Imagerie par résonance magnétique
Un article de Vev.
L'imagerie par résonance magnétique nucléaire (IRM) est une technique d'imagerie médicale d'apparition récente (début des années 1980) permettant d'avoir une vue 2D ou 3D d'une partie du corps, notamment du cerveau. Elle est basée sur le principe de la résonance magnétique nucléaire (RMN)<ref>L'adjectif "nucléaire" fait référence aux noyaux des atomes imagés par cette technique et n'a donc rien à voir avec la radioactivité mais il été abandonné dans la désignation courante de l'IRM car il faisait peur.</ref>.
Grâce aux différentes séquences, on peut observer les tissus mous avec des contrastes plus élevés qu'avec la tomodensitométrie ; en revanche elle ne permet pas l'étude des corticales osseuses (tissus "durs") ni donc la recherche de fractures où seul l'œdème péri-lésionnel pourra être observé.
L'appareil IRM est parfois désigné sous le nom de scanner ce qui porte à confusion avec le CT-scan. Contrairement à ce dernier (et à d'autres techniques d'imagerie comme la TEP) l'examen IRM n'est pas invasif et n'irradie pas. Cela en fait donc un outil de prédilection pour la recherche biomédicale, et notamment en neurosciences cognitives. A partir des années 1990, la technique d'IRM fonctionnelle qui permet de mesurer l'activités des différentes zones du cerveau a en effet permis des progrès importants dans l'étude des bases neurobiologiques de la pensée.
Histoire de l'IRM
Le principe de l'imagerie par résonance magnétique repose sur le phénomène de résonance magnétique nucléaire (RMN), c'est-à-dire portant sur le couplage entre le moment magnétique du noyau des atomes et le champ magnétique externe, décrit par Felix Bloch et Edward Mills Purcell en 1946, Prix Nobel de physique en 1952. Au début des années 1970, les nombreux développements qu'a connus la RMN, notamment en spectroscopie, laissent entrevoir de nouvelles applications de cette technique. Ainsi, Raymond Vahan Damadian propose dès 1969 d'utiliser la RMN dans un but médical et appuie sa proposition avec la démonstration que la spectroscopie RMN permet la détection de tumeurs<ref>(en) Timeline of MRI</ref>.
En 1973, un progrès important est accompli : s'inspirant des méthodes de reconstruction d'images utilisées en tomodensitométrie, Paul Lauterbur réalise pour la première fois une imagerie (qu'il baptise zeugmatographie) basée sur la RMN en utilisant le principe des "gradients" qui permettent de capturer l'image d'une "coupe virtuelle" d'un objet en deux dimensions<ref>(en) MRI — a new way of seeing, réédition de l'article original de Paul Lauterbur initialement paru dans le journal Nature en 1973.</ref>. Simultanément mais de façon indépendante, Peter Mansfield propose une méthode similaire et introduit en 1977 la technique d'imagerie écho-planaire permettant la capture de nombreuses images en un temps relativement court.
Dans les années qui suivent, la technique évolue rapidement notamment grâce aux progrès réalisés en informatique et en électronique qui permettent de mettre en œuvre des méthodes numériques coûteuses en temps de calcul. Ainsi en 1975, Richard Ernst propose d'utiliser la transformée de Fourier pour analyser le codage en fréquence et en phase du signal IRM.
Les premières images de tissus humains seront produites en 1975 par Mansfield puis en 1977 sera réalisée la première image d'un corps humain vivant par Damadian qui dirigera ensuite la fabrication des premiers appareils commerciaux.
La principale innovation dans le domaine de l'IRM viendra avec la reprise par Seiji Ogawa des travaux de Linus Pauling et Charles Coryell sur le magnétisme de l'hémoglobine. En effet, le signal IRM émis par le sang oxygéné diffère du signal du sang désoyxygéné. Cette propriété permit donc à Seiji Ogawa, John Belliveau et Pierre Bandettini de réaliser en 1992 les premières images du cerveau en fonctionnement : en réponse à des stimulations visuelles, ils purent mesurer une augmentation du débit sanguin cérébral dans les aires visuelles du lobe occipital. La mesure de cette réponse hémodynamique est à la base du fonctionnement de l'imagerie par résonance magnétique fonctionnelle, un outil central des neurosciences cognitives contemporaines.
Après plusieurs années d'évolution, l'IRM est donc devenue une technique puissante du domaine de l'imagerie médicale, lequel est sans cesse en développement. En reconnaissance de "leurs découvertes concernant l'imagerie par résonance magnétique", Peter Mansfield et à Paul Lanterbur furent récompensés par le Prix Nobel de physiologie ou médecine en 2003.
