Angiographie par résonance magnétique - Magnetic resonance angiography

Angiographie par résonance magnétique
Mra-mip.jpg
MRA de temps de vol au niveau du Cercle de Willis .
Engrener D018810
Code OPS-301 3-808 , 3-828
MedlinePlus 007269

L'angiographie par résonance magnétique ( ARM ) est un groupe de techniques basées sur l'imagerie par résonance magnétique ( IRM ) pour imager les vaisseaux sanguins. L'angiographie par résonance magnétique est utilisée pour générer des images d'artères (et plus rarement de veines) afin de les évaluer pour une sténose (rétrécissement anormal), des occlusions , des anévrismes (dilatations de la paroi vasculaire, à risque de rupture) ou d'autres anomalies. L'ARM est souvent utilisée pour évaluer les artères du cou et du cerveau, l'aorte thoracique et abdominale, les artères rénales et les jambes (ce dernier examen est souvent appelé « run-off »).

Acquisition

Diverses techniques peuvent être utilisées pour générer des images de vaisseaux sanguins, à la fois des artères et des veines , en fonction des effets de flux ou de contraste (inhérents ou générés pharmacologiquement). Les méthodes d'ARM les plus fréquemment appliquées impliquent l'utilisation d' agents de contraste intraveineux , en particulier ceux contenant du gadolinium pour raccourcir le T 1 du sang à environ 250 ms, plus court que le T 1 de tous les autres tissus (sauf la graisse). Les séquences courtes TR produisent des images lumineuses du sang. Cependant, de nombreuses autres techniques pour effectuer une ARM existent et peuvent être classées en deux groupes généraux : les méthodes « dépendantes du débit » et les méthodes « indépendantes du débit ».

Angiographie débit-dépendante

Un groupe de méthodes pour l'ARM est basé sur le flux sanguin. Ces méthodes sont appelées MRA dépendant du flux. Ils profitent du fait que le sang circule dans les vaisseaux pour distinguer les vaisseaux des autres tissus statiques. De cette façon, des images du système vasculaire peuvent être produites. L'ARM dépendante du débit peut être divisée en différentes catégories : il existe une ARM à contraste de phase (PC-MRA) qui utilise les différences de phase pour distinguer le sang du tissu statique et l'ARM à temps de vol (ARM TOF) qui exploite les spins en mouvement du sang subissent moins d'impulsions d'excitation que les tissus statiques, par exemple lors de l'imagerie d'une fine tranche.

L'angiographie à temps de vol (TOF) ou d'afflux utilise un temps d'écho court et une compensation de débit pour rendre le sang en circulation beaucoup plus brillant que les tissus stationnaires. Lorsque le sang en circulation pénètre dans la zone à imager, il a vu un nombre limité d'impulsions d'excitation, il n'est donc pas saturé, ce qui lui donne un signal beaucoup plus élevé que le tissu stationnaire saturé. Comme cette méthode dépend de l'écoulement du sang, les zones à écoulement lent (telles que les grands anévrismes) ou l'écoulement qui est dans le plan de l'image peuvent ne pas être bien visualisées. Ceci est le plus souvent utilisé dans la tête et le cou et donne des images haute résolution détaillées. C'est également la technique la plus couramment utilisée pour l'évaluation angiographique de routine de la circulation intracrânienne chez les patients ayant subi un AVC ischémique.

ARM en contraste de phase

Reconstruction par projection isotrope (VIPR) largement sous-échantillonnée d'une séquence IRM en contraste de phase (PC) d'un homme de 56 ans présentant des dissections de l' artère cœliaque (en haut) et de l' artère mésentérique supérieure (en bas). Le flux laminaire est présent dans la vraie lumière (flèche fermée) et le flux hélicoïdal est présent dans la fausse lumière (flèche ouverte).

