Images par résonance magnétique

L’imagerie par résonance magnétique, ou IRM, exploite le phénomène de résonance des noyaux atomiques et en particulier du noyau d’hydrogène. Un noyau atomique possède un moment ma- gnétique µrelié au moment cinétique (ou spin) σ par le rapport gyromagnétique γ: µ=γσ. Pour les noyaux d’hydrogène (protons), γ = 42,58MHz.T⁻¹. Le corps étudié en IRM est plongé dans

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un champ magnétique intense B. L’énergie des noyaux d’hydrogène est quantifiée. Sous l’action du champ magnétique B, leur moment cinétique s’oriente soit parallèlement à B (état de spin +¹₂), soit anti-parallèlement (état de spin −¹₂) à ce champ. La différence d’énergie entre les deux états est proportionnelle à l’intensité du champ B:

∆E = γh 2π#B#,

où h est la constante de Planck. D’après la loi de Boltzmann, le rapport entre le nombre d’atomes dans chaque état en fonction de la température T est :

r =e^∆EkT,

où kest la constante de Boltzmann. Pour T = 300K et#B#= 1Tesla, par exemple,r = 1 + 10⁻⁶ seulement, d’où la nécessité d’utiliser des champs magnétiques intenses (de 0,5 à 3 Tesla en pratique).

La différence entre le nombre de noyaux dans chaque état crée une aimantation macroscopique M parallèle àB. L’état de spin+¹₂ étant plus stable,M est orientée dans la même direction queB. Le moment magnétique des noyaux est soumis à un mouvement de précession autour de l’axe du champ magnétique B à la fréquence f = ^∆E_h (fréquence de Larmor) comme illustré dans la figure 5.5, à gauche. L’aimantation macroscopique est de trop faible amplitude pour une observation directe. Il est donc nécessaire d’utiliser une méthode indirecte par résonance magnétique.

Une excitation sous forme d’onde radio-fréquence émise en train d’ondes pulsées à la fréquence de Larmor fait entrer les atomes en résonance : ils absorbent de l’énergie en passant de l’état plus stable (spin+¹₂) à l’état moins stable (spin−¹₂). Cette perturbation fait basculerMd’un angleθpar rapport à sa position d’équilibre. La composante transversale deM induit une force électromotrice dans une bobine réceptrice dont l’axe est perpendiculaire à B et à l’axe de la bobine d’excitation.

Lorsque l’excitation cesse, l’énergie absorbée par les atomes qui retournent à l’équilibre est restituée sous forme d’une onde radio-fréquence dont l’amplitude est proportionnelle au nombre de noyaux excités. C’est pendant ce retour à l’équilibre, ou relaxation, que le signal de résonance magnétique (une sinusoïdale amortie) est mesuré. Les relaxations de la composante longitudinale µ_z et de la composante transversale µ_xy du moment magnétique des atomes suivent deux lois exponentielles de constante de temps T₁ et T₂ respectivement. Les valeurs de T₁ et T₂ sont liées aux atomes considérés mais aussi à leur entourage immédiat. Elle dépendent donc des tissus observés. D’une manière générale, T₁ s’élève à quelques centaines de millisecondes et T₂ à quelques dizaines.

La fréquence de l’onde excitatrice étant directement proportionnelle à l’intensité deB, la détec- tion spatiale est réalisée en modifiant localement l’intensité du champ magnétique. En appliquant un gradient magnétique dans une direction, par exemple(oz) (figure 5.5, droite), tous les atomes d’un plan orthogonal à(oz) vont résonner à la même fréquence caractéristique. On sélectionne ainsi une tranche du volume observé. Notons que l’orientation du gradient magnétique permet de sélectionner des tranches dans n’importe quelle direction de l’espace. La lecture de la position à l’intérieur de la tranche est réalisée en appliquant deux gradients de champ magnétique dans les deux directions orthogonales (ox) et(oy) avant et pendant la lecture de l’écho respectivement.

5.1. Acquisition d’images tridimensionnelles 143

champ excitateur à la fréquence de Larmor

z x

y o B₀

B = B + z G_{0 z}

M θ B

Fig. 5.5 – Procédé d’acquisition par résonance magnétique.

L’imagerie par résonance magnétique permet de détecter une densité de noyaux d’hydrogène et en particulier des molécules d’eau du corps humain riches en hydrogène. Elle fournit donc une infor- mation anatomique mais celle-ci est différente de l’acquisition par rayons-X qui privilégie les tissus denses comme les os. L’IRM est particulièrement utilisée pour l’étude du cerveau (voir figure 5.6).

Une IRM possède une définition typique de256×256×128 voxels pour une résolution de l’ordre de 1×1×1,5millimètres. Des micro-IRM, utilisant des champs magnétiques particulièrement intenses (aujourd’hui de 4à 7 Tesla), permettent la visualisation de structures très détaillées.

Fig.5.6 – Trois coupes orthogonales d’une image par résonance magnétique cérébrale.

Dans les images IRM, des tissus de nature différentes provoquent des hétérogénéités de champ magnétique qui se traduisent par une délocalisation spatiale des structures. Certaines antennes d’ac- quisition IRM pour lesquelles le champ magnétique n’est pas uniforme introduisent en outre un biais dans l’espace. Ces perturbations peuvent être identifiées et dans une certaine mesure compensées dans l’image (Styner et Gerig, 1997; Guillemaud et Brady, 1997; Brechbühler et al., 1996; Gilles et al., 1996; Guillemaud et Brady, 1996).

L’IRM marquée est un procédé d’acquisition particulier utilisé pour l’étude du mouvement car- diaque. Il consiste à envoyer juste avant l’acquisition une onde excitatrice dans des plans déterminés.

Cette onde inverse le moment magnétique de certains atomes. Ces atomes saturés donneront lors

de la mesure du signal de résonance magnétique une réponse différente des autres atomes et ap- paraîtrons dans l’image produite comme des bandes sombres. Ce marquage magnétique présente l’intérêt de rester accroché aux tissus et de suivre leurs mouvements. La persistance du marquage est néanmoins de courte durée (environ 400 millisecondes) ce qui ne rend possible que l’étude de demi cycles cardiaques.