La technologie de l'IRM
Le tunnel de l'aimant
Il ne concerne que les IRM fermés, C'est le tunnel dans lequel est introduit le patient. Il a des fonctions de confort (comme l'éclairage, la ventilation...) et des moyens de communication entre le personnel soignant et le patient (microphone et enceintes). Son diamètre varie très légèrement en fonction des constructeurs et des modèles mais est approximativement de 60 cm de diamètre.
L'aimant
L'aimant est au cœur du fonctionnement de l'appareil IRM. Son rôle est de produire le champ magnétique principal appelé B0 qui est constant et permanent. L'unité de mesure de la puissance du champ magnétique de l'IRM est le Tesla. Cette valeur fait référence à l'intensité de ce champ principal.
En 2007, dans le domaine de l'imagerie médicale, les intensités de champs magnétiques utilisées sont comprises entre 0,1 et 3 Tesla, avec des intensités supérieures à 17 Tesla<ref>Note sur l'IRM de très haut champ du projet de recherche NeuroSpin</ref> pour l'étude de spécimens murins et petits animaux. Et jusqu’à 11,7 Tesla pour les études précliniques et cliniques sur l'Homme.
- Remarque : 1,5 T équivaut à 30 000 fois le champ magnétique terrestre.
- Bas Champ : < à 0,5 T
- Moyen Champ : entre 0,5 et 1 T
- Haut Champ : > à 1 T
Les valeurs de champ magnétique sont mesurées à l'isocentre de l'aimant, c’est-à-dire en centre du tunnel. Le champ magnétique diminue à mesure que l'on s'éloigne de cet isocentre : on parle alors de champ magnétique résiduel. La répartition des lignes de champ dépend de la puissance du champ magnétique mais également de la présence d'un blindage autour de l'aimant (voir chapitre sur le blindage de champ magnétique).
Les principales qualités pour un aimant sont :
- Un champ magnétique d'intensité élevée afin d'améliorer le rapport signal sur bruit
- Une bonne stabilité temporelle (le champ magnétique doit être le plus permanent possible)
- Une bonne homogénéité du champ (Ex: 0,2 parties par million ppm dans une sphère de 36 cm de diamètre : c'est la fenêtre minimum d'homogénéité de champ que doit obtenir le constructeur pour vendre son IRM dans la plupart des pays du monde)
Ces qualités sont recherchées parmi les trois types d'aimants disponibles sur le marché : L'aimant permanent, l'aimant résistif et l'aimant supraconducteur. Aujourd'hui c'est l'aimant supraconducteur qui est le plus répandu.
L'augmentation des champs magnétiques permet une amélioration importante de la qualité des images obtenues par IRM mais certaines personnes s'interrogent sur l'influence de champ magnétique de grande intensité sur le corps humain. Toutefois rien, en 2007, ne mettait en évidence un quelconque effet néfaste sur l'organisme si ce n'est quelques "vertiges" dûs à l'induction de faibles courants électriques dans certaines structures nerveuses par les impulsions de radiofréquence. Dans tous les cas, même à champ faible, la présence d'objets ferromagnétiques constituent une contre-indication à l'IRM.
L'aimant permanent
Il est constitué d'une structure ferromagnétique à mémoire magnétique naturelle et permanente. Ce type d'aimant n'est presque plus utilisé : bien que peu coûteux, de technologie simple et à faible consommation énergétique, le champ de basse intensité (inférieur à 0,3 T), le poids considérable de l'appareil (les plus anciens pesaient jusqu’à 100 tonnes) et sa très forte sensibilité aux températures ambiantes ont rendu ce type d'appareils IRM complètement obsolètes.
L'aimant résistif
De technologie plus évoluée que le précédent, cet aimant est constitué d'un bobinage de cuivre traversé par un courant électrique produisant un champ magnétique en son centre. Ce type d'aimant est assez peu utilisé depuis l'apparition des aimants supraconducteurs.
Il est assez peu coûteux à la fabrication et ne nécessite pas de liquide cryogénique de refroidissement (contrairement aux aimants supraconduteurs). De plus, le champ peut être arrêté en quelques secondes en stoppant le courant (mais il faut attendre la stabilisation du champ lors de la remise sous tension).
Malheureusement, le champ magnétique maximum atteint à peine les 0,5 T et reste très sensible aux variations de température. De plus, on retrouve des problèmes d'homogénéité du champ et une consommation électrique très importante pour alimenter la bobine en courant et pour alimenter les compresseurs du circuit de refroidissement afin de compenser l'effet Joule provoqué par la résistivité de la bobine.