Le contraste de phase (PC-MRA) peut être utilisé pour coder la vitesse du sang en mouvement dans la phase du signal de résonance magnétique . La méthode la plus couramment utilisée pour coder la vitesse est l'application d'un gradient bipolaire entre l'impulsion d'excitation et la lecture. Un gradient bipolaire est formé de deux lobes symétriques de surface égale. Il est créé en activant le gradient de champ magnétique pendant un certain temps, puis en basculant le gradient de champ magnétique dans la direction opposée pendant le même laps de temps. Par définition, l'aire totale (0e instant) d'un gradient bipolaire, , est nulle :

(1)

Le gradient bipolaire peut être appliqué le long de n'importe quel axe ou combinaison d'axes en fonction de la direction dans laquelle l'écoulement doit être mesuré (par exemple x). , la phase accumulée lors de l'application du gradient, est de 0 pour les spins stationnaires : leur phase n'est pas affectée par l'application du gradient bipolaire. Pour les spins se déplaçant avec une vitesse constante, , le long de la direction du gradient bipolaire appliqué :

(2)

La phase accumulée est proportionnelle à la fois et au 1er moment du gradient bipolaire , fournissant ainsi un moyen d'estimer . est la fréquence de Larmor des spins imagés. Pour mesurer , le signal IRM est manipulé par des gradients bipolaires (champs magnétiques variables) qui sont préréglés à une vitesse d'écoulement maximale attendue. Une acquisition d'image inverse du gradient bipolaire est alors acquise et la différence des deux images est calculée. Les tissus statiques tels que les muscles ou les os seront soustraits, mais les tissus en mouvement tels que le sang acquerront une phase différente car il se déplace constamment dans le gradient, donnant ainsi également sa vitesse d'écoulement. Étant donné que le contraste de phase ne peut acquérir le flux que dans une direction à la fois, 3 acquisitions d'images distinctes dans les trois directions doivent être calculées pour donner l'image complète du flux. Malgré la lenteur de cette méthode, la force de la technique est qu'en plus de l'imagerie du sang circulant, des mesures quantitatives du flux sanguin peuvent être obtenues.

Angiographie indépendante du flux

Alors que la plupart des techniques d'ARM reposent sur des agents de contraste ou s'écoulent dans le sang pour générer un contraste (techniques à contraste amélioré), il existe également des méthodes indépendantes du flux sans contraste amélioré. Ces méthodes, comme leur nom l'indique, ne reposent pas sur le flux, mais sont plutôt basées sur les différences de T 1 , T 2 et le déplacement chimique des différents tissus du voxel. L'un des principaux avantages de ce type de techniques est que nous pouvons visualiser plus facilement les régions de débit lent souvent rencontrées chez les patients atteints de maladies vasculaires. De plus, les méthodes sans contraste amélioré ne nécessitent pas l'administration d'un agent de contraste supplémentaire, qui a récemment été lié à la fibrose systémique néphrogénique chez les patients atteints d' insuffisance rénale chronique et d' insuffisance rénale .

L'angiographie par résonance magnétique à contraste amélioré utilise l'injection d' agents de contraste IRM et est actuellement la méthode la plus courante de réalisation d'ARM. Le produit de contraste est injecté dans une veine et les images sont acquises à la fois avant le contraste et pendant le premier passage de l'agent dans les artères. Par soustraction de ces deux acquisitions en post-traitement, on obtient une image qui ne montre en principe que les vaisseaux sanguins, et non les tissus environnants. À condition que le timing soit correct, cela peut donner des images de très haute qualité. Une alternative consiste à utiliser un agent de contraste qui, comme la plupart des agents, ne quitte pas le système vasculaire en quelques minutes, mais reste dans la circulation jusqu'à une heure (un " agent de pool sanguin "). Étant donné qu'un temps plus long est disponible pour l'acquisition d'images, une imagerie à plus haute résolution est possible. Un problème, cependant, est le fait que les artères et les veines sont améliorées en même temps si des images à plus haute résolution sont nécessaires.

