Effets de flux sur les images standards angiographie IRM

Effets de flux sur les images standards angiographie IRM
Imprimé par sur EMC-CONSULTE le lundi 15 mars 2004
Effets de flux sur les images standards angiographie
IRM
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Béatrice Falise : Docteur en médecine, ingénieur de l'École polytechnique
Jean-Michel Franconi : Docteur en physique
Wladimir Kawiecki : Docteur en médecine, ingénieur
Imagerie médicale, Sciences-division RMN 39-47, boulevard Ornano, 93527 Saint-Denis cedex
2 France
Traité de Radiodiagnostic VI - Principes et techniques d'imagerie : 35-242-A-10 (1994)
Résumé
Le signal d'imagerie par résonance magnétique (IRM) du noyau d'hydrogène n'est pas uniquement
déterminé par les temps de relaxation T1 et T2 du tissu dans lequel il se trouve ou par sa densité en
protons. Il est également fortement dépendant des mouvements. En particulier pour les vaisseaux,
en fonction de la vitesse du flux, de l'orientation du vaisseau par rapport à la coupe, du type de
séquence utilisé et des paramètres choisis, les images vasculaires offrent une grande variété de
signaux.
La compréhension de ces phénomènes est indispensable pour comprendre et interpréter les signaux
vasculaires et utiliser la grande richesse d'informations apportées par l'IRM pour l'étude des flux.
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Plan
Rappels physiologiques
Principaux effets du flux
Artefacts liés au flux
Imagerie des flux
Applications cliniques
Conclusion
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Rappels physiologiques
Flux veineux
Le flux veineux est en général un flux de type laminaire. Les vitesses sont le plus souvent faibles. Du
fait de la viscosité du sang, l'intensité des vitesses le long d'une section n'est pas constante ; le profil
des vitesses est parabolique. La vitesse du sang est nulle au niveau de la paroi du vaisseau et
maximale au centre (fig. 1) [3].
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Effets de flux sur les images standards angiographie IRM
Flux artériel
C'est un flux pulsatile, lié au cycle cardiaque, avec des vitesses maximales lors de la systole (100 à
150 cm/s dans l'aorte). Les vitesses peuvent s'annuler, voire devenir rétrogrades pendant la diastole.
Le flux artériel, en fonction des différentes phases du cycle cardiaque, peut être de type laminaire ou
turbulent (bifurcations...) avec une gamme de vitesses très étendue [3].
Autres mouvements ou flux
En dehors des vaisseaux sanguins, d'autres types de flux ou de mouvements peuvent être étudiés :
le flux très pulsatile du liquide céphalorachidien (LCR), la perfusion, la diffusion. Tous ces
mouvements peuvent affecter l'image IRM, mais nous ne décrirons ici essentiellement que les effets
des flux macroscopiques [3].
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Principaux effets du flux
La compréhension des phénomènes de flux en IRM n'est pas simple car toute la complexité de
l'hydrodynamique de l'être vivant est codée et prise en compte dans le signal IRM.
Rappels physiques
Il est important de comprendre que l'acquisition d'une image IRM se fait en deux étapes
essentielles : une première étape d'excitation réalisée par les impulsions de radiofréquence, une
seconde étape d'échantillonnage et de localisation qui permet la formation de l'image à l'aide des
gradients de champ magnétique. On obtient alors, après transformée de Fourier, un signal complexe
où les données sont portées par deux composantes : une composante réelle (R) et une composante
imaginaire (I). Ces deux composantes peuvent être combinées pour reconstruire l'image de
différentes façons. En particulier, l'image en magnitude (imagerie IRM de routine) est construite à
partir de la valeur l'image en phase (image en zèbre) est formée à partir de la valeur
arctang (I/R).
Tout mouvement qui se produit pendant la phase d'excitation ou pendant la phase d'échantillonnage
va modifier le signal.
Le mouvement existant entre les phases d'excitation des protons par l'application des impulsions de
radiofréquence (TR) produira un effet de temps de vol ou rehaussement paradoxal ou entrée de
coupe. Le mouvement enregistré pendant la phase d'encodage va induire les déphasages des spins.
Ces deux phénomènes vont être décrits séparément pour une meilleure compréhension, bien qu'ils
surviennent simultanément.