L'aimant supraconducteur
En 2007, c'est le type d'aimant le plus répandu. L'aimant supraconducteur utilise le principe de supraconductivité : lorsque certains métaux ou alliages sont soumis à des températures proches du zéro absolu, ils perdent leur résistivité si bien que le passage d'un courant électrique se fait sans perte (donc sans production de chaleur).
L'aimant supraconducteur utilisé en IRM est constitué d'un bobinage de Niobium-Titane (Nb-Ti) baigné constamment dans de l'hélium liquide (près de -269°C) qui en assure l'état supraconducteur. La résistance électrique nulle ainsi atteinte permet de créer des intensités de champ magnétique très élevées. La bobine est encastrée dans une matrice en cuivre qui sert de puits de chaleur afin de protéger en cas de perte accidentelle de la supraconductivité (le "quench")
Enfin, le système est entouré d'un écran refroidisseur (circuit d'air ou d'eau glacée) qui aide à maintenir l'hélium liquide à très basse température. Le tout étant finalement enveloppé d'un espace de vide diminuant les échanges thermiques avec l'extérieur. L'appareil est donc peu sensible aux variations de température ambiante.
Tout cet appareillage rend les appareils à aimant supraconducteur très coûteux à l'achat et, ensuite, à l'utilisation, du fait de leur consommation importante en électricité et hélium cryogénique.
Géométrie de l'aimant
Il existe deux types d'IRM :
L'IRM fermé est la conformation la plus répandue et la plus "connue" à l'heure actuelle. Il s'agit d'un tunnel de 60 cm de diamètre pour 2 mètres de long pour les plus anciens et 1,60 mètre de long pour les plus récents.
L'IRM ouvert est apparu après l'IRM fermé. Très peu répandu à ses débuts, sa principale fonction était l'imagerie vétérinaire pour les animaux ne pouvant physiquement pas rentrer dans un IRM classique car l'entrée était trop étroite. La technologie des IRM ouverts s'améliorant de plus en plus, on leur trouve des avantages dans la médecine humaine notamment pour les individus qui ne pouvaient pas bénéficier de ce type d'imagerie en géométrie fermée. On retrouve parmi ces personnes :
- Les individus obèses dont le tour de taille dépassait le diamètre de l'anneau
- Les individus claustrophobes
- Les enfants qui ne supportent pas de rester seuls plusieurs longues minutes dans l'IRM sans bouger.
Toutefois, les capacités d'intensité de champ magnétique offertes par ce type d'IRM restent bien inférieures aux conformations fermées. En 2006, on pouvait quand même apercevoir des intensités de 1,5 T aux Journées Françaises de Radiologie (JFR).
Les bobines de gradient de champ magnétique
Ce sont trois bobines métalliques enfermées dans un cylindre en fibres de verre et placées autour du tunnel de l'aimant. On les nomme respectivement : bobine X, bobine Y et Bobine Z
Le passage d'un courant électrique dans ces bobines crée des variations d'intensité du champ magnétique dans le tunnel, de façon linéaire, dans le temps et dans l'espace. En fonction de sa géométrie, chaque bobine fait varier le champ magnétique selon un axe spécifique :
- La bobine X selon l'axe droite-gauche
- La bobine Y selon l'axe avant-arrière
- La bobine Z selon l'axe haut-bas
Elles permettent notamment de sélectionner une épaisseur et un plan de coupe (transversal, frontal, sagittal ou oblique) et d'effectuer la localisation spatiale des signaux dans ce plan.
En sélectionnant une de ces bobines, on peut faire varier ces paramètres :
- La pente ou intensité : elle est de l'ordre de quelques dizaines de milliTeslas par mètre et varie selon les imageurs; son rôle est de contrôler l'épaisseur de coupe.
- Le rapport de montée en puissance : elle correspond à la pente maximale atteinte par mètre et par milliseconde; son rôle est la gestion de la rapidité d'acquisition.
- Remarque :Les commutations rapides de champ magnétique par les bobines de gradients produisent des courants de Foucault, eux-mêmes à l'origine de petits champs magnétiques.
Les correcteurs de champ magnétique
Les correcteurs de champ magnétique ou "shim" sont des dispositifs qui servent à compenser les défauts d'homogénéité du champ magnétique principal B0 qui peuvent résulter de facteurs liés à l'environnement ou tout simplement à la présence du patient dans le tunnel.
Les correcteurs de champ sont disposés le long de l'aimant. Il en existe deux types pouvant être présents tous les deux dans une même machine.
