Introduction :

L’imagerie par résonance magnétique (IRM) comprend conventionnellement des séquences pondérées en T1 et pondérées en T2 qui sont respectivement dédiées à montrer l’anatomie et à être sensibles à l’augmentation du contenu en eau libre des parenchymes.

Celles-ci constituent la base de l’utilisation du signal d’IRM qui est le signal électrique produit dans l’antenne de réception par le mouvement de l’aimantation résultante des protons en résonance restituant de l’énergie radiofréquence (interaction spinréseau).

Pour cette raison, ce signal oscille à la fréquence de résonance et décroît selon la constante de temps de relaxation T1.

À ce processus, le temps de relaxation T2 ajoute la prise en compte des interactions internes aux protons (interactions spin-spin) : en échangeant de l’énergie entre eux, les protons se dispersent créant une perte de cohérence du signal ou déphasage produisant ainsi une atténuation supplémentaire du signal d’IRM.

En IRM, ce déphasage est en sus produit de manière contrôlée pour le codage spatial du signal (codage de phase).

Il survient également de manière parasite à cause des hétérogénéités du champ magnétique.

Il peut enfin être exploité pour pondérer le signal par d’autres aspects physiques de la résonance magnétique nucléaire ce qui aboutit à l’angio-IRM par contraste de phase, l’imagerie de diffusion, les imageries de susceptibilité magnétique (imagerie de perfusion et imagerie fonctionnelle), la spectroscopie et l’imagerie de transfert d’aimantation.

La décroissance du signal d’IRM est ainsi utilisable pour bâtir des images pondérées par des aspects physiques variés qui ont en commun la caractéristique de produire un déphasage des protons entre eux.

Déphasage en imagerie par résonance magnétique :

Cette notion permet de servir de fil conducteur aux différentes méthodes de modulation du contraste des images par l’action d’effets physiques variés qui modifient la phase du signal.

Ceci constitue la base de tout ce qui suit où nous verrons comment chacune des techniques exploite cette diminution de signal en la reliant à l’effet physique ayant produit le déphasage.

Toute la difficulté consiste à être bien sélectif de l’effet recherché en minimisant l’interaction de toutes les autres sources potentielles de déphasage.

A - DÉPHASAGE DÛ AU CODAGE SPATIAL :

Celui-ci est volontaire et obligatoire dans toutes les techniques d’IRM pour localiser le signal.

Il est produit par une variation contrôlée et linéaire du champ magnétique ou gradient linéaire de champ magnétique-transitoirement appliquée au cours de la séquence d’acquisition pour établir une relation linéaire entre une diminution de signal et une position dans le champ magnétique.

Toutes les autres modulations de signal en rapport avec un déphasage viendront en sus de celle-ci.

B - DÉPHASAGE DÛ À LA RELAXATION SPIN-SPIN :

Les interactions spin-spin survenant entre protons lors des contacts moléculaires représentent des échanges d’énergie entre eux qui produisent de microscopiques accélérations et décélérations autour de la vitesse de rotation principale x.

Il est étudié lorsqu’on réalise une séquence pondérée en T2 où le contraste de l’image reflète les contacts des molécules d’eau entre elles.

Ils sont amoindris dans les tissus pathologiques déstructurés par rapport à la normale entraînant un allongement de T2.

C - DÉPHASAGE DÛ AUX MOUVEMENTS :

Dans ce cas la vitesse v du déplacement des protons s’ajoute à la vitesse de rotation x produisant un déphasage en proportion de v.

Dans les deux méthodes relevant de cette catégorie, ce déphasage est travaillé pour être visualisé isolément du reste de l’information, en cherchant à le compenser sélectivement dans l’angio-IRM et en cherchant à l’accentuer dans l’imagerie de diffusion qui s’adresse à des mouvements microscopiques dont l’effet est indécelable spontanément.

