L’imagerie de susceptibilité magnétique : théorie et applications

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    31-Dec-2016

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<ul><li><p>J Radiol 2004;85:1901-8 ditions Franaises de Radiologie, Paris, 2004 mise au point neuroradiologie</p><p>Limagerie de susceptibilit magntique : thorie et applications</p><p>D Haddar (1, 2), EM Haacke (2), V Sehgal (3), Z Delproposto (3), G Salamon (4), O Seror (1) et N Sellier (1)</p><p>a susceptibilit magntique est laproprit physique qui caractrise lafaon dont un tissu ou une substance</p><p>ragit la prsence dun champ magn-tique externe en crant une variation duchamp magntique local B. Ce phno-mne est exploit utilement dans plu-sieurs types de squences telles que danslIRM fonctionnelle (effet BOLD) (1), oudans les squences de perfusion utilisantlinjection dynamique dun agent decontraste (2), mais il est galement sourcedartefacts dits de susceptibilit magn-tique notamment au voisinage des in-terfaces air-tissus.Le terme d imagerie de susceptibilitmagntique a t utilis par quelquesauteurs pour dsigner des squences enIRM ayant comme caractristiquecommune dtre sensibles la suscepti-bilit magntique (3, 4), essentiellementdes squences en cho de gradient(GRE). La squence dimagerie de sus-ceptibilit magntique que nous dcri-vons (ou SWI pour Susceptibility Wei-ghted Imaging), dveloppe par le Pr.</p><p>Mark Haacke lInstitute for MagneticResonance Imaging for Biomedical Re-search Detroit, tats Unis, se distinguepar des caractristiques spcifiques no-tamment dans le choix du temps dcho(TE) mais galement dans le post-traite-ment des images qui en font plus quunesimple squence en cho de gradientcomme nous le verrons plus loin. Cettesquence a dabord t dveloppecomme une mthode de veinographie sang noir en haute rsolution et a de cefait t appele HRBV pour High Reso-lution BOLD Venography (5), puis re-baptise en AVID BOLD pour Applica-tion of Venographic Imaging indetecting Disease (6), ou CE-MRV pourContrast Enhanced BOLD MR Vei-nography en cas dutilisation de produitde contraste (7) avant dtre rebaptisede faon plus gnrique en Imagerie deSusceptibilit Magntique (ou SWI), caren plus de montrer les veines elle permetde mettre en vidence les diffrences desusceptibilit magntique entre les tis-sus, source dun nouveau contraste dif-frent du T1, du T2, de la densit deproton ou de la diffusion.Dans ce qui va suivre nous allons nousattarder sur les bases thoriques et tech-niques de cette squence puis sur ses ap-plications cliniques existantes ou poten-tielles.</p><p>Considrations thoriquesEn physique la susceptibilit magntiqueest reprsente par la lettre grecque (khi) et na pas dunit. On dcrit plu-sieurs sortes de susceptibilits : le diama-gntisme, le paramagntisme, le ferroma-gntisme et le superparamagntisme.Seules les deux premires nous intres-sent habituellement. Une substance dia-magntique place dans un champ ma-gntique ragit en crant un champmagntique inverse au champ principalet dintensit trs faible (susceptibilit n-gative). Une substance paramagntiquecre un champ de mme sens que lechamp principal et de valeur absolue plusgrande que pour une substance diama-gntique (susceptibilit positive) (8). Laplupart des tissus sont diamagntiques.Les sources de susceptibilit paramagn-tique sont essentiellement lies latomede fer sous ses diffrentes formes. Le ferdans lorganisme se trouve en grand par-tie dans lhmoglobine qui peut prendredeux tats : ltat oxygn qui est dia-magntique, et ltat doxygn qui estparamagntique. Les autres molculescontenant du fer telles que la mthmo-globine, lhmosidrine et la ferritine sontparamagntiques.La susceptibilit magntique cre une va-riation du champ magntique local que</p><p>Abstract RsumSusceptibility weighted imaging. Theory and applicationsJ Radiol 2004;85:1901-8</p><p>Susceptibility