Présentation

Dans , l'imagerie pondérée T2*, la désintégration de l'aimantisation transversale est exquise et sensible aux inhomogénéités locales du champ magnétique causées par des variations de sensibilité des tissus. Contrairement aux séquences conventionnelles pondérées T2, qui recentrent le décapage statique à l'aide d'une impulsion recentrée de 180°, les séquences T2* reposent sur des échos gradients qui permettent à ces perturbations de champ de s'accumuler. Cela fait de l'imagerie pondérée T2* un outil puissant pour détecter les dépôts de fer, les hémorragies, la calcification et d'autres changements de tissus liés à la sensibilité.

Les bases de la magnétisation dans l'IRM

La spin nucléaire et la magnétisation nette

Les noyaux d'hydrogène (1[H) possèdent un moment magnétique dû à leur spin. Lorsqu'ils sont placés dans un champ magnétique externe puissant ([B0, ces moments s'alignent soit sur le champ, soit sur un champ parallèle (énergie inférieure) ou sur un antiparallèle (énergie supérieure). Un léger excès d'orientation parallèle crée un vecteur d'aimantation nette (M) pointant le long de l'axe longitudinal.

Excitation et détente

Appliquer une impulsion de radiofréquence résonante (RF) en bout M loin de l'axe longitudinal dans le plan transversal. Après l'impulsion, deux processus de relaxation indépendants se produisent:

  • T1 relaxation (spin-lattice): récupération de l'aimantation longitudinale par transfert d'énergie vers le réseau environnant; détermine la rapidité avec laquelle le signal peut être répété.
  • T2 relaxation (spin-spin): désintégration de l'aimantation transversale due à des interactions aléatoires entre les spins voisins, provoquant un déphasage irréversible.

Dans la pratique, un déphasage supplémentaire est produit par des inhomogénéités statiques du champ magnétique – à la fois macroscopiques (impérifères shim, limites air-tissus) et microscopiques (sensibilités variables dans le tissu). L'effet combiné est décrit par une constante de temps plus courte, T2* (lire comme T2-star). La relation est donnée par : 1/T2* = 1/T2 + 1/T2′, où T2′ représente le composant en raison d'inhomogénéités statiques du champ.

Gradient Echo vs Spin Echo

Les séquences d'échos de spin (SE) déploient une impulsion recentrant 180° qui inverse l'accumulation de phase causée par les inhomogénéités statiques du champ, produisant une enveloppe de signal qui se désintègre avec T2, et non T2*. Les séquences d'échos de gradient (GRE) omettreont, par contre, l'impulsion de 180°. Ils utilisent plutôt un gradient de lecture bipolaire pour former un écho; tout effet de dés résonance s'accumule sur des échos successifs, donnant un signal qui se désintègre avec T2*.

Imagerie et susceptibilité pondérées T2*

Qu'est-ce que la susceptibilité magnétique?

La susceptibilité magnétique (χ) est une propriété sans dimension décrivant comment un matériau devient magnétisé lorsqu'il est placé dans un champ magnétique.

  • Diamagnétique (χ < 0): faiblement opposée au champ (p. ex. eau, calcium, os).
  • Paramagnétique (χ > 0): améliore faiblement le champ (par exemple, gadolinium, désoxyhémoglobine, fer dans la ferritine).
  • Ferromagnétique (χ 0): fortement augmenté et reste magnétisé (rare in vivo).
  • Superparamagnétique (x intermédiaire): particules qui deviennent magnétisées dans un champ mais ne conservent pas l'aimantation après enlèvement (p. ex. nanoparticules d'oxyde de fer utilisées comme agents de contraste).

Les différences χ entre les tissus adjacents créent des gradients de champ magnétique locaux. Dans les séquences GRE pondérées en T2*, les spins dans ces régions précédent à différentes fréquences, provoquant un déphasage rapide et une perte de signal – la marque des effets de susceptibilité .

T2* Mécanismes contrastés

L'intensité du signal dans une image pondérée en T2* reflète le taux de relaxation transversale locale. Des substances paramagnétiques fortes (comme l'hémosiderine à partir d'hémorragies chroniques) produisent de grandes perturbations sur le terrain, entraînant une perte profonde du signal. Ceci est exploité dans l'imagerie clinique pour identifier les microsaignements, la surcharge en fer et les structures veineuses (où le sang désoxygéné est paramagnétique).

