 million dans le sens antiparallèle. Donc entre les deux positions, parallèle et antiparallèle, il existe une différence d'énergie ΔE. C'est cette différence entre les deux niveaux d'énergie qui va rendre possible la détection d'un signal de résonance magnétique. Lorsqu'on augmente l'intensité du champ magnétique, on augmente la différence d'énergie qui existe entre les deux états des spins. Ce faisant, on augmente le signal, mais aussi certains artéfacts et autres inconvénients, ce qui fait que l'on ne peut pas augmenter le champ magnétique au-dessus de deux tesla. La résonance Les exemples de phénomènes de résonance sont nombreux : Une cantatrice peut faire exploser un lustre de cristal. Que se passe-t-il ? La voix émet des ondes sonores d'une certaine fréquence. Si cette fréquence est la même que celle du cristal, il y a un transfert d'énergie entre les deux systèmes. Ils entrent en résonance. L'énergie peut être éventuellement suffisante pour briser le lustre. Lors d'un tremblement de terre, lorsque la fréquence de l'onde de propagation correspond à la fréquence de résonance d'un immeuble, il y a transfert d'énergie. L'immeuble vibre avec une amplitude beaucoup plus forte et va s'écrouler. L'immeuble voisin dont la fréquence est différente, n'aura que peu de dégâts. Dans une vieille voiture, à une vitesse donnée, une pièce entre en résonance lorsque la fréquence du moteur correspond à sa propre fréquence de résonance. Il y à transfert d'énergie entre les deux systèmes. Dans tous les cas de résonance, il s'agit d'une onde, c'est-à-dire d'un phénomène vibratoire qui à une amplitude et une fréquence propre. La fréquence est l'inverse de la période et caractérise donc la périodicité du phénomène Lorsqu'un objet est mis en présence d'une onde dont la fréquence correspond à sa propre fréquence, il entre en résonance. En conclusion : la résonance est le transfert d'énergie entre deux systèmes oscillant à la même fréquence. On ne s'intéressera qu'aux ondes électromagnétiques, découvertes par Hertz en 1886. Ci-dessous, les principales variétés d'ondes électromagnétiques, exprimées en hertz : 1022 rayons cosmiques 1020 rayons gamma 1016 rayons X, ultraviolets 1014 lumière visible 1012 lasers 1010 rayons infrarouges 108 ondes télé, radars 106 ondes radiophoniques, résonance magnétique 1 mégahertz = 106 hertz. En imagerie par résonance magnétique, les ondes utilisées sont des ondes de 1 à 100 mégahertz, les mêmes que celles utilisées pour les émissions radiophoniques. On les appelle ondes radiofréquences, et leur fréquence est RF. L'émission RF se fait par une bobine ou antenne, dans laquelle des dispositifs électroniques appropriés provoquent des oscillations électriques. La réception se fait également par une antenne. L'antenne émettrice sert parfois également d'antenne réceptrice. Les antennes sont situées dans l'aimant et sont de formes variables, solénoïdales ou en selle. Comment le phénomène de résonance agit-il sur le spin des noyaux des atomes d'hydrogène placés dans un champ magnétique pour donner naissance à l'imagerie par Résonance Magnétique Nucléaire ? Placés dans un champ magnétique, les spins des protons s'alignent et deviennent sensibles à l'énergie d'une impulsion radiofréquence RF avec laquelle ils entrent en résonance . A la fin de l'impulsion RF, ils réemettent un signal, le signal de résonance magnétique. La structure qui va réagir dans le corps humain est le noyau des atomes d'hydrogène. Ceux-ci, placés dans le champ magnétique, résonnent à leur fréquence propre. Cette fréquence, dite fréquence de Larmor, varie avec l'intensité du champ magnétique. Par exemple, l'hydrogène résonne : à 21,2 MHz dans un champ de 0,5 tesla à 42,5 MHz dans un champ de 1,0 tesla à 63,8 MHz dans un champ de 1,5 tesla Pour faire basculer un proton d'un état d'énergie à un autre, il faut lui apporter exactement la quantité d'énergie nécessaire, c'est-à-dire la différence entre ses deux états d'énergie (ΔE). Cette énergie ΔE varie avec le champ magnétique B0. L'énergie que les protons absorbent en passant de l'état fondamental de basse énergie E1 à l'état excité de haute énergie E2 va être restituée lorsqu'ils reviennent à leur état d'équilibre sous la forme d'un signal qui va décroître rapidement en fonction du temps. On représente ce signal comme une sinusoïde amortie. Cette sinusoïde se caractérise par trois paramètres : Sa fréquence : c'est la fréquence de résonance. Son amplitude de départ : elle est fonction du nombre de protons dans l'échantillon, de l'intensité de l'onde RF, de l'intensité du champ magnétique, de l'environnement physico-chimique des protons. L'amplitude s'exprime sous la forme d'une intensité de courant induite par l'onde radiofréquence dans la bobine réceptrice. La pente de la courbe de décroissance : cette pente présente une décroissance exponentielle. La décroissance est dite libre, parce qu'elle s'effectue librement après arrêt de l'impulsion RF. Cette impulsion RF a induit un signal, d'où le nom de décroissance de l'induction libre ou en anglais "Free Induction Decay" ou encore FID. Au total : après l'excitation des noyaux dans un champ magnétique par une onde RF de fréquence caractéristique, on recueille un signal qui est caractérisé par une courbe FID. Résumé des trois chapitres précédents : le magnétisme l'atome la résonance Placés dans un champ magnétique puissant, les noyaux des atomes d'hydrogène ou protons se comportent comme de petits