Angiographie par résonance magnétique à contraste amélioré sans soustraction : les développements récents de la technologie ARM ont permis de créer des images ARM à contraste amélioré de haute qualité sans soustraction d'une image de masque sans contraste amélioré. Il a été démontré que cette approche améliore la qualité du diagnostic, car elle empêche les artefacts de soustraction de mouvement ainsi qu'une augmentation du bruit de fond de l'image, deux résultats directs de la soustraction d'image. Une condition importante pour cette approche est d'avoir une excellente suppression de la graisse corporelle sur de grandes zones d'image, ce qui est possible en utilisant les méthodes d'acquisition mDIXON. L'ARM traditionnelle supprime les signaux provenant de la graisse corporelle lors de l'acquisition d'images réelles, une méthode sensible aux petites déviations des champs magnétiques et électromagnétiques et, par conséquent, peut montrer une suppression de graisse insuffisante dans certaines zones. Les méthodes mDIXON peuvent distinguer et séparer avec précision les signaux d'image créés par la graisse ou l'eau. En utilisant les « images d'eau » pour les examens ARM, pratiquement aucune graisse corporelle n'est visible, de sorte qu'aucun masque de soustraction n'est nécessaire pour des phlébogrammes IRM de haute qualité.

Angiographie par résonance magnétique non rehaussée : L'injection d'agents de contraste pouvant être dangereuse pour les patients insuffisants rénaux, d'autres techniques ont été développées, qui ne nécessitent aucune injection. Ces méthodes sont basées sur les différences de T 1 , T 2 et le déplacement chimique des différents tissus du voxel. Une méthode notable non améliorée pour l'angiographie indépendante du flux est l'imagerie de précession libre à l'état d'équilibre (bSSFP) qui produit naturellement un signal élevé des artères et des veines.

Acquisitions 2D et 3D

ARM rendue en 3D pour identifier une artère sous-clavière aberrante .

Pour l'acquisition des images, deux approches différentes existent. En général, des images 2D et 3D peuvent être acquises. Si des données 3D sont acquises, des coupes transversales à des angles de vue arbitraires peuvent être calculées. Des données tridimensionnelles peuvent également être générées en combinant des données 2D provenant de différentes tranches, mais cette approche se traduit par des images de qualité inférieure à des angles de vue différents de l'acquisition de données d'origine. De plus, les données 3D peuvent non seulement être utilisées pour créer des images en coupe transversale, mais également des projections peuvent être calculées à partir des données. L'acquisition de données tridimensionnelles peut également être utile lorsqu'il s'agit de géométries de vaisseaux complexes où le sang circule dans toutes les directions spatiales (malheureusement, ce cas nécessite également trois codages de flux différents, un dans chaque direction spatiale). PC-MRA et TOF-MRA présentent tous deux des avantages et des inconvénients. PC-MRA a moins de difficultés avec un débit lent que TOF-MRA et permet également des mesures quantitatives de débit. Le PC-MRA montre une faible sensibilité lors de l'imagerie d'un flux pulsé et non uniforme. En général, un débit sanguin lent est un défi majeur dans l'ARM dépendante du débit. Cela réduit les différences entre le signal sanguin et le signal tissulaire statique. Cela s'applique soit au PC-MRA où la différence de phase entre le sang et le tissu statique est réduite par rapport à un débit plus rapide et au TOF-MRA où la magnétisation transversale du sang et donc le signal sanguin sont réduits. Des agents de contraste peuvent être utilisés pour augmenter le signal sanguin - ceci est particulièrement important pour les très petits vaisseaux et les vaisseaux avec des vitesses d'écoulement très faibles qui présentent normalement un signal faible en conséquence. Malheureusement, l'utilisation de produits de contraste à base de gadolinium peut être dangereuse si les patients souffrent d'une insuffisance rénale. Pour éviter ces complications et éliminer les coûts des produits de contraste, des méthodes non améliorées ont été étudiées récemment.