1- Angio-IRM : mouvements macroscopiques d’écoulement

Le principe de l’angio-IRM par contraste de phase repose sur la compensation sélective du déphasage dû aux flux afin que le signal des protons en mouvement d’écoulement soit intense et que celui du parenchyme soit diminué.

Sur les images ordinaires, le mouvement des protons du sang produit un déphasage qui contribue fortement à l’hyposignal spontané des vaisseaux.

Si l’on place dans la séquence avant l’acquisition du signal, un gradient de champ magnétique dont l’effet est opposé à celui que produira le déplacement des protons dans les vaisseaux, les deux effets s’annulent et le signal des vaisseaux est maximal.

Autre avantage, ce même gradient de champ magnétique produit un déphasage des protons du parenchyme et diminue leur signal à l’acquisition.

Pour plus de détail sur ce sujet, le lecteur est référé au chapitre de X Leclerc spécifique à l’angio-IRM et à l’angioscanner.

2- Imagerie de diffusion : mouvements microscopiques browniens

Les mouvements de diffusion brownienne des molécules d’eau sont si microscopiques et surtout leur gamme de variation est si faible que le déphasage qu’ils entraînent n’est pas perceptible spontanément sur les images ordinaires.

Pour rendre la diffusion visible, on amplifie le déphasage qu’elle crée en ajoutant un gradient de champ magnétique à la séquence.

On le dispose en deux impulsions symétriques telles que leur effet se compense en un même lieu.

Ainsi, tout mouvement même microscopique rompt cette condition et laisse persister un déphasage proportionnel au déplacement qui diminue d’autant le signal.

D - DÉPHASAGE DÛ À LA SUSCEPTIBILITÉ MAGNÉTIQUE :

Celui-ci est produit par des variations d’intensité du champ magnétique, qu’elles soient fixes comme les hétérogénéités de l’aimant ou les interfaces de tissus de susceptibilités magnétiques différentes, ou variables comme le passage d’un produit de contraste ou les modifications d’oxygénation tissulaire en relation avec le couplage neurovasculaire.

1- Distorsions du champ magnétique :

Toute source de variation dB0 retentit sur la phase des protons par la dispersion locale de vitesse de rotation x0 qui découle de la relation de Larmor x0 = cB0.

Il y a d’une part les hétérogénéités de l’aimant lui-même et d’autre part les différences d’interactions des tissus avec le champ magnétique qui sont quantifiées par leur susceptibilité magnétique.

Ainsi l’air et l’os ont une susceptibilité magnétique plus faible que les parenchymes.

Ceci crée des artefacts dits « de susceptibilité magnétique » aux interfaces.

En outre, les métaux ont une susceptibilité magnétique encore plus importante et la présence dans le champ d’examen de plombage ou implant métallique perturbe l’homogénéité de l’aimant.

La séquence d’écho de spin compense cet effet en profitant du caractère stable de ces variations de champ en un même lieu.

En revanche, les séquences d’écho de gradient, dont l’échoplanar, exploitent l’ensemble des variations de susceptibilité magnétique et ne peuvent pas être affranchies des distorsions de champ magnétique.

2- IRM de perfusion : mouvements microscopiques d’écoulement

La variation d’intensité locale de champ magnétique exploitée ici est liée au gradient de susceptibilité magnétique entre les vaisseaux et le parenchyme survenant avec de fortes concentrations intravasculaires de produit de contraste paramagnétique, conditions réalisées au premier passage d’un bolus de chélates de gadolinium avant sa dilution interstitielle.

Cette situation équivaut à la circulation capillaire d’un gradient de champ magnétique qui produit un déphasage et donc une perte de signal proportionnels à la perfusion parenchymateuse.

3- Imagerie fonctionnelle BOLD : désoxyhémoglobine

Également produit par une modification locale de susceptibilité magnétique, ce déphasage est dû à la variation sanguine de concentration de désoxyhémoglobine, substance paramagnétique endogène, dont l’effet est cependant si faible qu’il n’est pas spontanément perçu.