aimants et s'alignent dans la direction du champ magnétique. Un peu plus de la moitié des protons vont s'aligner dans le sens parallèle dans lequel ils sont dans un état d'énergie moins élevé, donc plus stable, que les protons qui se sont orientés dans le sens antiparallèle. La résultante globale des vecteurs représentant les protons, sera donc un vecteur aligné dans le sens sud nord, comme le champ magnétique principal. Lorsque les noyaux alignés reçoivent un apport d'énergie sous la forme d'une onde électromagnétique dont la fréquence est égale à la fréquence de résonance du noyau, ils basculent du sens parallèle au sens antiparallèle, c'est-à-dire de l'état fondamental de basse énergie au niveau de haute énergie. Cette énergie va être restituée lorsque l'émission RF s'arrête, sous la forme d'un signal. Le signal Nous avons vu que les protons possèdent un moment magnétique angulaire de spin. On le représente comme une flèche perpendiculaire au mouvement de rotation du proton sur lui-même et par la lettre μ . Le moment magnétique angulaire ou spin Lorsqu'on place un groupe de protons dans un champ magnétique, ils vont s'aligner dans la direction du champ, en position parallèle ou antiparallèle. Dans un champ magnétique, le spin du proton s'aligne selon deux positions parallèle : sud nord antiparallèle : nord sud En fait ils ne vont pas s'aligner exactement dans l'axe. Ils vont se comporter comme des toupies, en tournant autour de l'axe de rotation. Ce mouvement s'appelle la précession. Sa fréquence est très rapide. C'est la fréquence de Larmor. Chaque proton précesse pour son propre compte. Les protons sont donc déphasés les uns par rapport aux autres. Le mouvement de précession peut être représenté comme la base d'un cône dont le sommet correspond à une position neutre, intermédiaire entre les deux pôles du champ magnétique. Le proton précesse comme une toupie autour de l'axe du champ magnétique B0 Voici la représentation lorsqu'il y a plusieurs protons. Chacun précesse pour son compte autour de B0. Sur la circonférence, chque proton précesse por son propre compte autour de l'axe B0 Donc non seulement les protons peuvent être orientés au nord ou au sud, mais aussi à gauche ou à droite, vers l'avant ou vers l'arrière et leurs intensités s'annulent, sauf dans une seule direction qui est celle du champ magnétique B0. Les intensités des spins des protons s'annulent sauf dans une seule direction, celle du champ magnétique B0 Dans cette direction leurs intensités s'additionnent. Représentons par un vecteur M la somme des spins des protons en excès alignés dans le champ magnétique B0 et plaçons-le arbitrairement dans un système de coordonnées x, y, et z. Nous pouvons définir une sphère de rayon M. Représentation de la somme des spins des protons en excès alignés dans le champ magnétique B0 par un vecteur M Sur ce globe, nous pouvons définir l'axe nord-sud que nous appellerons plan z, (et qui sera l'axe du champ magnétique B0), et le plan de l'équateur que nous appellerons plan xy. La position de l'extrémité du vecteur M en chaque point de la sphère peut être définie par sa projection sur l'axe z d'une part et dans le plan xy d'autre part. Lorsqu'on introduit le patient dans l'aimant, tous les protons s'alignent. Les spins de la plupart d'entre eux s'annulent, mais ceux qui sont en excès, s'additionnent. Le vecteur M, représentant la somme des spins des protons en excès, pointe dans la direction de l'axe z et précesse autour de celui-ci. On l'appelle "vecteur de magnétisation" M et les protons sont dits "magnétisés" lorsqu'ils sont dans cette position. Ce vecteur de magnétisation a deux composantes : l'une sur l'axe z et l'autre dans le plan xy. Projection des vecteurs de magnétisation transversale dans le plan xy. Leur somme s'annule. La composante sur l'axe z est appelée vecteur de magnétisation longitudinale Mz. La composante dans le plan xy est appelée vecteur de magnétisation transversale Mxy. Il est nul à l'état d'équilibre parce que les protons sont déphasés les uns par rapport aux autres et que leur somme s'annule. Voyons maintenant ce qui se passe lorsque l'onde RF excite les spins des protons à la fréquence de résonance, c'est-à-dire , lorsque le patient ayant été installé dans la machine, on lui envoie une brève onde élecromagnétique de fréquence appropriée. Il y a un échange d'énergie entre l'onde RF et les protons. Ceci a deux conséquences : 1. Les protons vont être obligés de précesser en phase. De ce fait, leur somme ne s'annule plus et on va voir apparaître un vecteur de magnétisation transversale dans le plan xy. Les protons précessent en phase et leur somme n'est pas nulle. Le vecteur Mxy tourne dans le plan xy à la fréquence de précession des protons. 2. Le vecteur Mz de magnétisation longitudinale va diminuer sur l'axe z jusqu'à s'annuler. Si la quantité d'énergie délivrée est suffisante, il peut aussi s'inverser. La résultante de ces actions est que les protons vont précesser en spirale du pôle à l'équateur puis jusqu'au pôle opposé si l'énergie est suffisante. La nutation Ce mouvement en spirale est appelé la nutation. Le vecteur de magnétisation peut être défini en n'importe quel point de la surface de ce globe par : - sa projection sur l'axe z et - sa projection dans le plan xy Trois exemples vont permettre de fixer les idées : 1. Soit un point P0, position du vecteur de magnétisation M un certain temps après le début de l'impulsion RF. Il possède une magnétisation longitudinale Mz et une magnétisation transversale Mxy dans le plan tournant xy. Par rapport à la position d'équilibre Mz a diminué et Mxy a augmenté. 