Le shim passif
Ce sont des plaques ferromagnétiques. Elles permettent un réglage grossier du champ magnétique, dans le cas d'un environnement perturbateur stable.
Le shim actif
Ce sont des bobines résistives ou supraconductrices, dans lesquelles passe un courant électrique. Les shim actifs permettent un réglage fin et dynamique, lors de la présence de structures mobiles proches de l'imageur ou du patient dans le tunnel. Ils effectuent une compensation automatique à chaque fois que le champ magnétique devient hétérogène.
- Remarque : L'homogénéité du champ magnétique est vérifiée à chaque maintenance du système. Les bobines de shim sont alors calibrées finement (on parle de "shimming") par un technicien ou ingénieur spécialisé.
Les antennes
Ce sont des bobinages de cuivre, de formes variables, qui entourent le patient ou la partie du corps à explorer.
Elles sont capables de produire et/ou capter un signal de radiofréquence (R.F.). Elles sont accordées pour correspondre à la fréquence de résonance de précession des protons qui se trouvent dans le champ magnétique :</br>
- <math>Fp=(\frac{\gamma}{2\pi}).Bo</math>
- <math>Fp</math> = Fréquence de précession
- <math>\gamma</math> = Rapport gyromagnétique
- <math>Bo</math> = Intensité du champ magnétique principal
Ce qui donne :
- Pour un champ de 0,5 T : onde R.F. de 21,3 MHz
- Pour un champ de 1 T : onde R.F. de 42,6 MHz
- Pour un champ de 1,5 T : onde R.F. de 63,9 MHz
Les antennes sont très variables et peuvent être catégorisées de trois manières différentes :
- Selon leur géométrie : volumique et surfacique.
- Selon leur mode de fonctionnement : émettrice-réceptrice ou réceptrice seule.
- Selon l'association ou non de différents éléments d'antennes : linéaire, en quadrature de phase ou en réseau phasé.
Les antennes volumiques
Une antenne volumique est une antenne au centre de laquelle est positionné le segment à examiner. Elle est :
Soit émettrice-réceptrice : c'est un cylindre de bobinage métallique qui émet un signal R.F. approprié (sous la forme d'impulsions régulières) vers des protons de la région à explorer. Ceux-ci entrent alors en résonance. Puis l'antenne réceptionne la réponse de ces protons, au moment de la restitution de l'énergie.
Soit réceptrice simple : elle est constituée de plusieurs antennes réceptrices plates montées en réseau phasé autour d'une structure cylindrique. C'est, dans ce cas, une autre antenne (l'antenne dite "Corps" intégré à l'appareil lui-même) qui s'occupe de l'émission du signal R.F. .
- Remarque : L'émission et la réception du signal se font de façon homogène dans tout le volume entouré par l'antenne.
Exemples d'antennes volumiques :
- L'antenne corps : il s'agit d'une antenne émettrice-réceptrice, elle est située autour du tunnel de l'aimant (non visible sur une installation en utilisation mais il est possible de la visualiser au cours des maintenances). Son diamètre est à peu près de 65 cm. Elle permet l'étude de régions anatomiques étendues (allant jusqu’à 50 cm de long).
- L'antenne tête : il s'agit d'une antenne émettrice-réceptrice ou réceptrice simple. Il s'agit d'une antenne modulaire de diamètre de 25 à 30 cm qui est adaptée à l'exploration de l'encéphale mais peut également être utilisée pour l'exploration comparative des extrémités chez l'adulte (main, poignet, pied et cheville) ou de l'abdomen des jeunes enfants.
- L'antenne genou : il s'agit d'une antenne émettrice-réceptrice ou réceptrice simple. Il s'agit d'une antenne modulaire de 22 cm de diamètre (peut varier). Elle est adaptée à l'exploration du genou, mais aussi du pied et de la cheville.
On peut aussi citer : L'antenne poignet, l'antenne épaule, l'antenne seins, l'antenne jambes...
Les antennes surfaciques
Une antenne surfacique est une antenne plate positionnée contre la région à explorer. Elle est réceptrice simple et ne peut donc que recevoir le signal restitué par les protons, c'est l'antenne corps qui émet l'impulsion R.F. initiale.
En tant qu'antenne linéaire (utilisée seule), elle ne permet l'examen que de petits champs d'exploration. C'est pour cette raison qu'elle est souvent couplée à d'autres antennes surfaciques (en quadrature de phase ou en réseau phasé).