Pour le mettre en évidence, il faut recourir à des comparaisons statistiques d’images cérébrales d’états d’oxygénation différents en relation avec des épreuves d’activation corticale.

Le terme BOLD signifie blood oxygen level dependent.

E - DÉPHASAGE DÛ AU DÉPLACEMENT CHIMIQUE :

Ce déphasage est aussi dans la catégorie de ceux produits par des variations du champ magnétique, ici induites par les champs magnétiques électroniques du cortège des noyaux, produisant de petites différences de fréquences de résonance en relation avec l’environnement chimique, ou déplacement chimique.

1- Spectroscopie :

Les électrons ont également des propriétés magnétiques car chargés négativement, ils génèrent localement de très faibles hétérogénéités de champ magnétique qui sont cependant décelables sous certaines conditions d’homogénéité de l’aimant et de suppression du signal de l’eau.

Les différentes liaisons chimiques dans lesquelles les protons sont engagés permettent leur identification dans la spectroscopie et leur cartographie dans l’imagerie spectroscopique de protons d’autres natures que ceux de l’eau.

2- Imagerie de transfert d’aimantation :

L’individualisation de fréquences de résonance différentes en fonction de l’environnement chimique permet d’identifier sélectivement les protons de molécules d’eau adsorbées sur de volumineuses molécules telles que la myéline de la substance blanche et d’en faire la cartographie.

Imagerie de diffusion :

La sensibilisation du signal IRM à la diffusion est obtenue en ajoutant des gradients de champ magnétique dans la direction du mouvement à étudier : il s’agit de l’imagerie pondérée en diffusion.

Un stade de plus consiste à calculer le coefficient de diffusion apparent (ADC) de l’eau en chaque point de l’image, apparent car recouvrant in vivo non seulement la diffusion brownienne mais aussi la contribution d’autres micromouvements tels que la perfusion capillaire et les écoulements lents et non uniformes tels que celui du liquide cérébrospinal.

Ces méthodes d’imagerie, qui ont longtemps été limitées par une durée d’examen trop longue et une trop grande sensibilité aux artefacts de mouvement sont devenues applicables cliniquement par leur association au recueil du signal par échoplanar, technique relativement ancienne, mais de mise en oeuvre clinique difficile permettant l’acquisition d’images en quelques millisecondes.

Il en résulte un gain important en résolution temporelle et une minimisation des artefacts de mouvement.

En fonction du nombre de directions sensibilisées, on peut ainsi accéder à la diffusion brownienne de l’eau de manière isotrope ou anisotrope.

Les directions privilégiées de diffusion sont ainsi facilement déterminables et l’on note en particulier une anisotropie importante le long des tractus de fibres myélinisées.

A - IMAGERIE PONDÉRÉE EN DIFFUSION :

L’imagerie de diffusion effectuée dans les conditions d’acquisition actuelles perçoit des phénomènes du même ordre de grandeur que le voxel de l’image.

Ainsi, en imagerie pondérée en diffusion, les gradients de champ magnétique appliqués rendant un déphasage dû à des mouvements de l’ordre du 1/10 mm perceptible sur une image possédant un voxel de résolution spatiale de l’ordre de 5 mm3, cela refléterait essentiellement le déplacement aléatoire des molécules d’eau dans le compartiment extracellulaire.

Cette partition est controversée mais les signes observés dès les premiers travaux cliniques portant en particulier sur l’ischémie cérébrale ont été interprétés selon une modélisation discernant un stade lésionnel aigu de gonflement cellulaire restreignant la diffusion de l’eau extracellulaire et un stade chronique avec élargissement interstitiel l’augmentant.

Un chapitre récent de l’Encyclopédie Médico- Chirurgicale fait le point de cette question.

B - IMAGERIE DU COEFFICIENT DE DIFFUSION APPARENT :

L’imagerie pondérée en diffusion est un outil simple à mettre en oeuvre mais d’interprétation ambiguë dès que la séquence pondérée en T2 est anormale.