2. Continuons avec le point P1, un peu plus longtemps après le début de l'impulsion RF. L'aimentation longitudinale Mz est nulle. L'aimentation transversale Mxy est maximale. La position P1 correspond à une bascule de 90° du vecteur de magnétisation. P1 représente une situation où la moitié de l'excès de spin de l'état fondamental est passé à l'état excité. L'onde RF qui possède juste l'énergie voulue pour arriver à ce résultat est appelée impulsion π/2 ou 90°. Plus l'énergie de l'impulsion RF est forte plus l'angle de bascule du vecteur M est grand. 3. Pour finir prenons le point P2. Le vecteur de magnétisation a poursuivi sa nutation jusqu'à la position inverse. On voit que la composante longitudinale a repoussé en sens inverse et que la composante transversale est nulle. Ceci est obtenu pour une bascule du vecteur de magnétisation de 180° ou π, avec une impulsion RF de p ou 180°. La pointe du vecteur a parcouru la surface du globe du pôle nord au pôle sud en orbites de plus en plus larges jusqu'à l'équateur, puis en orbites de plus en plus rétrécies jusqu'au pôle sud. Ceci correspond à l'apport d'une quantité d'énergie qui a fait passer la totalité de l'excès des spins de l'état fondamental à l'état excité. Ce mouvement est tellement rapide qu'il est pratiquement instantané. Il est important de remarquer que lorsque la composante transversale Mxy augmente, la composante Mz décroît. Le vecteur d'aimentation est en position inverse, avec une composante transversale nulle. Lorsque l'impulsion RF s'arrête, les spins vont revenir à leur état d'équilibre, en restituant l'énergie acquise sous forme d'un signal, qui est une onde RF de fréquence spécifique, et qui possède une amplitude maximale au départ, mais qui diminue rapidement en fonction du temps. L'antenne réceptrice du signal est placée dans le plan xy, vu que sur l'axe z se trouve le champ principal, et que l'antenne y serait insensible aux petites variations que l'on voudrait y mesurer. C'est donc la magnétisation transversale tournante dans le plan xy qui donne le signal RM. Le vecteur Mxy de magnétisation transversale diminue rapidement d'intensité dans le plan xy, tout en précessant, lorsque l'impulsion RF s'arrête. Sur la figure est représenté le vecteur Mxy de magnétisation transversale diminuant rapidement d'intensité dans le plan xy, tout en précessant, lorsque l'impulsion RF s'arrête. Cette spirale décroissante et la courbe FID de décroissance du signal sont deux représentations de la même chose. En d'autres termes : la décroissance de la magnétisation transversale donne un signal dans le plan xy où se trouve le récepteur. Simultanément on assiste à la remontée de la magnétisation longitudinale vers sa position d'équilibre. Ce phénomène s'appelle la relaxation. En résumé : Les protons alignés dans le champ magnétique sont représentés par un vecteur de magnétisation M qui a deux composantes, la magnétisation longitudinale Mz et la magnétisation transversale Mxy. Une impulsion de radiofréquence appropriée diminue Mz et augmente Mxy. A l'arrêt de l'impulsion RF, le retour à l'état d'équilibre s'accompagne d'une part de la restauration de la magnétisation longitudinale, d'autre part de la décroissance de la magnétisation transversale. T1 et T2 La relaxation des spins Le retour des spins à leur position d'équilibre, à la fin de l'excitation par l'impulsion RF s'appelle la relaxation. Il y a une relaxation longitudinale et une relaxation transversale. Ces deux phénomènes vont mettre un certain temps à se produire. Ce temps dépend de l'intensité du champ magnétique, mais aussi, ce qui est plus important, de la nature des tissus. Les temps de relaxation décrivent une exponentielle croissante ou décroissante que l'on peut caractériser par des constantes T1 et T2. T1 est le temps nécessaire pur que la magnétisation longitudinale ait récupéré 63% de sa magnétisation. T2 est le temps nécessaire pur que la magnétisation transversale ait perdu 63% de sa magnétisation. 1. La magnétisation longitudinale (T1) Représentons en fonction du temps, ce qui se passe pour le vecteur de magnétisation longitudinale Mz. Au temps 0 : on est en position d'équilibre Au temps 1 : on administre une impulsion RF Au temps 2 : Mz diminue rapidement Au temps 3 : Mz est nul, si l'impulsion est de 90° Au temps 4 : Mz repousse Au temps 5 : Mz repousse Au temps 6 : Mz a récupéré sa magnétisation initiale Mz repousse en suivant une courbe exponentielle. La constante de temps T1 de l'exponentielle caractérise la vitesse de récupération de la magnétisation longitudinale. Elle est caractéristique d'un tissu donné. La récupération est très rapide au début, beaucoup plus lente ensuite. Au temps T1 : 63% de la magnétisation longitudinale aura repoussé. Au temps 2 x T1 : 87% de la magnétisation longitudinale aura repoussé. Au temps 3 x T1 : 96% de la magnétisation longitudinale aura repoussé. Au temps 4 x T1 : 98% de la magnétisation longitudinale aura repoussé. Au cours de cette remagnétisation, il y a un échange d'énergie important avec les molécules environnantes qui forment un réseau. Schématiquement, dans un solide ou dans la graisse, le réseau est serré, les échanges d'énergie sont très rapides, le temps de relaxation T1 est court. Courbes de relaxation T1 d'un solide