Origine

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La susceptibilité magnétique d’un tissu correspond à l’aimantation interne de ce tissu induite par un champ magnétique externe (B0). A l’interface entre 2 tissus ayant des susceptibilités magnétiques différentes, il existe une distorsion du champ magnétique B0. De telles interfaces existent entre air et tissus, ou entre os cortical et tissus. Ces hétérogénéités de champ constantes (de type T2*) vont être responsables de déphasages et de décalages de fréquences localisés à l’origine d’une perte de signal. L’intensité et la portée de la perte de signal vont dépendre des rapports anatomiques entre les structures ainsi que de l’intensité et de la direction du gradient de lecture.

 

Cet artéfact est très marqué en présence de matériel métallique, ferromagnétique ou pas (titane…) . La perte de signal est de portée variable en fonction du type de métal et de séquence. Elle est due à plusieurs phénomènes :

  • hétérogénéités de champ (T2*)
  • distorsion du champ telle que la fréquence de résonance est modifiée :
    • lors de la sélection de coupe, d’où une absence d’excitation des protons et donc une absence de signal
    • lors de la lecture du signal, d’où un déplacement des voxels concernés selon la direction du codage de fréquence à l’origine d’une perte de signal et d’une distorsion de l’image.

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Solutions

Il existe plusieurs méthodes pour atténuer ou modifier les artéfacts de susceptibilité magnétique :.

  • Les séquences en écho de spin sont moins sensibles aux artéfacts de susceptibilité magnétique que les séquences en écho de gradient. Grâce à l’impulsion de rephasage de 180°, l’écho de spin permet de corriger les hétérogénéités de champ constantes au sein d’un voxel.
  • Modifier la direction du codage en fréquence et du codage de phase peut permettre de modifier la forme de l’artéfact sans le supprimer.
  • Des TE courts peuvent réduire la perte de signal en laissant moins de temps au déphasage de se produire.
  • Une bande passante de réception large (gradients élevés) autorise également une diminution du TE car l’écho de gradient de lecture du signal est plus précoce et l’acquisition du signal plus rapide.
  • Pour la suppression du signal de la graisse, les techniques d'inversion-récupération sont moins sensibles aux hétérogénéités de champ que les techniques de saturation.

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Applications

Détection des hématomes

 

Les artéfacts de susceptibilité magnétique sont mis à profit pour la détection des hématomes : Les produits de dégradation du sang (déoxyhémoglobine et hémosidérine) ont des susceptibilités magnétiques élevées. Les séquences en écho de gradient avec une pondération en T2* permettent de mettre en évidence de petits hématomes sous la forme de vides de signal.

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Quantification de la charge hépatique en fer

 

La quantification de la charge hépatique en fer peut être réalisée par IRM : Dans l’hémochromatose, il existe une accumulation du fer dans le foie. Cette charge en fer peut être quantifiée par des séquences IRM adaptées, en comparant le signal du foie par rapport aux muscles. Pour des surcharges en fer légères, ce sont les séquences en écho de gradient en pondération T2* qui seront les plus sensibles, le fer étant à l’origine d’artéfacts de susceptibilité magnétique, entraînant une baisse du signal par rapport aux muscles.

 

Produits de contraste

 

Pour la détection de métastases hépatiques, on peut employer des produits de contraste contenant de la ferrite. Ces produits de contraste sont captés par les cellules du système réticulo-endothélial et provoquent une perte de signal. Des tissus infiltrés par une prolifération maligne perdent leur capacité de captation de ces produits de contraste et conservent donc un signal. Une étude avant et après administration de produit de contraste permet de ne laisser visible que les lésions proliférantes, les tissus sains correspondant aux vides de signal.

 

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Imagerie de perfusion

 

Les séquences de perfusion utilisent les perturbations du champ magnétique induites par le premier passage vasculaire d’un produit de contraste paramagnétique. Ce dernier va être à l’origine d’hétérogénéités de champ locales et d’une baisse du signal qui va être mesurée et dont seront déduits les paramètres de perfusion.

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