Weighted Imaging (SWI) is a new MR imaging technique using the BOLD effect (Blood Oxygen Level Dependant) and the differences of susceptibility between tissues. It is a 3D gradient echo, fully velocity compensated sequence. The echo time is chosen to maximize the signal cancellation in veins and a specific post-processing is applied using the phase images as a complementary source of contrast. It is very useful for the visualization of veins either normal or abnormal. It shows hemorrhage, even of small quantity, better than conventional gradient echo sequences. Its use is still limited by a long acquisition time and some remaining artifacts.</p><p>Limagerie de susceptibilit magntique (ou SWI pour Susceptibility Weighted Imaging) est une nouvelle technique dimagerie par rsonance magntique exploitant leffet BOLD et les diffrences de susceptibilit magntique entre tissus. Elle utilise une squence 3D en cho de gradient caractrise dune part, par un temps dcho long, choisi de faon annuler de faon optimale le signal des veines et dautre part un post-traitement spcifique faisait intervenir les images de phase comme source de contraste supplmentaire. Elle est particulirement utile pour la dtection des veines normales ou pathologiques. Elle dtecte les hmorragies, notamment celles de petite abondance mieux que les squences en cho de gradient conventionnel. Son utilisation est encore limite du fait dun temps dacquisition long et de la persistance dartefacts.</p><p>Key words: Magnetic resonance. Blood oxygen level dependant. Magnetic susceptibility. Iron.</p><p>Mots-cls : Imagerie par rsonance magntique. Blood Oxygen Level Dependant. Susceptibilit magntique. Fer.</p><p>L</p><p>(1) Service de Radiologie, Hpital Jean Verdier, Ave-nue du 14 Juillet, 93143 Bondy. (2) MRI Institute for Biomedical Research, Detroit, (3) MRI Radiology De-partment, Harper University Hospital, Detroit, USA. (4) Department of Radiology, UCLA, Los Angeles, USA.Correspondance : D HaddarE-mail : djamel.haddar@jvr.ap-hop-paris.fr</p></li><li><p>J Radiol 2004;85</p><p>1902 Limagerie de susceptibilit magntique : thorie et applications</p><p> D Haddar et al.</p><p>lon notera B et par consquent une mo-dification sur limage obtenue par RM. Ce-pendant toutes les squences en IRM nontpas la mme sensibilit ces petites varia-tions du champ magntique local. Par or-dre croissant, la sensibilit des squencesdIRM aux effets de susceptibilit magn-tique augmente quand on passe dunesquence en Fast (ou Turbo) Spin Echo(FSE) une squence en Spin Echo (SE)puis une squence en cho de gradient(GRE), quand on passe dune squence enT1 une squence en T2 puis en T2*,quand on passe dun temps dcho court un temps dcho long et quand on passedun bas champ un haut champ.</p><p>Image en magnitude et image en phaseEn IRM, lenregistrement du signal per-met de reconstruire partir des donnesbrutes deux types dimages : les imagesen magnitude qui rapportent le module(ou longueur) du vecteur reprsentantlaimantation prsente dans chaquevoxel et les images en phase qui reprsen-tent la phase du vecteur aimantationcest--dire langle que fait ce vecteur parrapport au repre tournant. Dans lagrande majorit des squences dIRMseules les images en magnitude sontreconstruites, linformation de phasentant pas exploite. Dans notre squen-ce, les images en phase sont galement re-construites et jouent un rle fondamentaldans le contraste final de limage commenous le verrons plus loin. La phaseinduite par les substances paramagn-tiques est ngative (cest--dire compriseentre 0 et ) tandis quelle est positivepour les substances diamagntiques(comprise entre 0 et + ).La susceptibilit modifie la phase de faonlinaire selon la relation suivante :</p><p>= B*TE (1)tant le rapport gyro-magntique du</p><p>proton, B tant la variation locale duchamp induite par la susceptibilit et TEtant le temps dcho, cest--dire letemps qui spare limpulsion radio-frquence et lenregistrement du signal.Limage en phase reprsente une carto-graphie de la phase elle-mme reflet desvariations de susceptibilit entre les tissus.Sur les images en magnitude, les varia-tions locales du champ magntique se tra-duisent par une rduction du T2*.