et d'un liquide. Dans un liquide pur comme l'eau ou le liquide céphalorachidien, le réseau est moins serré, la perte d'énergie est moins rapide, le temps de relaxation T1 est plus long. Pour se souvenir que T1 dépend de la structure du réseau qui entoure les protons, on l'appelle aussi temps de relaxation "spin-réseau". Les tissus différents ont donc des temps de relaxation différents. C'est la raison du contraste en IRM. Voici, à titre d'exemple, la valeur du T1 de certains tissus dans un champ de 1 Tesla (en millisecondes). Graisse Muscle Substance blanche 240 ms 730 ms 680 ms Substance grise LCR 809 ms 2500 ms Les temps de relaxation T1 sont de l'ordre de la seconde. La magnétisation transversale (T2) La décroissance de la magnétisation transversale Mxy correspond à la courbe FID. C'est aussi une exponentielle. De même que pour T1, la décroissance de la magnétisation transversale est rapide au début, plus lente ensuite. Au temps T2 : 63% de la magnétisation aura été perdue. A priori, on pourrait s'imaginer que l'ordre de grandeur de T1 et de T2 est le même. En fait T2 est beaucoup plus court que T1. Il y a donc un mécanisme supplémentaire qui survient pour expliquer ce déclin plus rapide. A l'état d'équilibre les spins précessent librement, chacun pour son propre compte. Ils ne sont pas en phase. Le premier effet de l'impulsion RF est de les mettre en phase, ce qui fait apparaître une composante transversale Mxy. Celle-ci est maximale pour une impulsion de 90°. Dès la fin de l'impulsion de 90° les spins se déphasent les uns par rapport aux autres car chacun est influencé par les microchamps magnétiques des protons voisins, qui ne sont pas distribués uniformément et varient suivant le type de tissu. Dès la fin de l'impulsion de 90° les spins se déphasent les uns par rapport aux autres. L'inhomogénéité du champ magnétique externe contribue aussi au déphasage. Comme les spins se déphasent à cause de leurs interactions réciproques, T2 est encore appelé temps de relaxation "spin-spin". Les interactions des spins varient suivant les tissus. Dans un liquide par exemple, les spins restent en phase plus longtemps. Ils auront donc un signal plus intense et le T2 des liquides est long. Les solides, par contre, ont des T2 extrêmement courts. Le T2 des tissus biologiques est environ 10 fois plus court que leur T1. Voici quelques valeurs de T2 dans un champ de 1 Tesla. Graisse Muscle Substance blanche Substance grise LCR 84 ms 47 ms 92 ms 101 ms 1400 ms En résumé : Les temps de relaxation T1 et T2 varient en sens inverse. La récupération de la magnétisation longitudinale T1 est lente, de l'ordre de la seconde. La décroissance de la magnétisation transversale T2 est rapide, de l'ordre du dixième de seconde. L'écho (écho de spin ou écho de gradient) Le signal de décroissance de T2 disparaît vite à cause du déphasage rapide des spins. L'étude expérimentale de la décroissance de la courbe révèle qu'elle décroît beaucoup plus vite. En effet, les champs magnétiques utilisés en pratique, bien qu'ils puissent être considérés comme très homogènes à l'échelle macroscopique, sont inhomogènes au niveau microscopique et ces inhomogénéités entraînent un déphasage encore plus rapide des spins. De ce fait le signal observé représente T2 + les inhomogénéités du champ. C'est pour cela qu'on appelle T2* (T2 astérisque ou T2 étoile) le signal obtenu immédiatement après l'impulsion RF. Pour pouvoir observer vraiment T2, il faudrait pouvoir se débarrasser de ces inhomogénéités. Or l'inhomogénéité du champ magnétique est constante. Donc si on pouvait remettre les spins en phase et observer une deuxième fois leur décroissance, on pourrait soustraire, du signal obtenu, la constante inhomogénéité, et le résultat exprimerait uniquement la décroissance du signal du déphasage des spins. C'est ce qu'exprime le schéma suivant. En joignant entre eux les sommets de plusieurs courbes FID successives, on peut mesurer la vraie valeur de T2. Le problème à résoudre se résume donc ainsi : comment remettre les spins en phase pour obtenir un deuxième signal, ou en d'autres termes, comment obtenir un écho d'un signal. L'obtention de cet écho permettra en plus d'effectuer la lecture du signal, un certain temps après la fin de l'impulsion RF, ce qui est beaucoup plus facile. On obtient un signal de meilleure qualité. Il existe deux manières d'obtenir l'écho : soit l'écho de spin, soit l'écho de gradient. L'écho de spin Nous avons vu qu'une impulsion RF de 180° est capable d'inverser la magnétisation longitudinale Mz. De la même manière, une impulsion de 180° dans le plan transversal va inverser ou basculer le vecteur Mxy. Si cette impulsion est appliquée alors que les spins avaient déjà commencé à se déphaser, on obtiendra une image en miroir du déphasage. Les spins qui avaient commencé à se déphaser vont refaire le chemin en sens inverse, c'est-à-dire se rephaser avant de se déphaser à nouveau. Les impulsions RF de 90° et 180° sont représentées par des petits rectangles. 1. 2. 3. 4. 5. Vecteur Mxy maximum à la fin de l'impulsion 90°. Déphasage rapide représenté par la courbe T2* ou FID. Impulsion 180° de rephasage dans le plan transversal. Les spins ont basculé de 180° et vont se rephaser. Les spins sont rephasés. Le signal peut être mesuré à nouveau (c'est l'écho des spins). 6. Les spins se déphasent à nouveau. 