µ - Le Repaire des Sciences

Terminale S – Physique Document
Chapitre 14
Imagerie par Résonance Magnétique
1 – Présentation
L’IRM est une technique de diagnostique médical puissante qui fournit des images tridimensionnelles et
en coupe de grande précision anatomique. L’IRM est une technique radiologique récente, non invasive et
sans effets secondaires connus, basée sur le phénomène physique de résonance magnétique nucléaire. Il
s'agit simplement d'observer la résonance magnétique nucléaire (RMN) des protons de l'eau contenus
dans l’organisme, c'est à dire la réponse des noyaux soumis à un champ magnétique extérieur et à une
excitation électromagnétique.
L'intensité recueillie pour un élément de volume (voxel) dépend de la concentration de l'eau à
l'endroit considéré et on obtient ainsi une image tridimensionnelle de la répartition de l'eau dans le corps
d'un patient. Selon la méthode utilisée, le contraste entre deux voxels peut être augmenté si les temps de
relaxation des spins nucléaires (décrivant le retour à l'équilibre des noyaux après l'excitation) diffèrent
dans les deux zones. Il est donc possible d'observer des altérations des tissus (telles que des tumeurs)
grâce aux différences de densité et de relaxation de l'eau.
La résonance magnétique nucléaire est une technique en développement depuis une cinquantaine
d'années. Le phénomène physique a été conceptualisé en 1946 par Bloch et Purcell (prix Nobel de
physique en 1952). Cette technique a depuis été largement utilisée par les chimistes, puis les biologistes.
Les premiers développements en Imagerie par Résonance Magnétique datent de 1973 ; les
premières images chez l'homme ont été réalisées en 1979. Aujourd'hui, l'IRM est devenue une technique
majeure de l'imagerie médicale moderne. Potentiellement, elle est appelée encore à des développements
importants.
2 – Principe de fonctionnement
L’IRM est une technique basée sur l’observation de la résonance magnétique nucléaire (RMN) des
protons de l’eau. En effet, l’eau constitue environ 70% du corps humain et le proton 1H est naturellement
abondant et très sensible en RMN.
L’intensité du signal observé va donc dépendre de la concentration en eau, mais aussi du temps de
relaxation des spins nucléaires. Ainsi on pourra obtenir une image de la répartition en eau dans le corps
du patient.
Le rôle des agents de contraste va être de diminuer ce temps de relaxation afin d’augmenter l’intensité des
signaux.
2.1 – Magnétisme atomique
Tout noyau porte une charge. Cette charge tourne autour de l’axe nucléaire et engendre un dipôle
magnétique qui s’exprime par une grandeur appelée moment magnétique (spin) et noté
µ
. En absence de
champs, les moments magnétiques ne sont pas orientés (Figure 2).
+
–
µ
Figure 2.
Moment magnétique nucléaire

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En présence d’un champ magnétique
o
H
statique, les moments magnétiques prennent 2I+1 orientations
soit deux orientations pour 1H (I=1/2) (Figure 3). Ces deux orientations correspondent à deux états
d’énergie.
En présence de ce champ, les moments magnétiques associés aux deux états d’énergie se mettent en
mouvement et décrivent deux cônes de précession. Ce mouvement a une vitesse correspondant à une
fréquence de précession ω0.
2.2 – Résonance du signal
Pour observer la résonance (Figure 4), il faut fournir une énergie permettant aux noyaux de passer de
l'état fondamental à l'état excité. Cette énergie est fournie par un second champ magnétique
1
H
d'intensité
106 fois plus faible que
o
H
. Dans le cas d'un spectromètre à transformée de Fourier,
1
H
est envoyé sous
forme d'impulsions très brèves (de l'ordre de la microseconde) afin d'obtenir la résonance.
1
H
, perpendiculaire à
o
H
, tourne autour de celui-ci à une vitesse angulaire variable .
Lorsque la fréquence de rotation de
1
H
est égale à la fréquence de précession de spin, il y a résonance et
passage du spin à un niveau d’énergie supérieur.
Les protons alignés dans le champ magnétique sont représentés par un vecteur de magnétisation
M
qui a
deux composantes, la magnétisation longitudinale Mz et la magnétisation transversale Mxy.
Si on supprime le champ
1
H
, le vecteur
M
a tendance à revenir à sa position initiale c'est à dire
colinéaire à l'axe Oz. Sa composante My se déphase et tend alors vers 0, de même pour Mx, tandis que Mz
croît. Cette décroissance de My se fait de façon exponentielle et engendre un courant induit dans une
bobine située sur l'axe Oy.
x
y
z
o
H
1
H
M
y
M
z
M
o
M
O
bobine de
détection
µ

