Angiographie par résonance magnétique : état actuel et orientations futures

Les applications cliniques de l’angiographie par résonance magnétique (ARM) se développent rapidement à mesure que les progrès technologiques, tant au niveau du matériel que des techniques d’imagerie, permettent de surmonter les limites antérieures, et que les risques liés aux agents de contraste intraveineux et à l’exposition répétée aux rayonnements ionisants deviennent plus saillants pour le clinicien et le patient . L’imagerie par résonance magnétique (IRM) présente l’avantage de s’appuyer sur les propriétés magnétiques intrinsèques des tissus corporels et du sang dans un champ magnétique externe pour produire une image, sans avoir recours aux rayonnements ionisants ou aux agents de contraste néphrotoxiques. Grâce à la disponibilité et à l’utilisation croissantes d’aimants de 3,0 Tesla (T), qui ont reçu l’approbation de la FDA en 2002, et à des séquences d’impulsions optimisées, des images de haute qualité avec une excellente résolution spatiale peuvent être obtenues dans des temps de balayage plus courts avec des injections réduites ou nulles d’agents de contraste. Dans ce manuscrit, nous passerons en revue les développements récents concernant (1) la réalisation d’ARM à 3,0T, y compris l’ARM avec renforcement du contraste (RC)  » à faible dose « , et (2) les nouvelles techniques d’ARM sans RC (NCE).

ARM à 3,0T

À 3,0T, deux fois plus de protons sont alignés avec le champ magnétique par rapport à 1,5T, ce qui entraîne un rapport signal/bruit (SNR) théoriquement doublé. Ce gain en SNR peut être mis à profit pour augmenter la résolution spatiale, diminuer le temps d’acquisition ou une combinaison des deux pour obtenir les mêmes caractéristiques SNR qu’à 1,5T en moins de temps. L’augmentation de la résolution spatiale permet d’améliorer la visibilité des lésions, et les temps d’acquisition plus rapides permettent de réduire les artefacts de mouvement et de diminuer les besoins de respiration. En outre, les effets de renforcement du contraste entre les vaisseaux et le fond du gadolinium (Gd) sont encore plus prononcés à 3,0T, produisant des images à plus haut contraste et nécessitant donc des doses plus faibles d’agents à base de Gd pour obtenir une qualité d’image similaire à celle trouvée à des champs plus faibles (Figure 1) .

Typiquement, les techniques d’ARM CE sont utilisées plus souvent que les techniques d’ARM NCE. Les avantages de l’EC-MRA par rapport aux autres techniques d’ARM, telles que le temps de vol (TOF) et le contraste de phase (PC), comprennent des temps d’acquisition plus courts, une meilleure couverture anatomique et une moindre sensibilité aux artefacts causés par le flux sanguin et la pulsatilité. Pour éviter un rehaussement artériel et veineux combiné, des temps d’acquisition plus courts sont nécessaires pour obtenir des images en phase purement « artérielle ». Ceci peut être fait en utilisant des acquisitions avec une imagerie parallèle ou des techniques résolues en temps. A 3,0T, le gain en SNR peut permettre des facteurs d’accélération plus élevés en imagerie parallèle pour diminuer les temps de balayage et améliorer encore la résolution spatiale .

Si le 3,0T ouvre de nombreuses possibilités pour l’avenir de l’ARM, il s’accompagne également d’une nouvelle série de problèmes cliniques et technologiques qui doivent être résolus avant de gagner une utilisation généralisée. Les séquences d’impulsions qui ont été optimisées pour 1,5T devront peut-être être adaptées aux applications 3,0T. De plus, l’intensité élevée du champ magnétique augmente le dépôt d’énergie chez le patient et l’inhomogénéité du champ, comme nous le verrons plus loin.

ARM avec contraste à 3,0T

Bien que les agents à base de gadolinium aient un excellent dossier de sécurité, les rapports liant le gadolinium à la fibrose systémique néphrogénique ont suscité un regain d’intérêt pour l’ARM-CE et l’ARM-NCE  » à faible dose  » . En outre, les faibles doses de produit de contraste permettent de réduire les coûts de l’ERM-CE. Les chélates de gadolinium sont des composés paramagnétiques qui raccourcissent les temps de relaxation T1 et T2 en perturbant respectivement les interactions spin-réseau et spin-spin. Ces effets du Gd sur les tissus corporels sont relativement peu affectés par l’augmentation de l’intensité du champ magnétique. Ainsi, bien que les temps de relaxation T1 des tissus corporels augmentent à 3,0 T, les temps de relaxation T1 des agents de contraste au Gd restent relativement inchangés à des intensités de champ magnétique plus élevées. Il en résulte des augmentations notables du rapport contraste/bruit (CNR) entre le pool sanguin et le fond par rapport à 1,5T. L’augmentation du CNR à 3,0T peut être utilisée pour améliorer la qualité de l’image en utilisant la même quantité de contraste ou pour diminuer la quantité de contraste IV injectée par rapport à un balayage similaire à 1,5T (figure 2). Tomasian et al. ont récemment démontré que pour l’ARM 3.0T des artères supra-aortiques, une réduction de la dose de contraste de 0,15 à 0,05 mmol/kg ne compromettait pas la qualité de l’image, la vitesse d’acquisition ou la résolution spatiale. La maladie occlusive artérielle a été détectée de manière presque égale entre les deux lecteurs, sans différence significative dans les scores de définition artérielle.