7. On peut recommencer 2, 3, n fois le cycle et obtenir 2, 3, n échos. Au total : Il est certes possible d'obtenir un signal mesurable à partir d'une courbe de FID. Ce signal ne donnera pas de bons renseignements sur le vrai T2 des tissus examinés. Pour obtenir T2, on recueille un deuxième signal appelé écho des spins, en basculant la magnétisation transversale Mxy par une impulsion p de rephasage. L'écho de spin, ou Spin-Echo : SE, est une séquence de base en IRM. L'écho de gradient. Il existe une autre manière d'obtenir l'écho en utilisant des gradients. On appelle gradient la variation d'une mesure dans l'espace ou le temps. En IRM, les gradients utilisés sont des gradients de champs magnétiques, c'est-à-dire qu'ils produisent des petits champs magnétiques variables superposés au champ magnétique principal qui est uniforme. Comme ce sont des électro-aimants, leur effet s'établit et cesse instantanément avec l'ouverture ou la fermeture du courant électrique par lequel ils sont alimentés. Les champs magnétiques créés par les gradients sont faibles par rapport au champ magnétique principal (de l'ordre du millitesla par mètre). L'application de gradients remplace l'impulsion RF de 180° dans le plan transversal. C'est l'imagerie en écho de gradient, Gradient Echo : GE, qui est l'autre séquence de base en IRM. Les séquences utilisant des gradients pour obtenir l'écho ont un avantage : elles sont plus rapides. Elles ont trois défauts : 1. Les inhomogénéités du champ magnétique ne sont pas éliminées comme dans la séquence Spin-Echo. Les protons se déphasent plus vite que dans une séquence spin-écho d'où une perte plus rapide du signal. 2. Elles sont plus sensibles à la différence du signal entre deux tissus voisins très différents, par exemple os et air, tissu mou et prothèse métallique, etc. C'est ce que l'on appelle les artéfacts de susceptibilité magnétique. 3. Les protons de l'eau et de la graisse ne résonnent pas exactement à la même fréquence. Au moment du recueil du signal, ces deux variétés de protons peuvent être en phase, auquel cas le signal des deux s'additionne. Ils peuvent être en opposition de phase auquel cas leur signal se soustrait. Cela s'appelle le déplacement chimique et survient dans un champ de 1 tesla pour des temps d'écho très courts. A 3,5 millisecondes les protons sont en phase, à 7 millisecondes ils sont en opposition de phase. La décroissance de Mxy nous donnait un effet T2 en écho de spin. Ici, l'utilisation d'un gradient qui n'enlève pas les inhomogénéités du champ magnétique nous donne une courbe dont la décroissance est fonction de T2*. La répétition Nous avons vu qu'après une impulsion RF émise sur un tissu placé dans un champ magnétique, on obtenait un signal. En dehors de cas particuliers celui-ci n'est pas assez intense pour obtenir une bonne information. Si on répète l'impulsion RF, on obtiendra un nouveau signal. L'intervalle de temps qui sépare deux impulsions est appelé temps de répétition ou TR. Expérimentalement, il a été constaté que le signal obtenu lorsque le temps de répétition était long n'était pas le même que lorsque le temps de répétition était court. Voyons l'effet de TR sur les courbes de relaxation de deux tissus différents A et B. Nous voyons que pour un TR de 2 secondes, les deux tissus ont pratiquement récupéré entièrement leur magnétisation. Le signal qui va être recueilli lors de l'impulsion suivante ne permettra pas de mettre en évidence la différence de T1 de ces deux tissus. Donc, avec un TR long les informations obtenues seront essentiellement fonction de T2. Par contre, avec TR de 0,5 seconde, le tissu A aura récupéré davantage de magnétisation que le tissu B. Le signal qu'il va pouvoir donner sera plus important que le signal en provenance de B. On voit qu'en raccourcissant TR, on a rendu visible des différences de T1 entre deux tissus. Par conséquent : les TR courts donnent des signaux qui font apparaître les différences de T1 des tissus. C'est pourquoi ces images sont dites "pondérées T1" ce qui veut dire "influencées" , mais pas exclusivement, par T1. Conclusion : TR est le temps qu'on laisse aux tissus pour récupérer totalement ou partiellement leur magnétisation. Le choix du TR est donc fondamental pour obtenir des images en T1 ou T2, mais il est loin d'être le seul paramètre en jeu. La lecture Nous avons vu que dans la séquence en Spin-Echo l'impulsion RF initiale bascule la magnétisation longitudinale et fait apparaître une magnétisation transversale Mxy. Celleci est suivie d'une impulsion RF de 180° dans le plan transversal, dite impulsion de rephasage des spins qui donne un deuxième signal, écho du premier, que l'on peut recueillir plus facilement. Le temps qui sépare l'impulsion 90° de la lecture du signal est appelé Temps d'Echo (TE). Après l'impulsion 90°, on voit représenté le signal FID qui décroît rapidement. Après l'impulsion de rephasage de 180°, le signal de l'écho des spins est représenté par une sinusoïde croissante puis décroissante. Remarques : 1. L'impulsion RF de 180° de rephasage doit être administrée juste au milieu du temps d'écho, pour que le rephasage soit maximum au moment de la lecture. 2. On peut recueillir autant d'échos que l'on donne d'impulsions de rephasage. En pratique, le signal s'affaiblit assez vite, devient parasité par des artéfacts (cela s'appelle le bruit), ce qui fait qu'on s'arrête souvent à deux échos. 