Elle procure un très bon rapport signal sur bruit dans la région d'intérêt à condition de son bon positionnement (le plus proche possible de la zone d'exploration).
Les associations d'antennes
Comme nous l'avons vu précédemment, les antennes peuvent être utilisées seules ou en association afin d'avoir un rendu optimum et permettre le diagnostic :
- L'antenne linéaire : C'est une antenne surfacique utilisée seule et placée parallèlement au champ magnétique B0. Il y a donc réception du signal émis par le patient, uniquement lorsque ce signal passe devant l'antenne.
- L'antenne en quadrature de phase : C'est un ensemble de deux antennes surfaciques disposées autour d'une même région mais dans des plans différents. Chaque antenne reçoit un signal de la même région mais à des moments différents. Les deux signaux se regroupent alors sur un même canal de traitement pour former l'image finale. Ce principe augmente le rapport signal sur bruit et par conséquent la qualité de l'image. On peut aussi utiliser ce gain de signal pour diminuer le temps d'acquisition pour une qualité d'image, cette fois-ci, inchangée. Il est évident que les coûts d'achat de ce type d'antenne est bien plus élevé que pour une antenne linéaire.
- Les antennes en réseau phasé: C'est un ensemble de plusieurs antennes de surface de petit diamètre, disposées côte à côte. Chaque antenne possède son propre canal de réception du signal et produit l'image de la région anatomique en regard de laquelle elle se trouve. Les différentes images sont ensuite combinées par des algorithmes informatiques pour former l'image terminale. Ce principe apporte un très haut signal sur bruit et permet un large champs d'exploration (jusqu’à 48 cm), mais est bien plus onéreux que les deux autres types d'antennes précédemment décrites.
- Remarque: il existe des antennes dites "H.D.E" (Haute Densité d'Éléments) ce sont des antennes qui contiennent plus de deux bobines appelées "éléments d'antenne" qui peuvent être comme des petites antennes élémentaires. Cependant les antennes H.D.E. sont très onéreuses (pour l'exemple une antenne de genou 8 éléments coûte près de 25 000 €)
Les blindages
En IRM, on parle de blindages pour certains dispositifs destinés au confinement des champs magnétiques produits par la machine et à l'isolement de celui-ci des champs magnétiques extérieurs qui viendraient perturber l'acquisition.
Il existe deux blindages dans une installation IRM :
Le blindage des ondes de radiofréquence
Il est assuré par la cage de Faraday constituée d'un maillage de cuivre qui recouvre presque* toutes les parois de la salle de l'aimant et étanche aux ondes R.F. Cependant cette "cage" n'est visible qu'au niveau de la vitre de contrôle (aspect sombre du verre)et le cadre de la porte (de petites lamelles de cuivre), les plaques de cuivres étant cachées dans les murs :
- Elle empêche les ondes R.F. produites par le système de sortir de la salle de l'aimant.
- Elle empêche les ondes R.F. extérieures (produites par tout appareil électronique et objets métalliques en mouvement) d'entrer dans la salle d'examen.
- (*) Dans toutes les salles IRM il existe ce que l'on appelle un panneau de pénétration, c'est un lieu de passages des câbles transportant les informations entre la salle de l'aimant et le local technique, celui-ci fait un "trou" dans la cage de Faraday. Cependant ce passage est spécialement conçu pour ne laisser passer aucune onde R.F.
Le blindage de champ magnétique
Il a pour rôle de rapprocher les lignes de champ au plus près de l'aimant et notamment de faire rentrer la ligne de 0,5 mT dans la salle d'examen.
- Remarque: on parle de la "ligne des 0,5 mT" ou "des 5 Gauss". C'est la limite au-delà de laquelle il y a dysfonctionnement ou dérèglement d'un pacemaker
Il existe deux types de blindages de champ magnétique selon les appareils :
- Un blindage passif : C'est un ensemble de poutrelles d'acier ou de fer doux, entourant l'aimant. Ce dispositif est très lourd.
- Un blindage actif : C'est un bobinage métallique inversé placé aux deux extrémités du bobinage de champ principal B0. Au passage du courant électrique dans les spires inversées, il se produit un champs magnétiques dont les lignes de champ viennent s'opposer à celles de B0.
Le périmètre du champ magnétique est appelé champ magnétique résiduel. La taille du champ magnétique résiduel dépend de la puissance du champ magnétique et du fait que le système est blindé ou non. Pour un IRM de 1,5 T non blindé, un champ supérieur à 0,5 mT s'étend jusqu’à près de 12 mètres de l'isocentre et de 9.5 mètres de part et d'autre de l'aimant ; avec blindage ce champ est réduit à 4 mètres de l'isocentre et 2,5 mètres de part et d'autre de l'aimant.