En effet, le déphasage des gradients de diffusion diminue le signal proportionnellement à l’ADC mais à partir d’un signal de base inégal qui reflète le temps de relaxation transversal T2.

Pour calculer l’ADC, deux séquences de pondération en T2 similaires sont requises, l’une sans et l’autre avec l’adjonction des gradients de diffusion.

Le calcul effectué pour chaque point de l’image supprime la contribution du T2 et aboutit à une image paramétrique dont l’échelle de gris varie en sens inverse de celle de l’image pondérée en diffusion : plus la diffusion est élevée, plus le signal est intense.

C - ANISOTROPIE DE DIFFUSION :

L’analyse du coefficient de diffusion suivant une seule direction se montre insuffisante pour caractériser une structure orientée dans laquelle la diffusion est anisotrope, ce qui est notamment le cas de la majorité du parenchyme cérébral.

Les fibres myélinisées présentes dans la substance blanche possèdent, par exemple, un coefficient de diffusion plus élevé le long de la fibre que perpendiculairement à celle-ci.

Ceci se traduit par des hypersignaux physiologiques sur les images pondérées en diffusion dans les directions les plus contraintes, perpendiculairement aux trajets de fibres.

Une des solutions proposées pour tenir compte de tous les coefficients de diffusion et s’affranchir de ces hypersignaux est de sensibiliser la diffusion selon plusieurs directions non colinéaires.

La valeur d’ADC la plus importante représente le coefficient de diffusion parallèle à l’axe longitudinal de la structure anisotrope et identifie la direction privilégiée de diffusion de l’eau dans la structure.

Le fiber tracking ou reconstitution informatique d’un faisceau de fibres anisotropes consiste à identifier la trajectoire des directions principales de diffusion mises bout à bout dans chacun des voxels.

Ces méthodes sont difficiles de mise en oeuvre, nécessitent des capacités de calcul importantes mais sont d’intérêt en recherche fondamentale et peut-être dans l’identification d’anomalies de trajets de fibres dans le cas de la dyslexie par exemple.

D - IMAGERIE DU TENSEUR DE DIFFUSION :

La détermination complète des paramètres intrinsèques de diffusion passe ainsi par un calcul matriciel de tenseur de diffusion constitué au minimum de coefficients de diffusion Dij décrivant des mouvements au second ordre (Dxx, Dxy, Dxz, Dyx, Dyy, Dyz, Dzx, Dzy, Dzz).

Comme le tenseur de diffusion est symétrique (Dxy = -Dyx, Dxz = -Dzx, Dyz = -Dzy), il suffit de six acquisitions indépendantes avec des directions de gradients non colinéaires.

La diagonalisation de la matrice du tenseur de diffusion est une opération qui, déterminant les trois vecteurs et valeurs propres de la matrice, indique en chaque point la direction principale de diffusion, la direction la plus restreinte et leur perpendiculaire.

La moyenne des coefficients de diffusion dans ces trois directions est la trace de la matrice du tenseur de diffusion.

Elle correspond à la valeur du coefficient de diffusion affranchie de toute considération d’anisotropie.

En complément, la comparaison des coefficients de diffusion dans les trois directions d’orientations notables permet d’établir un index d’anisotropie de la structure et d’en faire la cartographie toutes directions confondues.

Imagerie de perfusion :

L’imagerie de perfusion est une technique permettant de mesurer des paramètres fonctionnels tels que le volume sanguin cérébral, le temps de transit moyen dans le lit capillaire et le flux sanguin cérébral.

La méthode repose sur l’injection en bolus d’un produit de contraste paramagnétique et le suivi des variations de signal qu’il provoque.

Cette technique mise au point avec l’imagerie radio-isotopique se développe aujourd’hui avec des modalités moins invasives et non irradiantes comme l’IRM.

La théorie mathématique est basée sur la conservation des masses qui suppose que la quantité d’agent injectée à l’entrée est la même que celle retrouvée à la sortie du système. Ainsi avec une quantité M de marqueur introduite, en réalisant des mesures de concentration C, on obtient le volume vasculaire du compartiment V par V = M/C.