3. Les échos successifs peuvent être symétriques (les TE sont identiques, par exemple 30 et 60 millisecondes), ou asymétriques (par exemple 30 et 80 millisecondes). Voyons maintenant l'influence du temps d'écho sur le signal reçu et pour cela reprenons les courbes T2 des tissus A et B. Nous constatons que l'intensité des signaux recueillis décline très rapidement. La différence de T2 entre deux tissus est plus manifeste au deuxième écho qu'au premier. En d'autres termes le choix du temps d'écho va influencer la différence de T2 des tissus. Nous ne pouvons pas influencer T1 et T2, qui sont des propriétés des tissus, mais en jouant avec TR et TE, nous pouvons obtenir des images plus ou moins dépendantes de T1 ou de T2. Par contre, si nous prenons maintenant le cas des tissus A et B avec un TR court de 0,5 seconde, nous voyons qu'un TE court conserve la différence de T1 entre les deux tissus que le TR court avait fait apparaître. Par contre un TE long va atténuer cette différence, voire la faire disparaître. Au total, TE, le temps d'écho, est le temps pendant lequel on laisse le signal décroître avant de l'enregistrer. Les séquences et leurs familles Définir une séquence, revient à choisir : un certain type d'impulsion RF, donnant un angle de bascule alpha une variété d'écho : écho de spin ou écho de gradient un TR un ou plusieurs TE 1. Le choix de l'écho détermine la famille Il y a deux manières de définir l'écho. Ceci détermine trois grandes familles. La famille Echo de spin (SE) qui donne des images en vrai T2. La famille écho de gradient (GE) qui donne des images dépendant de T2*. L'association écho de spin et écho de gradient constitue la famille des séquences hybrides (très rapides). Evolution des séquences disponibles en IRM 2. Toutes les séquences commencent par une impulsion RF mais le choix de l'impulsion ne caractérise pas la famille On a le choix entre trois types d'impulsions : 2.1. L'impulsion à 90° (la saturation récupération) Après une impulsion à 90°, les spins sont complètement saturés puisque la magnétisation à disparu. Dans les secondes qui suivent, ils vont récupérer leur magnétisation. C'est l'impulsion standard. Le mot saturation est synonyme de démagnétisation. En IRM, saturer signifie annuler le vecteur de Magnétisation Mz des protons par une impulsion de 90°. 2.2. L'impulsion d'un angle variable alpha La bascule de 90°, n'est pas forcément le meilleur angle. Pour chaque tissu, il existe un angle alpha qui donne le meilleur signal pour un TR donné. La diminution de l'angle alpha, va souvent de pair avec le raccourcissement du TR, et permet des séquences plus rapides. 2.3. L'impulsion de 180° : "l'inversion-récupération" : IR Elle sera décrite associée à la séquence spin écho classique, mais elle peut se rajouter à n'importe quelle séquence. Une impulsion de 180° le long de l'axe z inverse le vecteur de magnétisation Mz. Lorsque l'impulsion s'arrête, le vecteur Mz va revenir à sa position initiale, suivant sa courbe de relaxation T1. Ceci ne donne pas de signal mesurable, puisqu'il n'y a pas de composante de M dans le plan xy. Quelques millisecondes après l'impulsion de 180°, on applique une impulsion de 90°, qui va basculer dans le plan xy le vecteur Mz qui aura repoussé. Le temps entre l'impulsion initiale de 180° et l'impulsion de 90°, est appelé : Temps d'Inversion TI. Sur la figure ci-dessous, on a représenté la récupération de trois tissus types, le LCR, le muscle, la graisse. Au moment de l'impulsion de 90°, le LCR, n'est pas encore passé par le zéro et il y a un signal négatif. Le muscle est au zéro et ne donne aucun signal (il n'y a aucun vecteur de magnétisation à basculer). La graisse a dépassé le zéro depuis longtemps, et donne un signal positif. A partir de ces courbes de récupération, deux types d'images sont possibles : les images réelles et les images modules. L'image réelle est la plus informative. Les contrastes vont du noir pour les valeurs négatives de Mz, au blanc pour les valeurs positives de Mz. Au niveau du passage par le plan xy, le signal est gris, comme le fond de l'image. L'image module s'obtient si on ne tient pas compte de la négativité du vecteur Mz audessous du plan xy. Dans ce cas, chacun des tissus est représenté par sa valeur absolue, que sa magnétisation soit négative ou positive. Le LCR se retrouve en hypersignal, et des tissus très différents peuvent avoir un contraste voisin. La figure ci-dessous montre que pour deux tissus A et B, il existe un point ou les courbes se croisent, ce qui veut dire que le signal obtenu à partir de ces tissus sera identique. On ne pourra pas les dissocier, ce qui en pratique peut être gênant. Quels sont les avantages de l'inversion récupération ? Ils sont variables selon le TI utilisé. 1. Avec un TI de 400 à 600 msec, l'avantage majeur est de donner un meilleur contraste en T1. Comparons les courbes d'une séquence spin écho classique à celles d'une inversion récupération. La différence de la récupération de la magnétisation longitudinale (T1) est bien plus importante en IR, donc la différence de contraste entre les tissus sera plus grande. 