- Remarque : En raison du contre-champ du blindage actif, le champ magnétique est plus intense à l'entrée du tunnel et sous les capots qu'au centre de l'appareil (les intensités peuvent être presque doublées). Cette propriété peut être cause de vertiges et de sensations de fourmillement à l'entrée du tunnel lors de l'émission des ondes de radiofréquence, dues à de petits courants de Foucault induits dans certaines structures nerveuses. Il est important de respecter les consignes de sécurité et ne pas former de "boucle" avec les membres ce qui augmenterait l'intensité de ces courants et pourrait provoquer des brûlures ou/et de plus grands étourdissements.
Le "Quench"
Le "Quench" se définit par un passage brutal de l'hélium liquide à l'état gazeux volatile qui s'échappe alors de la cuve.
La raison accidentelle principale de ce phénomène est un défaut dans le système d'isolation thermique. Il y a un réchauffement de l'hélium liquide qui passe alors à l'état gazeux, avec un risque de voir l'évaporation s'accélérer avec la diminution du pourcentage d'hélium liquide présent en cuve.
- Remarque : Ce dysfonctionnement peut avoir des origines très diverses : panne dans le circuit d'eau glacée dûe à un dépôt important de calcaire, défaillance dans les compresseurs provoquant l'arrêt de la tête froide, ou une augmentation de pression dans l'aimant...
Le "Quench" peut être aussi provoqué volontairement par le personnel de santé : en effet la propriété supraconductrice des IRM modernes fait que le champ magnétique principal reste même s'il n'y a plus d'apport de courant dans la bobine.
Ainsi pour stopper le champ magnétique, il faut attendre plusieurs heures (voir journées) pour que la très faible résistance de la bobine diminue l'intensité du champ magnétique. En cas de danger immédiat pour toute personne se trouvant dans la salle d'examen, par exemple : un individu coincé entre l'aimant et un gros objet ferromagnétique (brancard, bombonne d'oxygène, cireuse...) il y a un risque d'asphyxie voire de fracture pour celui-ci et la puissante force d'attraction empêche de dégager la personne sans porter atteinte à son intégrité physique. Alors on déclenche le "quench" :
L'hélium liquide passe à l'état gazeux, la bobine principale se réchauffe avec perte de la supraconductivité et reprise de la résistivité de la bobine. À terme, il y a remise en place de l'effet Joule (production d'énergie calorifique : dégagement de chaleur) et l'intensité du champ magnétique chute progressivement.
L'hélium gazeux produit doit normalement s'échapper vers l'extérieur des locaux grâce à un conduit situé au dessus de l'aimant. Si cette évacuation ne se fait pas correctement, l'hélium gazeux s'échappe dans la salle d'examen. Il y a alors un risque important d'asphyxie et de brûlure par le froid pour le patient présent dans le tunnel. Ainsi qu'un risque de confinement de la salle : impossibilité d'ouvrir la porte de la salle selon son sens d'ouverture.
- Remarque : L'hélium gazeux n'est pas un gaz toxique pour l'organisme. Son inconvénient, dans ce cas, est sa détente du passage liquide à l'état gazeux pour finalement remplacer le dioxygène de l'air. En effet pour 1 litre d'hélium liquide on obtient plusieurs centaines de litres d'hélium gazeux ; un véritable problème lorsqu'on sait que la cuve d'un IRM contient (lorsqu'elle est pleine) de 1 650 à 1 800 Litres d'hélium liquide.
Lorsque qu'un "Quench" se produit, il arrive que la totalité de l'hélium présent en cuve s'échappe. Dans ce cas l'appareil IRM ne peut plus être utilisé dans l'immédiat : Il faut refroidir la cuve avant de la remplir à nouveau, puis relancer le champs magnétique jusqu’à atteindre sa complète stabilité. Il faut ensuite recalibrer le shim actif et procéder à des tests sur fantômes. Ces opérations sont très coûteuses en temps et en argent : dans un ordre d'idée, on peut estimer son coût à plus de 40 000 euros sans compter les pertes potentielles dues à l'impossibilité de pratiquer des examens pendant le temps de remise en service qui dure, environ, deux semaines.
Principe de l'IRM
Le nom complet de l'IRM est image à résonance magnétique nucléaire (ou IRMN), on omet souvent son caractère nucléaire. Cette omission est surtout là pour ne pas effrayer les patients qui associent souvent, et à tort, le mot nucléaire avec les rayonnements ionisants.