La pondération T2* pure est obtenue en sélectionnant un temps d'écho long (TE) dans une séquence GRE, généralement de 15 à 40 ms à 1,5T et de 10 à 30 ms à 3T, selon le tissu ciblé. À des concentrations de champ supérieures, les effets de susceptibilité sont amplifiés proportionnellement à B0, offrant un meilleur contraste mais aussi des artefacts accrus.

Imagerie avec pondération de la sensibilité (SWI)

Une extension spécialisée du GRE pondéré T2* est l'imagerie pondérée par la sensibilité (SWI)[, qui combine l'information de magnitude et de phase pour améliorer le contraste pour les substances présentant des sensibilités différentes. L'ISF est très sensible pour les structures veineuses, les microsaignements et la teneur en fer, et est devenue une séquence standard dans les protocoles d'IRM cérébrale. L'image de phase fournit des informations supplémentaires: les substances paramagnétiques provoquent un déplacement de phase négatif (par rapport à l'arrière-plan) tandis que les substances diamagnétiques provoquent un changement positif, aidant à discriminer, par exemple, l'hémorragie de la calcification.

Effets de magnétisation et de susceptibilité

Distortions locales et déphasages

Lorsqu'une région tissulaire contient une substance dont la sensibilité diffère de son environnement, le champ magnétique est perturbé à l'intérieur et à l'extérieur de la région. Cette perturbation, décrite par les équations de Maxwell, crée des gradients de champ qui varient spatialement. Les spins qui diffusent à travers ces gradients subissent une gradation aléatoire supplémentaire – appelée déphasage dynamique – tandis que les spins stationnaires subissent une gradation statique partiellement réversible avec une impulsion de 180°.

L'ampleur du décalage de champ à un point r est donnée (au premier ordre) par:

ΔB(r) = (x(r) – χref) · B[0 · f(géométrie)

où χref est la susceptibilité du milieu de référence (souvent l'eau ou le parenchyme cérébral), et f(géométrie) explique la forme de la source de susceptibilité (sphère, cylindre, etc.). Pour les dépôts de fer sphérique, la perturbation du champ se désintègre en 1/r3 du centre, créant ainsi un motif dipolaire caractéristique.

Principales sources de variation de sensibilité à Vivo

  • Iron: stocké sous forme de ferritine et d'hémosiderine dans le foie, la rate et les noyaux cérébraux profonds (globus pallidus, substantia nigra, noyau rouge, noyau denté). Une accumulation excessive de fer est observée dans les maladies neurodégénératives (Parkinson, Alzheimer, sclérose en plaques) et dans l'hémochromatose. L'effet paramagnétique du fer raccourcit T2* et produit une hypointensité sur les images GRE.
  • Sang désoxygéné: La désoxyhémoglobine est paramagnétique en raison des quatre électrons non appairés dans son hémène. Dans le sang veineux, le paramagnétique crée des différences de phase entre le lumen du vaisseau et le parenchyme, qui est la base de l'imagerie BOLD (dépendante du niveau d'oxygène du sang) et de la visualisation des veines cérébrales dans SWI.
  • Calcium: Le calcium est diamagnétique. Dans une séquence GRE, il provoque une petite perte de signal, mais le déplacement de phase est opposé à celui des substances paramagnétiques (c.-à-d., déplacement de phase positif par rapport à l'arrière-plan).
  • Les interfaces air-tissu: La grande différence de sensibilité entre l'air (χ 0,36×10−6, essentiellement zéro) et les tissus (χ ↓ –9×10−6) crée des gradients de champ graves aux interfaces sinusales, à la base du crâne et aux parois pulmonaires.
  • Agents contrastants: Les agents à base de gadolinium sont paramagnétiques et raccourcissent T1 (utilisés pour l'amélioration pondérée T1) mais affectent également T2* en provoquant des inhomogénéités locales de champ à des concentrations élevées ou sous des formes complexes de calcium (par exemple, agents macrocycliques ou linéaires).