2. Avec un TI beaucoup plus court de l'ordre de 150 msec, le signal de la graisse est presque annulé, car l'impulsion de 90° est donnée au moment où la graisse croise le zéro (le plan xy), et ne donne plus de signal. Cette séquence qui s'appelle STIR (Short TI Inversion Recovery) est très utilisée, chaque fois que l'on veut s'affranchir du signal de la graisse. Remarque : Il existe une autre façon de supprimer sélectivement le signal de la graisse. L'eau et la graisse n'ont pas tout à fait la même fréquence de résonance. Il existe entre eux un petit décalage chimique de 3,3 parties par million, soit 140 Hz à 1 tesla. On peut supprimer le signal de la graisse par une impulsion de fréquence très pure avant de commencer la séquence proprement dite. La graisse, étant saturée, ne donnera pas de signal. C'est la suppression spectrale, que l'on appelle FATSAT (Fat Saturation) ou SPIR (Spectral Saturation with Inversion Recovery). L'avantage de cette suppression spectrale de la graisse, est qu'elle peut être combinée avec n'importe quelle séquence, sans en modifier la pondération ni la réponse des autres tissus, ce qui n'est pas le cas du STIR. 3. On peut aussi supprimer spécifiquement le liquide céphalo-rachidien, en choisissant un TI adapté (aux environs de 2000 msec). Cette séquence s'appelle FLAIR (Fluid attenuated Inversion Recovery). En combinant les diverses possibilités d'échos et d'impulsions, nous obtenons les séquences que nous allons décrire ci-dessous. Description des séquences 1. La famille Spin Echo 1.1. Spin Echo classique L'avantage essentiel des séquences spin écho est de pouvoir obtenir des images en vrai T2. En effet, dans les séquences qui n'utilisent pas l'écho de spin, T2 est perdu dans T2*. L'angle de bascule de 90° n'est pas obligatoire mais c'est celui qui représente le meilleur compromis. La vraie caractéristique de la famille Spin Echo est l'existence d'une impulsion de 180° de rephasage des spins. C'est elle qui permet d'avoir un vrai T2. Le schéma ci-dessous représente la séquence spin écho classique. Séquence en spin écho classique avec 2 échos 1.2. Séquence rapide en écho de spin (Turbo Spin Echo : TSE) ou (Fast Spin Echo : FSE) La séquence spin écho rapide est un perfectionnement particulièrement intéressant. En spin écho conventionnel, le gradient de codage de phase est appliqué une seule fois, même si l'on recueille plusieurs échos. En spin écho rapide, l'impulsion initiale est suivie d'un train d'impulsions à 180°, donc d'un train d'échos (de 2 à 128), et un gradient de codage de phase différent est utilisé pour chaque écho, ce qui raccourcit le temps d'acquisition d'un facteur de 2 à 128 suivant le nombre d'échos recueillis (le plus souvent 8 ou 16). Ce nombre est appelé TURBO facteur. Lorsque le turbo facteur est très élevé, le signal diminue, et seuls les liquides qui ont un T2 très long vont encore donner un signal. Cette séquence est utilisée pour obtenir des images où seuls les liquides sont visibles, par exemple les voies biliaires dans la cholangio IRM. Une autre séquence particulière en Turbo Spin Echo est la séquence HASTE où seulement un demi-plan de Fourier est acquis et qui permet d'obtenir une coupe en une seconde. Turbo spin écho 2. La famille Echo de Gradient 2.1. Ce qui caractérise la famille écho de gradient, c'est l'absence d'impulsion de 180° de rephasage des spins. Séquence en écho de gradient Le rephasage des spins est obtenu en inversant les gradients, ce qui est réalisable beaucoup plus rapidement qu'une impulsion RF. C'est pourquoi l'avantage essentiel des premières séquences en écho de gradient a été le gain de temps (de deux à quatre fois)par rapport au spin écho classique. Lorsque l'angle de bascule initial est de 90°, il faut que le TR soit assez long pour que la magnétisation longitudinale Mz récupère incomplètement et le signal est de plus en plus faible, car la magnétisation transversale produite diminue également. Plus on raccourcit le TR, moins le Mz récupère et plus le signal est faible Si l'angle de bascule est inférieur à 90°, la magnétisation transversale de départ sera un peu moins élevée, mais la magnétisation longitudinale récupère beaucoup plus vite et après plusieurs impulsions, on va atteindre un état d'équilibre : Steady State. Etat d'équilibre (Steady State) atteint avec un TR très court et un angle alpha réduit La magnétisation longitudinale redevient alors la même entre chaque impulsion. Cet état d'équilibre dépend donc du TR, mai aussi de l'angle de bascule alpha. Tous les tissus n'ont pas le même angle de bascule optimal. L'angle pour lequel on obtient la magnétisation optimale d'un tissu donné s'appelle angle d'Ernst. En pratique, le contraste obtenu varie en fonction de l'angle alpha, du TR et du TE : Un angle alpha petit favorise un contraste en T2*. Un TR très court favorise un contraste T1. Un TE très court favorise un contraste T1. Cette séquence de base en écho de gradient a reçu des noms différents suivant les constructeurs ce qui complique considérablement et inutilement le sujet. Par exemple la même séquence s'appelle GRASS (Gradient écho in the Steady State) chez General Electric, FAST (Fourier Acquired Steady State) chez Picker, FFE (Fast Field Echo) chez Philips et FISP chez Siemens. Il existe des variantes de la séquence de base en écho de gradient. Lorsque le TR est très court par rapport à T2, (en pratique en dessous de 25 msec), il reste une magnétisation transversale résiduelle au moment de la nouvelle impulsion RF. Cette magnétisation transversale résiduelle entraîne un hypersignal parasite des liquides. Elle est détruite au moyen d'un gradient puissant appelé SPOILER. Séquence en écho de gradient avec un "spoiler" pour détruire la magnétisation transversale résiduelle Ce sont les séquences appelées FLASH (Fast Low Angle SHot), SPGR (SPoiled Gradient Recalled), etc. … Il existe d'autres variantes d'intérêt plus restreint. 