Cependant, en IRM la relation entre le paramètre observé (les variations de signal) et la concentration en produit de contraste est moins directe qu’avec les produits radioactifs.

En effet même si le produit de contraste utilisé est considéré comme non diffusible durant le temps de la mesure et restant confiné dans l’espace intravasculaire, le déphasage qu’il produit par variation de susceptibilité magnétique dépasse la paroi vasculaire car celle-ci ne confine pas les effets magnétiques.

Si la chute de signal produite en imagerie de perfusion est si nette qu’elle permette de repérer directement des zones mal perfusées (d, e) c’est qu’elle profite du recrutement des molécules d’eau situées au pourtour des vaisseaux, dont on peut démontrer la proportionnalité à la concentration du produit traceur mais qui empêche sa quantification en valeur absolue.

Les images brutes du passage du bolus de produit de contraste ont ainsi une échelle de gris évoluant selon la perfusion locale, en traduisant par un hypersignal les zones mal perfusées et y décelant les retards d’arrivée du bolus.

Ces images sont vraisemblablement d’utilité dans l’indication de l’ischémie cérébrale aiguë en combinaison avec l’imagerie de diffusion.

En effet selon la prépondérance du territoire mal perfusé identifié en IRM de perfusion, et du territoire de souffrance cellulaire indiqué par l’IRM de diffusion, on pourrait orienter la stratégie thérapeutique vers la reperfusion et/ou le recours à des thérapeutiques neuroprotectrices.

Même si la concentration absolue de produit n’est pas mesurable, la courbe de la variation de concentration en chaque point de l’image en fonction du temps permet d’obtenir un paramètre de volume sanguin relatif par intégration de l’aire sous la courbe (f).

Le volume est lié au débit et au temps de transit moyen (TTM) dans le compartiment par TTM = V/F.

Le TTM est la largeur à mi-hauteur de la courbe de variation de concentration dans le compartiment mais à condition que le bolus d’injection soit parfait ou que l’on puisse séparer l’effet de la fonction d’entrée.

Pour cela plusieurs solutions ont été proposées, en échantillonnant le signal dans un gros vaisseau de la coupe par exemple mais ceci reste d’application difficile.

En pratique, le TTM peut être approximé au centre de gravité de la courbe de concentration et sa traduction en image permet une bonne appréciation des territoires mal perfusés (g).

Enfin, le débit relatif est obtenu grâce à la relation F = V/TTM et ses variations également traduites en images.

Imagerie fonctionnelle :

L’identification de zones d’activations corticales par IRM BOLD repose sur le couplage neurovasculaire.

Cette régulation fait qu’en activation, la genèse d’une activité neuronale produit localement en quelques secondes une élévation de débit sanguin cérébral apportant une quantité d’oxygène supérieure au besoin tissulaire.

L’imagerie fonctionnelle isotopique par caméra à positons étudie ces variations de débit sanguin, ce qui pourrait également être fait par IRM.

Mais il est plus avantageux pour faire de l’IRM fonctionnelle d’utiliser les propriétés d’une molécule endogène paramagnétique, la désoxyhémoglobine, forme désoxygénée du transporteur sanguin de l’oxygène, dont la diminution de concentration locale produit une augmentation de signal.

Celle-ci, à la différence des variations de signal de l’IRM de perfusion, est si minime qu’elle n’est pas perceptible à l’oeil nu.

Il faut faire appel à une méthode de comparaison statistique d’images réalisées en états d’activations différents pour identifier les zones significatives. Le choix de tâches pertinentes réalisables dans le champ magnétique est une étape cruciale.

On fait habituellement alterner une dizaine de périodes de 30 secondes au repos et en activation ou deux états d’activation différents.

Le recueil de la série d’images et son recalage précis compensant tous les artefacts de mouvements est également capital.

L’analyse d’images passe par une première sélection des points où la variation du signal est rythmée par la tâche dictée au sujet.