</p><p>Effet de susceptibilit magntique du sang veineuxLe degr de saturation en oxygne delhmoglobine est denviron 100 % dansle sang artriel et de 60 70 % dans le sangveineux. Le sang artriel est donc diama-gntique comme les tissus environnantstandis que le sang veineux est parama-gntique. Cette diffrence de susceptibili-t magntique entre le sang artriel est lesang veineux est la base mme de leffetBOLD (Blood Oxygen Level Dependant)(9) qui traduit un cart de 100 ms du T2*entre le sang artriel et le sang veineux sa-tur 70 % en oxygne.Pour comprendre le mcanisme de visuali-sation des veines dans la squence en SWI,nous devons tudier les consquences surla phase induite par le sang veineux et pourcela il faut tenter de quantifier la variationdu champ B induite par la diffrence desusceptibilit magntique existant entre lesang veineux et les tissus environnants.Nous allons pour cela utiliser un modlebi-compartimental reprsent par unvoxel contenant une veine (fig. 1). Pour unvaisseau parallle au champ magntiqueprincipal, la variation du champ magn-tique induite par le sang veineux peutscrire :</p><p>B = 4 do B0 (1-Y) Hct/3 (2)o do est la diffrence de susceptibilitmagntique entre le sang totalement oxy-gn et le sang totalement doxygn (ceterme a t valu 0,18 ppm par Weiss-koff et al. en 1992 (10) et 0,27 ppm plusrcemment par Spees et al. en 2001 (11) ;cette diffrence dans les valeurs rappor-tes na pas dimpact sur notre raisonne-ment ni sur les phnomnes que nous d-crivons), Y est le degr de saturation enoxygne de lhmoglobine, Hct est lh-matocrite et B0 la valeur du champ ma-gntique principal.Si on reprend la formule de la phase (1)pour ce mme vaisseau long et cylin-drique, parallle au champ magntiqueprincipal, avec Bo = 1,5 T, Y = 0,55 pourles rsultats de Weisskoff (ou Y = 0,70pour les rsultats de Spees), Hct = 0,45, et</p><p>= 2 (42,58) MHz/T, on aboutit la for-mule suivante (12) (indpendante de lavaleur de do)</p><p>= 20 TE (3)o est en radians quand TE est donn enmillisecondes. Pour TE = 50 ms, = .Autrement dit, pour un temps dcho de50 ms, le sang veineux et les tissus environ-nants sont en opposition de phase. En rai-</p><p>son de leffet de volume partiel entre la vei-ne et le parenchyme environnant, onassiste une annulation du signal dans levoxel, par un phnomne identique celuide leau et de la graisse quand elles sont enopposition de phase (fig. 2). La diffrenceentre les deux tant que lopposition dephase entre leau et la graisse arrive toutesles 2,4 ms tandis quelle arrive dans des d-lais beaucoup plus longs, de lordre de50 ms comme nous venons de le calculer,entre le sang veineux et les tissus environ-nants. Grce ce phnomne, des veinesdont le diamtre est nettement infrieuraux dimensions du voxel deviennentvisibles. Lannulation du signal dans levoxel dpend de la fraction de signal (etnon la fraction du volume) provenant dechacun des deux composants veineux ettissulaire. Pour une annulation parfaite dusignal, la fraction du signal veineux doittre gale 50 % du signal du voxel. Onpeut augmenter la fraction du signal dori-gine veineuse en augmentant la rsolutionou bien par lutilisation dun agent decontraste paramagntique permettant lavisualisation de veines encore plus petites(13).Pour les vaisseaux qui forment un anglequelconque avec le champ magntiqueprincipal, un champ magntique ext-rieur au vaisseau se dveloppe tandis quele champ magntique intravasculaire di-minue jusqu sannuler partir de lan-gle magique de 54,7. Sans entrer dans lesdtails des calculs physiques disponiblesdans la rfrence (12), le champ extra-vasculaire est lui aussi responsable duneperte de signal contribuant la visualisa-tion des veines.