Techniques non améliorées en développement

Les méthodes NEMRA indépendantes du flux ne sont pas basées sur le flux, mais exploitent les différences de T 1 , T 2 et le déplacement chimique pour distinguer le sang du tissu statique.

Écho de spin rapide de soustraction fermée : une technique d'imagerie qui soustrait deux séquences d'écho de spin rapide acquises à la systole et à la diastole. L'artériographie est obtenue en soustrayant les données systoliques, où les artères apparaissent sombres, de l'ensemble de données diastolique, où les artères apparaissent claires. Nécessite l'utilisation d'une synchronisation électrocardiographique. Les noms commerciaux de cette technique incluent Fresh Blood Imaging (Toshiba), TRANCE (Philips), native SPACE (Siemens) et DeltaFlow (GE).

Angiographie IRM dynamique 4D (4D-ARM) : Les premières images, avant rehaussement, servent de masque de soustraction pour extraire l'arbre vasculaire dans les images suivantes. Permet à l'opérateur de diviser les phases artérielles et veineuses krovotoka avec la visualisation de sa dynamique. Jusqu'à présent, beaucoup moins de temps a été consacré à la recherche de cette méthode par rapport à d'autres méthodes d'ARM.

phlébographie BOLD ou imagerie pondérée en susceptibilité (SWI) : cette méthode exploite les différences de sensibilité entre les tissus et utilise l'image de phase pour détecter ces différences. Les données d'amplitude et de phase sont combinées (numériquement, par un programme de traitement d'image) pour produire une image d'amplitude de contraste améliorée qui est extrêmement sensible au sang veineux, à l'hémorragie et au stockage du fer. L'imagerie du sang veineux avec SWI est une technique dépendante du niveau d'oxygène dans le sang (BOLD), c'est pourquoi elle était (et est parfois encore) appelée phlébographie BOLD. En raison de sa sensibilité au sang veineux, le SWI est couramment utilisé dans les lésions cérébrales traumatiques (TCC) et pour les phlébographies cérébrales à haute résolution.

Des procédures similaires à l'ARM basée sur l'effet de flux peuvent être utilisées pour imager les veines. Par exemple, la phlébographie par résonance magnétique (MRV) est obtenue en excitant un plan inférieur tandis que le signal est collecté dans le plan immédiatement supérieur au plan d'excitation, et ainsi en imageant le sang veineux qui s'est récemment déplacé du plan excité. Les différences dans les signaux tissulaires peuvent également être utilisées pour l'ARM. Cette méthode est basée sur les différentes propriétés de signal du sang par rapport aux autres tissus du corps, indépendamment des effets du flux RM. Ceci est le plus réussi avec des séquences d'impulsions équilibrées telles que TrueFISP ou bTFE. BOLD peut également être utilisé en imagerie de l'AVC afin d'évaluer la viabilité de la survie des tissus.

Artefacts

Les techniques d'ARM en général sont sensibles à l'écoulement turbulent, ce qui entraîne une perte de cohérence de phase de divers spins de protons magnétisés (phénomène de déphasage intra-voxel), entraînant une perte de signal. Ce phénomène peut entraîner une surestimation de la sténose artérielle. D'autres artefacts observés dans l'ARM comprennent :