On ne recherche pas la synchronisation des variations avec la tâche car il faut tenir compte du délai de réponse hémodynamique qui de plus est différent selon les régions corticales.

En revanche, on retient tous les points où le signal varie à la fréquence de la tâche.

L’étape suivante teste statistiquement ces points sur l’amplitude de variation de signal par rapport à sa fluctuation spontanée.

L’IRM fonctionnelle est une méthode de neuro-imagerie très utilisée en recherche fondamentale pour la cartographie cérébrale, conjointement avec les méthodes radio-isotopique, électroencéphalographique et magnétoencéphalographique.

En clinique, les phases de récupération ou de compensation des pathologies cérébrales font habituellement appel à une extension des recrutements corticaux à des aires adjacentes ou controlatérales.

La réalisation d’une IRM fonctionnelle permet une identification des aires fonctionnelles en phase préopératoire qui peut en particulier compléter le bilan de latéralisation du langage.

Cependant seule l’aire de Broca est identifiée de manière fiable et reproductible tandis que l’aire de Wernicke n’est qu’occasionnellement détectée.

En IRM fonctionnelle motrice, plusieurs équipes ont effectué des études de corrélation entre localisations déterminées en IRM fonctionnelle et par stimulation électrique corticale peropératoire et mis en évidence une excellente correspondance.

Par rapport aux dispositions normales, les aires corticales peuvent être refoulées ou plus rarement incorporées dans les lésions.

On objective également fréquemment une bilatéralisation des réponses corticales ou un recrutement d’aires entièrement ipsilatérales au mouvement, en particulier lorsque l’effet de masse est important.

On ne peut cependant pas en déduire que la prise en charge de la fonction est assurée par un recrutement cortical de remplacement.

Il est en effet fréquent dans ces cas de retrouver une latéralisation correcte pratiquement immédiatement après décompression.

Ces méthodes représentent un progrès dans l’aide à la décision thérapeutique et dans la contribution à la technique opératoire par intégration dans les stations de neuronavigation.

La précision et l’interprétation des recrutements alternatifs restent encore à approfondir cependant dans la poursuite du processus d’évaluation.

Imagerie spectroscopique :

En spectroscopie RMN, les protons sont analysés en fonction des liaisons chimiques dans lesquelles ils sont engagés.

Celles-ci occasionnent une délocalisation plus ou moins importante du nuage électronique de l’atome.

Ainsi la perception du champ magnétique de l’aimant par chaque proton dépend du groupement chimique dont il fait partie car le champ magnétique créé par son nuage électronique s’en soustrait inversement proportionnellement à sa délocalisation, la charge électrique de l’électron étant négative.

La fréquence de résonance des protons de chacun des groupements est donc augmentée proportionnellement à la délocalisation de son nuage électronique.

L’analyse fine des différences de fréquences de résonance est réalisée sur des spectres, ensembles de pics de résonance d’aires proportionnelles au nombre de protons et à leurs temps de relaxation.

La condition primordiale est celle d’une bonne homogénéité de l’aimant afin que les variations de fréquences de résonance soient bien différenciées.

En effet, en cas d’hétérogénéité de champ magnétique, une dispersion de fréquence de résonance survient pour chacun des protons des différents groupements, élargissant les pics du spectre et altérant la résolution spectrale.

Cette condition exige l’ajustement de l’aimant juste en préalable à la mesure. Pour l’application in vivo, ou spectroscopie par résonance magnétique (SRM), il existe des procédures d’optimisation du champ permettant de le faire très rapidement.

L’autre particularité de l’application au vivant est la nécessité de supprimer la contribution du signal de la molécule d’eau prépondérante dans les tissus, utilisée majoritairement en IRM mais peu informative en SRM.

L’application principale est celle du cerveau mais d’autres parenchymes sont aussi accessibles tels que la prostate.