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

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Cette décroissance de la composante transversale se fait en général plus vite que ne le veut le simple
retour à l'équilibre de la composante longitudinale. Elle se caractérise par le temps de relaxation T2
(encore appelé temps de relaxation "spin-spin"). T2 est en réalité le temps pendant lequel l’intensité
décroît de deux tiers de sa valeur initiale.
Ce temps de relaxation T2 est toujours inférieur au temps de relaxation T1. Il dépend lui aussi de la
mobilité des atomes ou des molécules sur lesquelles ces protons sont engagés.
Ces temps de relaxation vont varier pour un tissu donné selon l'organisation physico-chimique de
l'eau dans ce tissu, et c'est sur ces variations que l’on s'appuie pour détecter au sein d'un tissu les
modifications liées à la présence d'une lésion. Voici quelques valeurs de T2 dans un champ de 1 Tesla
(Tableau 2).
graisse 84 ms
muscle 47 ms
substance blanche 92 ms
Substance grise 101 ms
Tableau 2 : Valeur du T2 de certains tissus dans un champ de 1 Tesla.
En résumé les temps de relaxation T1 et T2 des tissus dépendent de la mobilité des noyaux d'hydrogène
présents dans ces tissus : ces temps de relaxation augmentent avec l'hydratation de ces tissus, ils
diminuent lorsque cette hydratation diminue. C'est ce qui fait dire, très schématiquement, que la densité
d'hydrogène, le T1 et le T2, pour un tissu donné lors d'une affection aiguë, varie dans le même sens. En
effet un processus lésionnel aigu s'accompagne dans la plupart des cas de phénomènes inflammatoires et
œdémateux qui ont pour résultat d'augmenter la quantité d'eau dans ces tissus. Dans un tissu cicatriciel
par contre ce sera le contraire.
2.4 – Agents de contraste
En IRM, l’intensité du signal est souvent insuffisante pour permettre d’observer une différence
convenable entre les parties saines ou affectées de l’organisme. Une façon très simple d’influencer le
signal en IRM est d’augmenter le contraste, soit en augmentant le temps de l’examen pour permettre de
prendre plus d’acquisitions, soit en utilisant un agent de contraste spécifique ou non spécifique.
Ces clichés IRM de la tête (figure
8) d’un patient nous montre la
différence entre une IRM sans
(clichés à gauche), et une IRM
avec agent de contraste (clichés à
droite). Nous voyons clairement la
présence d’une tumeur, tache
claire à la base de l’hémisphère
gauche du cerveau après l’injection
d’un agent de contraste.
Figure 8.
Exemple de clichés IRM

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De nos jours, deux types d’agents de contraste sont commercialisés :
les produits iodés
les produits d’IRM
Par la suite, nous allons étudier ces deux types de produits en mettant un accent particulier sur les
agents de contraste paramagnétiques du gadolinium.
3 – Le matériel
3.1 – L'aimant principal
Cet aimant va produire un champ magnétique Bo. La fréquence de résonance des protons sera
proportionnelle à la valeur du champ principal Bo. Le Bo peut être produit par :
- Un aimant résistif: C'est un électro-aimant. Un courant électrique parcourt la bobine entourant un
noyau de fer doux. Ce type de bobine produira de la chaleur par effet de Joule, un champ
magnétique relativement faible.
- Un aimant supraconducteur: Il sera basé sur le même principe mais sera refroidi à une température
proche de 0 K. Il y a ainsi création d'un aimant de champ élevé avec une consommation
d'électricité plus faible. C’est le type d’aimant installé aujourd’hui.
- Un aimant permanent: Il peut être créé par un ensemble de corps paramagnétiques. Il faut que le
Bo soit très homogène: c'est un facteur de qualité de l'appareil. Cependant il ne sera jamais
entièrement uniforme: il le sera à 10–5 ou 10–6 près. L'intensité du Bo conditionne la qualité de
l'image. Le rôle du Bo est de faire entrer les protons en résonance.
3.2 –Les bobines de gradient
On va superposer à Bo un gradient de champ magnétique en fonction de l'espace. Ce champ magnétique
est produit par des bobines parcourues par un courant continu. Il y aura des paires de bobines : il faut
deux bobines pour créer un gradient de champ et une paire par direction de l'espace. Elles réalisent une
variation graduelle de champ B dans l'espace permettant un codage spatial de l'image.
3.3 –Les antennes de champ radio fréquence
Les ondes radio fréquences sont constituées par un champ magnétique et par un champ électrique
perpendiculaire entre eux. Ces antennes vont émettre un champ B1. Ce champ sinusoïdal, variable en
fonction du temps, est de valeur assez faible. Leur rôle va être d'émettre les impulsions radio fréquences
et permettre la réception du signal.