  • ARM en contraste de phase : Wrapping de phase causé par la sous-estimation de la vitesse maximale du sang dans l'image. Le sang en mouvement rapide sur la vitesse maximale définie pour l'ARM à contraste de phase est aliasé et le signal passe de pi à -pi à la place, rendant les informations de flux peu fiables. Cela peut être évité en utilisant des valeurs de codage de vitesse (VENC) supérieures à la vitesse maximale mesurée. Il peut également être corrigé avec ce que l'on appelle le dépliage de phase.
  • Termes de Maxwell : provoqués par la commutation du champ de gradients dans le champ principal B0. Cela provoque une distorsion du champ magnétique et donne des informations de phase inexactes pour l'écoulement.
  • Accélération : l'accélération du flux sanguin n'est pas correctement codée par la technique du contraste de phase, ce qui peut conduire à des erreurs de quantification du flux sanguin.
  • MRA de temps de vol :
  • Artefact de saturation dû au flux laminaire : Dans de nombreux vaisseaux, le flux sanguin est plus lent près des parois des vaisseaux que près du centre du vaisseau. Cela provoque la saturation du sang près des parois des vaisseaux et peut réduire le calibre apparent du vaisseau.
  • Artefact de store vénitien : Étant donné que la technique acquiert des images en dalles, un angle de retournement non uniforme sur la dalle peut apparaître sous la forme d'une bande horizontale dans les images composées.

Visualisation

Projection d'intensité maximale d'un revêtement ARM de la crosse aortique juste en dessous du cercle de Willis

Occasionnellement, MRA produit directement des tranches (épaisses) qui contiennent l'intégralité du vaisseau d'intérêt. Plus communément, cependant, l'acquisition se traduit par un empilement de tranches représentant un volume 3D dans le corps. Pour afficher cet ensemble de données 3D sur un périphérique 2D tel qu'un écran d'ordinateur, une méthode de rendu doit être utilisée. La méthode la plus courante est la projection d'intensité maximale (MIP), où l'ordinateur simule les rayons à travers le volume et sélectionne la valeur la plus élevée pour l'affichage à l'écran. Les images résultantes ressemblent à des images d'angiographie par cathéter conventionnelles. Si plusieurs de ces projections sont combinées dans une boucle ciné ou un objet QuickTime VR , l'impression de profondeur est améliorée et l'observateur peut avoir une bonne perception de la structure 3D. Une alternative au MIP est le rendu de volume direct où le signal MR est traduit en propriétés telles que la luminosité, l'opacité et la couleur, puis utilisé dans un modèle optique.

Utilisation clinique

L'ARM a réussi à étudier de nombreuses artères du corps, y compris les vaisseaux cérébraux et autres de la tête et du cou, l'aorte et ses branches principales dans le thorax et l'abdomen, les artères rénales et les artères des membres inférieurs. Pour les artères coronaires, cependant, l'ARM a eu moins de succès que l'angio-TDM ou l'angiographie par cathéter invasive. Le plus souvent, la maladie sous-jacente est l' athérosclérose , mais des conditions médicales telles que des anévrismes ou une anatomie vasculaire anormale peuvent également être diagnostiquées.

Un avantage de l'ARM par rapport à l'angiographie invasive par cathéter est le caractère non invasif de l'examen (aucun cathéter ne doit être introduit dans le corps). Un autre avantage, par rapport à l'angio-TDM et à l'angiographie par cathéter, est que le patient n'est exposé à aucun rayonnement ionisant . De plus, les produits de contraste utilisés pour l'IRM ont tendance à être moins toxiques que ceux utilisés pour l'angiographie CT et l'angiographie par cathéter, moins de personnes présentant un risque d'allergie. Il faut également beaucoup moins pour être injecté au patient. Les plus grands inconvénients de la méthode sont son coût relativement élevé et sa résolution spatiale quelque peu limitée . La durée des analyses peut également être un problème, la tomodensitométrie étant beaucoup plus rapide. Il est également exclu chez les patients pour lesquels les examens IRM peuvent être dangereux (comme avoir un stimulateur cardiaque ou du métal dans les yeux ou certains clips chirurgicaux).

Les procédures d'ARM pour visualiser la circulation crânienne ne sont pas différentes du positionnement d'un cerveau IRM normal. Une immobilisation à l'intérieur de la bobine de tête sera nécessaire. L'ARM fait généralement partie de l'examen cérébral IRM total et ajoute environ 10 minutes au protocole d'IRM normal.

Voir également

Les références

Liens externes