En SRM, la localisation spatiale du signal est effectuée par des méthodes dérivées de l’imagerie, selon deux stratégies au choix : l’acquisition peut être effectuée en sélectionnant soit un volume d’intérêt d’environ 8 cm3, soit une coupe dont chacun des éléments constitutifs est alors analysable comme en imagerie.

L’information de chaque élément de volume est un spectre dont l’aire de chaque pic est quantifiée, puis transcrite en échelle de gris pour l’obtention de cartographies séparées.

On constitue de cette manière l’imagerie spectroscopique ou images de la répartition de chacun des métabolites.

En pratique clinique, une indication émerge par la spécificité de son spectre : l’abcès cérébral comporte un pic supplémentaire d’acétate, contenu dans les polynucléaires altérés.

Ceci permet de le différencier de certaines tumeurs de morphologies voisines.

De nombreux travaux portent sur les tumeurs.

Certaines ont des spécificités intéressantes comme le méningiome contenant sélectivement de l’alanine, le neurinome de l’inositol.

Pour les tumeurs cérébrales primitives, on note de manière générale une élévation de choline par augmentation du turnover membranaire et une diminution de N-acétyl-aspartate (NAA) par infiltration et diminution de densité neuronale.

La littérature est très controversée sur la spécificité du spectre des tumeurs en fonction de leur grade : il semble que les tumeurs de plus bas grade aient le contenu en choline le plus élevé.

L’image de la choline constitue une possibilité de définition biologique du volume tumoral d’intérêt en radiothérapie.

Dans la sclérose en plaques, une place importante est accordée au pic de NAA pour documenter la raréfaction axonale récemment incriminée dans le passage aux formes progressives d’évolution de la maladie.

Imagerie de transfert d’aimantation :

On peut procéder d’une manière dérivée de la spectroscopie pour analyser des différences d’environnement chimique au sein de la même espèce de protons, situés dans la molécule d’eau par exemple.

Dans le parenchyme cérébral, celle-ci est plus ou moins adsorbée sur des macromolécules telles que la myéline, ce qui provoque des différences minimes de fréquences de résonance élargissant la base du pic de résonance de l’eau.

L’imagerie conventionnelle ne montre pas cette contribution et ne traduit que les protons de l’eau libre dont le pic de résonance est net.

Cette eau adsorbée sur les macromolécules peut être sélectivement cartographiée par marquage radiofréquence appliqué hors de la bande de fréquence de résonance de l’eau libre.

Seules les molécules d’eau adsorbées sont ainsi réceptrices de cette saturation par radiofréquence mais n’expriment la diminution de signal qui s’y associe que lorsqu’elles migrent vers le compartiment d’eau libre.

La proportion de diminution de signal calculée point par point est une carte d’index de transfert d’aimantation qui reflète le contenu en macromolécule.

Cette méthode est reproductible.

Elle est utilisée dans la sclérose en plaques pour différencier la démyélinisation de l’oedème au sein des hypersignaux de la séquence pondérée en T2.

En outre, des anomalies de l’index de transfert d’aimantation sont identifiables à l’échelon du groupe dans la substance blanche apparemment normale, étayant le profil de maladie générale du système nerveux central et ouvrant la perspective d’un nouveau paramètre d’imagerie reflétant peut-être mieux le pronostic de la maladie que les séquences conventionnelles.

Conclusion :

Les méthodes d’IRM décrites dans ce chapitre proviennent de déclinaisons multiples du même phénomène physique de RMN.

La recherche méthodologique est active dans ce domaine, procédant de l’étape de la conception technique jusqu’à celle de l’évaluation de l’utilisation dans le contexte clinique, précédant un éventuel transfert vers la mise à disposition en routine clinique.

La plupart des méthodes restent difficiles de mise en oeuvre car elles demandent un posttraitement souvent complexe et restent d’utilisation restreinte aux centres de recherche.

Cependant, si un impact important sur la prise en charge diagnostique et thérapeutique se confirmait pour certaines d’entre elles, la simplification de mise en oeuvre par diffusion commerciale de logiciels appropriés serait tout à fait envisageable.

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