Effets d'entrée et de sortie de coupe
Cet effet, appelé aussi rehaussement paradoxal ou effet de temps de vol, est maximal pour les
vaisseaux perpendiculaires au plan de coupe. En fonction de la séquence et des paramètres choisis,
de la vitesse du flux, il peut se traduire par un rehaussement ou une perte de signal.
Phénomène de sortie de coupe ou temps de vol
Maximal pour les séquences de type spin écho, cet effet se traduit par une perte de signal
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intravasculaire. En spin écho, pour qu'il y ait création d'un écho (et donc d'un signal), un groupe de
protons doit être exposé à deux impulsions de radiofréquence : une de 90° puis une de 180° qui sont
sélectivement appliquées sur une coupe. Les spins mobiles subissant l'impulsion de 90° ne sont plus
dans la coupe lors de l'impulsion de 180°. Non rephasés, ils ne participent pas au signal et l'intérieur
du vaisseau est en hyposignal. Plus le flux est rapide et plus le TE (temps d'écho) de la séquence
est long, plus l'effet de sortie de coupe est maximal (fig. 2) .
Phénomène d'entrée de coupe ou rehaussement paradoxal
Cet effet est maximal pour les séquences d'écho de gradient ou spin écho à TR courts. Les tissus
stationnaires subissant des impulsions de radiofréquence très rapprochées n'ont plus le temps de
relaxer et ont un signal faible ou saturé. Dans les vaisseaux circulants, les protons sont
régulièrement renouvelés ; l'effet de saturation n'a pas lieu et le signal intraluminal reste intense. Il
existe alors un effet de rehaussement du signal du flux par rapport à celui des tissus stationnaires
(fig. 3).
Plus le TR de la séquence est court, l'angle de bascule important, le flux rapide et le volume exploré
petit, plus l'effet de rehaussement du signal du flux est important .
Effets de déphasage
Pour obtenir un signal maximal, et donc une qualité d'image optimale, les protons d'un même voxel
doivent être en phase au moment de l'écho. La fréquence de précession du proton dans un champ
magnétique est égale à :
( 0 : fréquence de précession ; : ratio gyromagnétique ; B0 : champ magnétique)
Or pour encoder spatialement le signal (seconde phase de l'acquisition de l'image) des variations
locales de champ magnétique (gradients de champ) sont créées, induisant des déphasages liés aux
différentes fréquences de précession induites. Toutefois, les séquences d'imagerie sont conçues
pour que les vecteurs d'aimantation des protons immobiles d'un même voxel soient tous en phase
au moment du recueil du signal. A cet effet, tout gradient d'encodage est compensé par un autre
gradient de polarité inverse qui permet d'établir une cohérence de phase au moment de l'écho.
Un flux laminaire dans un gradient de champ induit des déphasages dus aux différentes vitesses des
protons d'un même voxel. Le gradient compensateur est inefficace dans ce cas. Les vecteurs
d'aimantation des protons mobiles ne seront donc pas en phase avec ceux des protons stationnaires
au moment du recueil du signal qui sera diminué (fig. 4).
Tous les gradients n'ont pas la même influence sur le déphasage des protons mobiles. Le gradient
de sélection de coupe est court, actif lors de l'impulsion de radiofréquence et compensé
immédiatement. Son action est surtout sensible sur les gros vaisseaux perpendiculaires au plan de
coupe (exemple : aorte, veine cave sur une coupe axiale). Le gradient de codage en fréquence est
actif plus longtemps, compensé à distance. Son action est sensible sur les vaisseaux dans le plan de
coupe, même pour des vitesses relativement lentes. Lors de l'étape de codage en phase, chaque
voxel se voit attribuer une phase qui permet ensuite sa localisation le long de cet axe. Du fait de la
vitesse des protons mobiles, la phase du voxel est modifiée et il apparaît une ambiguïté du codage
spatial résultant en une perte de signal intravasculaire et à la création d'images fantômes .
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Artefacts liés au flux
Images fantômes
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Comme cela vient d'être décrit, il existe, du fait du mouvement des protons circulants, une ambiguïté
du codage spatial dans le sens de la phase. Cet effet se traduit par la présence, dans le sens
d'encodage de phase, d'images fantômes du vaisseau. Cet artefact existe quelle que soit
l'orientation du vaisseau par rapport au plan de coupe. Il peut être réduit ou supprimé par différentes
techniques.
Synchronisation cardiaque ou pseudo-synchronisation
L'acquisition peut être synchronisée au rythme cardiaque, le recueil du signal pour une même coupe
se faisant alors toujours au même moment du cycle cardiaque. Les vitesses des protons circulants
sont alors gelées et les artefacts de mouvements très diminués (surtout si le flux est pulsatile).