L'imagerie par résonance magnétique repose essentiellement sur les propriétés magnétiques des atomes et plus particulièrement de leurs noyaux que l'on étudie grâce à un champ magnétique et une onde de radiofréquence.
La localisation spatiale des atomes est obtenue en ajoutant un gradient directionnel sur le champ magnétique de base. La relaxation des protons sera alors modifiée par la variation du champ magnétique. Des techniques de traitement du signal utilisant les algorithmes de transformées de Fourier rapides permettent alors de localiser l'évènement.
La résolution spatiale est liée à l'intensité du champ magnétique (de nos jours, en 2006, les appareils utilisent un champ de 1 à 3 teslas) et de la durée de l'acquisition (en général une dizaine de minutes). On atteint actuellement une résolution de l'ordre du millimètre.
En modifiant les paramètres d'acquisition IRM, l'utilisateur peut modifier la pondération de l'image, c’est-à-dire l'influence des temps de relaxation T1, T2 et densité protonique dans le contraste final.
Rappel de biologie humaine
L'atome le plus abondant dans l'organisme est l'hydrogène, notammnent par l'eau (<math>H_2 O</math>) qui compose majoritairement l'organisme humain. En IRM, on utilisera donc le signal des atomes d'hydrogène pour former l'image correspondant aux éléments anatomiques.
La physique fondamentale de l'IRM
Pour une bonne compréhension de la technologie de l'IRM et de ses applications, il est nécessaire de comprendre la physique fondamentale qu'elles appliquent en permanence.
En 1924, Wolfgang Pauli émet l’hypothèse du spin d’un proton, cependant cette théorie n'est pas démontrée et il faudra attendre encore quelques années pour qu'elle soit vérifiée expérimentalement.
En effet le noyau d'un atome est constitué d'un certain nombres de protons et de neutrons (nucléons) animés d'un mouvement collectif complexe comportant en particulier une rotation individuelle autour d'un axe passant par leurs propres centres (c'est le spin)
Une particule qui tourne, induit autour d'elle un moment cinétique ou "spin" aligné sur son axe de rotation (représenté par le vecteur S). Les protons sont chargés positivement et une charge qui tourne induit autour d'elle un champ magnétique appelé "moment magnétique". Celui-ci est représenté par un vecteur d'aimantation µ. Bien qu'électriquement neutre, les neutrons possèdent aussi un moment magnétique. Cela est dû au fait que les nucléons sont constitués de sous-particules en rotation : les quarks, dont la distribution des charges va induire un moment magnétique que l'on peut présenter comme un dipole magnétique.
Les principaux noyaux d'intérêt biologique possédant des propriétés magnétiques sont : L'hydrogène (1H), l'isotope du carbone (13C), le fluor (19F), le phosphore (31P) et le sodium (23Na). Cependant, seul le noyau d'hydrogène, formé d'un seul proton, joue un rôle important en imagerie aujourd'hui. Ceci est lié a sa forte présence dans l'organisme et au fait qu'il possède un moment magnétique intrinsèque élevé qui donne lieu à un phénomène de résonance très net.
La résonance magnétique
La résonance magnétique nucléaire (RMN) consiste à étudier les modifications d'aimantation des noyaux d'une substance sous l'action conjointe de deux champs magnétiques : un champ magnétique principal statique et élevé (B0) et un champ éléctromagnétique tournant ou onde de radiofréquence (B1 ou RF).
Lorsqu'un proton est soumis à un champ magnétique externe tel que B0, il aura tendance à s'orienter dans la direction de celui-ci ; mais, contrairement aux aimants à mémoire permanente, les protons ne vont pas tous s'orienter dans le même sens (nord-sud et sud-nord) en tournant autour de Bo avec un certain angle de précession. Les deux populations ainsi formées vont se répartir de façon soit parallèle (dans le même sens que Bo) soit anti-parallèle (dans le sens contraire de Bo)<ref>Ceci est dû au fait que les protons n'obéissent pas aux règles "stricto sensu" de la mécanique classique mais aux postulats de la mécanique quantique</ref>.
Le phénomène de résonance magnétique peut être abordé selon deux modèles :
- Une approche macroscopique dite "géométrique" en mécanique classique.
- Une approche "énergétique" à l'échelle nucléaire en mécanique quantique.
Le modèle classique
En mécanique classique, la description du phénomène de résonance magnétique permet d'aborder les notions de "double" précession. Une notion utile pour comprendre le phénomène de "bascule" du vecteur d'aimantation macroscopique par les RF lors de la résonance.