Artéfacts de sensibilité dans l'imagerie clinique

Bien que les effets de sensibilité soient précieux pour la caractérisation des tissus, ils causent aussi des artefacts d'image qui dégradent la qualité diagnostique.

  • Décrochage de signaux[: Perte complète du signal dans les régions de gratification rapide, p.ex., adjacente à des clips chirurgicaux, au matériel dentaire ou à l'os pétreux.
  • Distorsion géométrique: Enregistrement erroné des spins en raison de changements de fréquence, proéminent dans les séquences EPI (imagerie pondérée par diffusion).
  • Blurring et sonnerie: Occupe lorsque la fonction de diffusion ponctuelle est élargie par des inhomogénéités de champ, en particulier avec de longs trains d'écho.

Les stratégies visant à atténuer ces artéfacts comprennent l'amélioration du shimming, la réduction de l'ET, la taille du voxel, l'imagerie parallèle et l'utilisation de l'inclinaison de l'angle de vue ou du z-shimming. Pour un examen complet des techniques de réduction des artéfacts, voir l'article sur artéfacts de susceptibilité dans l'IRM par Hargreaves et al. (Radiographie).

Cartographie quantitative de la sensibilité (QSM)

Une évolution plus récente est la cartographie quantitative de la susceptibilité (QSM), qui reconstitue la distribution spatiale sous-jacente de la susceptibilité magnétique à partir des données de phase d'une acquisition GRE. QSM supprime l'effet dipolaire non local et fournit une mesure directe de la teneur en fer tissulaire, du calcium et d'autres espèces paramagnétiques/diamagnétiques. Il a trouvé des applications cliniques pour quantifier l'accumulation de fer dans les maladies neurodégénératives, estimer le volume d'hémorragie dans les microsaignements cérébraux et dans la venographie.

Incidences sur l'imagerie et le diagnostic

Détection d'hémorragie (microsaignements cérébraux)

Les microsaignements cérébraux pondérés en fonction de la T2* (CMBs) sont les séquences de choix pour détecter les microsaignements cérébraux (CMBs). Ces petites hémorragies chroniques sont des foyers hypointenses dus à des dépôts d'hémosiderine. Les CMBs sont associés à l'hypertension, à l'angiopathie amyloïde cérébrale, aux lésions cérébrales traumatiques et aux traitements anticoagulants. Leur présence et leur distribution (lobar vs profonde) aident à différencier la maladie sous-jacente des petits vaisseaux.

Troubles dus à la surcharge de fer

Les patients atteints d'hémochromatose héréditaire, de thalassémie ou de transfusions sanguines répétées accumulent du fer dans le foie, le cœur et les organes endocriniens. Le temps de relaxation T2* dans le foie est inversement lié à la concentration en fer. La cartographie T2* deiver à l'aide d'une séquence GRE multiécho permet une quantification non invasive de la teneur en fer hépatique, aidant ainsi à guider le traitement par la chélation.

Maladies neurodégénératives

Dans la maladie de Parkinson, l'augmentation du fer dans le substrat nigra pars compacta est corrélée avec la sévérité des symptômes moteurs. Dans la sclérose en plaques, les lésions du bord du fer (dégradations du bord paramagnétique sur l'IBS) indiquent des plaques actives chroniques avec inflammation continue. La maladie d'Alzheimer montre une élévation du fer dans l'hippocampe et les ganglions basaux.

Calcification vs Hémorragie Différenciation

La calcification et l'hémorragie chronique semblent hypointenses sur les images pondérées en T2* de magnitude. Cependant, les images de phase de l'IW ou du MQS révèlent des changements de phase opposés : les calcifications sont diamagnétiques (déplacement positif de phase, c'est-à-dire plus fréquentes) tandis que l'hémorragie est paramagnétique (déplacement négatif de phase), une distinction essentielle pour caractériser les tumeurs cérébrales, les phakomatoses (par exemple, sclérose tuberculeuse) et les malformations vasculaires.

Imagerie vasculaire et POLD

L'imagerie pondérée T2* est la base de IRM fonctionnelle (fMRI)[ en utilisant l'effet BOLD. La désoxyhémoglobine dans les lits capillaires agit comme un agent de contraste endogène. Au cours de l'activation neuronale, le flux sanguin augmente, diluant la désoxyhémoglobine, ce qui réduit le déphasage paramagnétique et augmente le signal pondéré T2*. Bien que BOLD fMRI soit principalement utilisé pour cartographier la fonction cérébrale, la physique de susceptibilité sous-jacente est identique à celle de T2* contraste dans l'imagerie structurelle.