2.2. Séquences rapides en écho de gradient (Turbo Gradient Echo : TGE) Le principe est le même que pour les séquences rapides en écho de spin. On utilise un gradient oscillant rapidement pour former un train d'échos à la suite d'une seule impulsion RF. Chaque écho est codé différemment par le gradient de codage de phase qui est administré en même temps. Séquence turbo écho de gradient (TGE) 3. Combinaison Echo de Spin et Echo de Gradient : les séquences hybrides Si les méthodes "turbo" dont il vient d'être question donnent des images de bonne qualité, en des temps parfois aussi brefs qu'une ou quelques dizaines de secondes, leur combinaison permet d'obtenir des images en un temps inférieur à la seconde. Ce sont les perfectionnements techniques incessants apportés aux antennes, aux gradients et à l'informatique qui permettent de réaliser l'acquisition du signal de la totalité d'un plan avec une seule impulsion. On peut combiner écho de spin et écho de gradient de plusieurs manières. La première est de partir d'une séquence turbo spin écho. Dans "l'enveloppe" de chaque écho on applique un gradient oscillant. On combine donc les effets positifs des deux séquences turbo, d'où le nom de TGSE (Turbo Gradient Spin Echo) ou encore de GRASE (GRadient And Spin Echo). Dans cette séquence on n'utilise pas des "turbo" facteurs très élevés, car on est encore limité par de facteurs techniques. La deuxième est connue sous le nom de séquence écho-planar (EPI). Sur le plan théorique, c'est presque une simplification de la précédente. La première partie de cette séquence est une séquence spin écho classique, c'est-à-dire qu'on y voit se succéder deux impulsions, l'une de 90°, l'autre de 180°. Sur cette base classique, on rajoute un gradient de lecture Gx qui oscille rapidement d'une amplitude (+) à une amplitude (-) pour former un train d'échos de gradients. Chaque écho est codé différemment par le codage de phase Gy qui est administré en même temps. Les lignes du plan de Fourier au lieu d'être acquises l'une après l'autre, sont acquises en une seule fois (EPI-single shot). Chaque oscillation du gradient de lecture correspond à une ligne du plan de Fourier et chaque incrémentation du gradient de phase correspond à un changement de ligne. Si on désire une matrice de 256 et si on décide de lire 32 lignes à la fois, il faudra en technique multi-shot 266/32 = 8 passages. Par rapport à un seul passage, la qualité de l'image sera nettement améliorée car il y aura moins de distorsions géométriques. Cette technique ultra-rapide donne des coupes en quelques millisecondes et ouvre la porte à l'exploration des mouvements articulaires, des flux comme celui du liquide céphalorachidien, du cœur et des vaisseaux, et à l'examen des malades non-coopérants et des enfants. Il permet l'imagerie de l'abdomen pendant une simple pause respiratoire. Néanmoins, pour les temps très court, la qualité de l'image n'est encore pas compétitive avec les séquences classiques et l'écho-planar doit être considéré avant tout comme un additif à une exploration standard, pour obtenir des informations fonctionnelles. Modification des séquences de base par les variantes 1. La synchronisation à l'ECG (gating cardiaque) Le temps de répétition TR peut être couplé au rythme cardiaque. Si celui-ci est de 60 par seconde, le TR sera de 1 seconde. Si on choisit de n'envoyer qu'une impulsion un battement sur deux, le TR sera de deux secondes. Le gating cardiaque est indispensable pour étudier le cœur, les gros vaisseaux du médiastin. 2. La compensation respiratoire (resp comp) Pour minimiser les artefacts dus aux mouvements respiratoires, on déclenche les impulsions RF toujours au même moment de la respiration. 3. La compensation de flux (sat, présat, flow comp) C'est une saturation utilisée pour éliminer le signal des organes non désirés. Pour cela une impulsion RF supplémentaire est appliquée au début de la séquence. Elle sature les spins parallèles ou perpendiculaires au plan de l'image, extérieurs à celui-ci mais susceptibles d'y rentrer s'il s'agit de flux ou d'artefacter la coupe s'il s'agit de mouvements comme ceux du cœur ou de l'aorte. 4. Le transfert de magnétisation (MTC : Magnetisation Transfert Contrast) Comme son nom l'indique, le transfert de magnétisation consiste à diminuer le signal de certains tissus en transférant leur magnétisation aux tissus voisins. Dans l'organisme, il existe des protons libres et des protons liés aux macromolécules. Les protons liés ne contribuent pas à l'image car leur relaxation est trop rapide. La largeur du spectre de résonance des protons liés est beaucoup plus grande que celle des protons libres. Différence des spectres de résonance des protons libres et des protons liés On rajoute une impulsion RF spécifique pour saturer les spins des protons liés. Une fois les protons liés saturés, les protons libres leur cèdent une partie de leur magnétisation. Donc le signa des protons libres diminue. Diminution du signal des protons librs après une impulsion de saturation des protons liés Le transfert de magnétisation réalise une forme indirecte de présaturation qui réduit le signal de certains tissus solides comme le parenchyme cérébral mais qui conserve le signal des composants liquides comme le sang. Le transfert de magnétisation est utilisé : En angioRM. Pour mieux voir les cartilages hyalins. Chaque fois que l'on veut augmenter le contraste entre deux tissus, l'un sensible au transfert de magnétisation, l'autre non.