En absence de champ magnétique externe, les protons d'un échantillon tissulaire sont orientés de façon aléatoire dans l'espace sachant que la somme des vecteurs d'aimantation élémentaire (de chaque protons) microscopique est nulle et il n'y a pas de vecteur d'aimantation macroscopique (M=0). Lorsqu'un champ magnétique externe d'intensité significative est appliqué, les protons s'orientent dans sa direction sans être réellement parfaitement alignés à celui-ci. En effet, les protons tournent individuellement autour de Bo à une fréquence angulaire (c'est la précession) selon l'équation de Larmor, où <math>\omega_0</math> est la fréquence angulaire de Larmor ou fréquence angulaire de résonance proportionnelle à Bo et <math>\gamma</math> est le rapport gyromagnétique (spécifique à chaque noyau) :
<math>\omega_0= \gamma \cdot B_0</math>
Chaque proton décrit un cône autour de Bo, comme le ferait une toupie de gravitation terrestre (En réalité le proton décrit un double cône dont les sommets se rejoignent en son centre de gravité) selon leur sens parallèle (basse énergie) ou anti-parallèle (haute énergie).
La répartition des protons parallèles et anti-parallèles est à peu près équivalente. Cependant, il y a un peu plus de protons parallèles que de protons anti-parallèles, mais cette différence, si infime soit elle (pour un Bo = 0,5 tesla et à environ 37°C sur 1 000 002 de protons d'hydrogène il y a 500 002 protons parallèles), suffit largement à produire un signal RMN à l'échelle tissulaire qui sera l'origine de la formation d'une image.
Les protons parallèles surnuméraires vont être à l'origine de la formation d'un vecteur d'aimantation macroscopique M. À l'état d'équilibre, celui-ci est aligné sur Bo sans aimantation transversale mais précessant autour de cet axe (appelé par convention Oz) avec un angle donné. Ce phénomène de précession fait apparaitre une nouvelle composante longitudinale Mz (aimantation longitudinale) ; à l'équilibre cette aimantation est appelée Mz0 : Les précessions protoniques ne sont pas cohérentes ; pour un temps T donné et précis, les précessions sont dans différentes directions. On dit que les protons sont "déphasés" : il n'y a pas de composante transversale Mxy résultante. Mzo croît avec la concentration en protons par unité de volume (c'est la densité protonique) et avec la force du champ magnétique principal.
Il est impossible, à cette étape, de mesurer le vecteur d'aimantation macroscopique : celui-ci étant dans le même sens et la même direction que Bo, son signal est noyé dans celui du champ principal.</br> Pour pouvoir le mesurer, il va falloir trouver un moyen de le discriminer du champ magnétique principal, en le basculant dans le plan xOy par un deuxième champ magnétique dit "tournant" : B1 ou onde de radiofréquence (RF).
Le champ électro-magnétique B1 est appliqué dans le plan xOy selon l'axe Ox. Pour qu'il y aie transfert d'énergie à ce système en état d'équilibre il faut que la fréquence de rotation <math>\omega_r </math> des ondes de radiofréquence soit synchrone à la fréquence de Larmor <math>\omega_0= \gamma \cdot B_0</math> spécifique des protons dans le champ donné Bo : on dit alors que les deux systèmes sont en résonance (<math>\omega_0 = \omega_r </math>).
Lors de l'application du second champ magnétique le vecteur macroscopique M continue de précesser autour de Bo à la fréquence angulaire <math>\omega_0</math>.</br> Il se met également à précesser autour de B1 à la fréquence angulaire <math>\omega_1 </math>.
A ce moment, il y a donc trois fréquences angulaires qui s'appliquent sur les protons :
- <math>\omega_r </math>, fréquence angulaire de rotation des ondes de radiofréquence.
- <math>\omega_0 </math>, fréquence angulaire de précession autour du champ magnétique principal.
- <math>\omega_1 </math>, fréquence angulaire de précession autour du champ magnétique tournant.
Rappelons aussi qu'à ce moment (<math>\omega_0= \omega_r</math>) sinon il y a pas résonance.
En imagerie, le champ magnétique tournant (ou onde de radiofréquence) est appliqué pendant un temps très court de l'ordre de quelques millisecondes (ms) de telle sorte que M bascule d'un angle de 90° ou 180°. Pour mieux représenter cette réalité, on ne parle plus de l'application d'un "champ électromagnétique tournant" mais plutôt "d'impulsion de radiofréquence" ou encore "d'impulsion d'exitation" bien que cela ne change rien à la nature de B1 et que l'on continue à parler de la même chose.