Une pseudo-synchronisation peut être obtenue en choisissant pour la séquence un TR proche du
rythme cardiaque (R-R) du patient [6].
Utilisation de bandes de présaturation
Le signal d'un vaisseau perpendiculaire à une coupe, et les artefacts qu'il produit, peuvent être
éteints par l'utilisation d'une bande de présaturation placée en amont du flux [14].
Rephasage des flux
Rephasage des échos pairs
Sur une séquence spin écho à deux échos symétriques, on remarque une diminution du signal
intravasculaire (par déphasage) sur l'image du premier écho et un signal intravasculaire intense sur
les images du second écho. Cet effet est appelé rephasage des échos pairs, et s'exerce sur les flux
à vitesse constante. Si des mouvements d'ordre supérieur existent (flux accéléré, turbulent...), le
rephasage ne sera pas complet sur ce second écho. Cette évolution du signal sur les deux échos est
souvent utilisée pour affirmer la présence d'une structure circulante. Tous les échos pairs d'une
séquence multi-échos ont la même propriété de rephasage .
Séquences avec compensation de flux
L'effet de rephasage observé lors de l'écho pair en spin écho peut être créé au niveau du premier
écho d'un spin écho ou en séquence d'écho de gradient par l'adjonction de deux gradients de champ
de polarité inverse. Ces gradients de champ permettent de corriger au moment de l'écho le
déphasage des spins circulants à vitesse constante, quelle que soit cette vitesse. C'est le principe du
rephasage des flux (fig. 5). L'adjonction d'autres gradients supplémentaires peut également corriger
des déphasages liés à des mouvements d'ordre supérieur (accélération, flux tourbillonnaires...), mais
le TE est alors très allongé et la qualité d'image dégradée .
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Imagerie des flux
Vaisseau perpendiculaire à la coupe
Ce sont les phénomènes d'entrée et de sortie de coupe qui sont prépondérants, liés au type des
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séquences utilisées.
Flux rapides
Echo de gradient
Séquence à TR courts, le rehaussement paradoxal sera maximal. Les vaisseaux circulants
apparaissent hyperintenses sur l'image. La dispersion de phase est en général secondaire (TE
courts), mais des images fantômes peuvent apparaître le long de l'encodage de phase, surtout si la
séquence n'est pas rephasée.
Spin écho
Le phénomène de rehaussement paradoxal s'épuise rapidement et n'est en général présent que sur
la première coupe. Le signal intravasculaire est le plus souvent diminué par effet de sortie de coupe
et par déphasage. Des artefacts fantômes le long de l'encodage en phase sont souvent présents. Ils
peuvent être réduits par l'utilisation d'une séquence avec rephasage de flux ou la synchronisation de
la séquence sur le rythme cardiaque.
Flux lents
L'effet d'entrée de coupe est moindre et le signal intravasculaire diminué. En écho de gradient
bidimensionnel monocoupe, un hypersignal intravasculaire peut être maintenu par effet d'entrée de
coupe.
Vaisseau dans le plan de coupe
Dans ce cas, le phénomène d'entrée et de sortie de coupe devient secondaire. En général, le
phénomène de perte de cohérence de phase est maximal et se traduit par une perte de signal
intravasculaire et par la création d'images fantômes. Ces effets sont d'autant plus marqués que le TE
de la séquence est long, les vitesses rapides et variables, et la résolution spatiale faible. L'utilisation
de séquences avec rephasage des flux est alors recommandée.
Déplacement de l'image d'un vaisseau oblique dans la coupe
Quand un vaisseau a un trajet oblique dans le plan de coupe, on observe un décalage entre le signal
des parois du vaisseau fixes et celui des protons du flux.
Ce décalage est la conséquence des différents temps de l'encodage spatial : l'encodage en phase
est réalisé au début de la séquence, l'encodage en fréquence au moment du recueil du signal. Entre
les deux encodages, les protons mobiles se sont déplacés et sont donc encodés à deux endroits
différents. Il en résulte un déplacement de l'image vasculaire sur l'image (fig. 6) .
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Applications cliniques
Une bonne maîtrise de ces différents effets permet d'établir une sémiologie vasculaire à partir des
images IRM, et de développer de nouvelles applications.
Identification des structures circulantes
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