</p><p>Leffet de susceptibilit magntique des produits de dgradation de lhmoglobineEn cas dhmorragie, lhmoglobine estdabord doxygne, puis transforme enmthmoglobine intra puis extracellulaireet finalement en hmosidrine et ferritine.Toutes ces substances ont un effet de sus-ceptibilit magntique. Dans un caillot san-guin, lhmatocrite grimpe 90 % et lasaturation en oxygne de lhmoglobinechute 0 %. Leffet de susceptibilit ma-gntique du caillot est donc beaucoup plusimportant que celui du sang veineux. Lavaleur exacte du champ magntique local</p></li><li><p>J Radiol 2004;85</p><p> D Haddar et al. Limagerie de susceptibilit magntique : thorie etapplications</p><p>1903</p><p>cr est difficile calculer en raison des pa-ramtres de forme et dorientation par rap-port au champ magntique principal maison estime quelle est potentiellement 4 foisplus grande que celle du sang veineux dansles mmes conditions. La rduction du T2*est trs importante pouvant entraner parelle-mme une annulation complte du si-gnal dans le voxel. La phase, quant elle, sedveloppe suivant la mme formule linai-re dcrite prcdemment (2) et sa valeurpeut tre beaucoup plus grande que .</p><p>Description de la squence SWI La squence en SWI est une squence en3D en GRE TE long, avec compensa-tion des flux (gradient de compensationdes flux dans les trois directions de lespa-ce) et en haute rsolution. Les images en</p><p>magnitude et en phase sont reconstruiteset subissent un post-traitement spcifiquequi constitue un maillon essentiel de cettesquence.</p><p>Paramtres de la squenceLes paramtres utiliss sont dabord dic-ts par le TE. Nous devons utiliser letemps dcho pour lequel le phnomnedopposition de phase est observ pour lesang veineux, aux alentours de 40-50 mspour un champ de 1,5 tesla. Ensuite onchoisit le TR le plus court autoris par lamachine pour ce TE (57 ms pour le cas denotre machine). Enfin on choisit langlede bascule (FA pour Flip Angle) qui four-nit le meilleur signal pour le TR utilissuivant lquation de Ernst.Nous avons appliqu notre squence surune machine Siemens 1,5 T Vision (Sie-mens Medical Systems, Erlangen, Allema-gne), en utilisant une antenne tte classique.</p><p>Nous avons utilis typiquement les para-mtres suivants : TR = 65 ms, TE = 40 ms,FA = 20, Nz = 32 coupes, paisseur decoupe 2 mm, matrice Ny*Nx = 256*512.La dure totale de lacquisition tait den-viron 8 minutes ou moins dpendant dutype de champ de vue utilis. Pour unchamp de vue rectangulaire de type 5/8, letemps dacquisition peut tre rduit 5 mi-nutes.Les dimensions du voxel obtenues taientde 0,5 * 1 * 2 mm3. Lutilisation de la hau-te rsolution a deux avantages : des struc-tures veineuses plus petites sont mises envidence et dautre part la haute rsolu-tion est un moyen trs efficace pour r-duire les artefacts de susceptibilit ma-gntique (14). La compensation des flux,ralise dans les trois directions de lespa-ce a pour but essentiel de supprimer lesdphasages des spins dorigine circulatoi-re mais galement de rduire la perte de</p><p>Fig. 1 : Schma dun voxel contenant une veine: modle bi-compartimental.</p><p>Fig. 1: Diagram showing a voxel containing a vein: Two compartment model.</p><p>Fig. 2 : Schma expliquant le mcanisme de leffet de volume partiel en opposition de phase. A TE = 0, (trois premire flches), le signal provenant du sang veineux ( ) et celui provenant des tissus envi-ronnant (1- ) sont en phase et sadditionnent pour donner le signal du voxel (1). A TE = 50 ms (trois flches suivantes), le signal en provenance de la veine ( ) est en opposition de phase. Le signal du voxel est alors diminu, gal 1-2 . Lavaleur tient compte de la dcroissance en T2*.</p><p>Fig. 2: Diagram explaining the mechanism of the out-of-phase partial volume ef...</p></li></ul>