Au-delà du cerveau, des séquences pondérées en T2* sont utilisées dans le cœur pour détecter le fer myocardique, dans le foie pour l'évaluation des maladies hépatiques graisseuses (par la correction de T2* pour la séparation eau-graisse IDEAL) et dans l'imagerie musculosquelettique pour détecter l'hémosiderine dans l'arthrose hémophile ou la synovite villonodulaire pigmentée (PVNS).

Considérations pratiques à l'intention des technologues et des radiologistes

Optimisation des séquences

Pour obtenir des images de diagnostic pondérées en T2, les paramètres suivants doivent être adaptés à la question clinique et à la force sur le terrain :

  • Echo time (TE)[: Pour l'IBP, utiliser de longues TE pour maximiser le contraste de sensibilité, mais éviter une perte excessive de signal (TE typique à 1,5T: 40 ms; à 3T: 20–25 ms; à 7T: 10–15 ms).
  • Résolution : Utiliser des voxels isotropes (p. ex. 0,5–1 mm3) pour la détection des petits vaisseaux et des microsaignements; les voxels plus gros augmentent les effets partiels du volume et réduisent le contraste.
  • Angle de glissement: Un petit angle de bascule (15-25°) réduit la pondération T1 et maximise le contraste T2*; un angle de bascule plus grand (≥30°) ajoute la pondération T1, qui peut être souhaitable pour des applications spécifiques.
  • Compensation de flot[: Appliquer le moment de gradient en s'effilant dans la tranche et en suivant les instructions de lecture pour supprimer les artefacts d'écoulement pulsatile des artères et des veines.
  • Imagerie parallélienne : Utilisez des facteurs d'accélération de 2 à 3 pour raccourcir le temps de balayage et réduire le flou lié à la sensibilité; une accélération plus élevée peut causer du bruit du facteur g.
  • Shimming: Le shimming actif (en particulier le second ordre) est critique à 3T et au-dessus pour minimiser les inhomogénéités macroscopiques B0, surtout près des interfaces air-tissus. Dans des régions comme l'orbite ou les lobes temporels, le shim local peut être nécessaire.

Atténuation des artéfacts en pratique clinique

Lorsque les artefacts de susceptibilité dégradent la qualité de l'image, il faut tenir compte des ajustements suivants :

  • Réduire l'ET pour réduire le temps de décapage (au coût du contraste T2*).
  • Augmenter la bande passante du récepteur et/ou raccourcir la longueur du train d'écho pour les séquences basées sur l'EPI (p. ex., DWI).
  • Utilisez un GRE à prise unique ou multi-prises avec lectures segmentées de l'espace k pour réduire la distorsion.
  • Appliquer la correction de distorsion par carte de champ dans le post-traitement (disponible sur la plupart des scanners modernes).
  • Pour les patients avec des implants métalliques, utilisez des techniques de basculement de l'angle de vue ou de SEMAC (encodage de tranche pour la correction des artefacts métalliques) ; ces dernières sont disponibles en séquences exclusives (par exemple, MAVRIC, WARP).

En résumé, une compréhension approfondie de l'interaction entre l'aimantation et les effets de susceptibilité permet à l'équipe d'IRM d'acquérir des images pondérées en T2* de haute qualité qui maximisent le rendement diagnostique tout en minimisant les pièges liés aux artefacts.

Conclusion

Le rôle de la magnétisation dans l'imagerie pondérée par T2* est à la fois fondamental et profond. De l'alignement initial des spins d'hydrogène dans le champ magnétique au déphasage rapide causé par le fer paramagnétique et le sang désoxygéné, chaque étape de l'évolution des signaux est régie par les propriétés magnétiques du tissu. Les effets de susceptibilité, captés exquisement par les séquences d'écho gradient, offrent aux cliniciens une fenêtre inestimable sur la composition tissulaire et la pathologie que les techniques classiques d'écho spin ne peuvent pas correspondre.