L’ARM-CE a été établie comme une alternative non invasive à l’angiographie conventionnelle pour évaluer les maladies vasculaires périphériques et peut être une alternative à l’ATC pour le diagnostic de l’embolie pulmonaire aiguë . L’ARM des membres inférieurs est généralement associée aux protocoles de dose de contraste les plus élevés de toutes les techniques d’imagerie par RM, nécessitant souvent l’administration d’une double dose (0,2 mmol/kg) ou plus de contraste Gd. Il a été démontré que la quantité de contraste de Gd nécessaire à 3,0 T pour l’ARM des extrémités inférieures peut être réduite jusqu’à un tiers de celle utilisée à 1,5 T (c’est-à-dire de 0,3 mmol/kg à 0,1 mmol/kg). Les images obtenues à des doses de contraste plus faibles présentaient une meilleure définition artérielle que les images à haute dose, probablement en raison d’un signal de fond résiduel plus faible provenant de l’injection de contraste initiale et d’une contamination veineuse moindre.

La qualité de l’ARM-CE rénale à 3,0T a également été évaluée avec du Gd à faible dose. Attenberger et al. ont démontré une qualité d’image égale pour l’évaluation des artères rénales en comparant 0,1 mmol/kg de gadobénate diméglumine à 3,0T avec 0,2 mmol/kg de gadobutrol à 1,5T . Kramer et al. ont comparé une faible dose (0,1 mmol/kg) de gadopentétate de diméglumine à 3,0T à une angiographie par soustraction numérique (ASN) conventionnelle pour l’évaluation de la sténose de l’artère rénale chez 29 patients, produisant des images de bonne à excellente qualité avec une sensibilité et une spécificité de 94 % et 96 % respectivement. Ces résultats suggèrent qu’à 3,0T, la dose de contraste dans la pratique actuelle est probablement plus élevée que nécessaire, et qu’elle peut être diminuée sans impact négatif sur la résolution spatiale ou la qualité globale de l’image.

Les techniques actuelles d’ARM-CE utilisant des agents de contraste Gd conventionnels sont limitées par la nécessité d’acquérir des images relativement rapidement lors du premier passage de l’agent de contraste dans les vaisseaux d’intérêt. De nouveaux agents de contraste intravasculaires à base de Gd peuvent aider à surmonter ces limitations. Le gadofosveset trisodique, un agent de contraste intravasculaire se liant aux protéines qui a récemment obtenu l’approbation de la FDA pour être utilisé dans l’ARM-CE des segments aorto-iliaques, diffère des autres agents de contraste à base de gadolinium par sa durée de vie intravasculaire considérablement plus longue et sa plus grande relaxivité . Le gadofosveset nécessite de plus petites quantités totales de contraste (figure 3) et prolonge les fenêtres d’imagerie jusqu’à 60 minutes ou plus. Les images peuvent alors être obtenues pendant la phase d’état d’équilibre après l’administration du contraste IV, ce qui permet des temps de balayage plus longs pour acquérir des images CE-MRA à très haute résolution spatiale. Une étude de Klessen et al. a démontré que 10 ml de gadofosveset trisodique produisaient des images qualitativement meilleures avec un contraste artériel plus élevé par rapport à 30 ml de gadopentétate diméglumine. Une optimisation supplémentaire du protocole d’injection est spéculée pour améliorer encore les résultats trouvés dans cette étude.

Imagerie parallèle à 3,0T

L’imagerie parallèle améliore encore les avantages de 3,0T en sous-échantillonnant la zone d’intérêt en contrepartie d’une vitesse d’acquisition d’image accrue. L’imagerie parallèle a été appliquée à l’EC-MRA pour réduire le temps de balayage et améliorer la résolution spatiale en améliorant la couverture anatomique et en supprimant l’artefact de repliement grâce à l’utilisation de bobines à canaux multiples (figure 4) . Les bobines individuelles, qui ont des sensibilités spatiales variables, sont utilisées pour recevoir simultanément le signal RM après une seule impulsion de radiofréquence (RF). Cela permet une acquisition d’image plus rapide avec moins d’artefacts de mouvement, moins d’impulsions d’excitation RF et une charge énergétique moindre pour le patient, mais un certain aliasing est présent en raison des données manquantes de l’espace k résultant du sous-échantillonnage. Dans une étude de Fenchel et al. il a été démontré que l’ERM-CE de haute qualité avec la technique d’acquisition parallèle intégrée (iPAT2) et une seule injection de contraste produisait une qualité d’image adéquate de l’ensemble du système vasculaire artériel avec des valeurs SNR et CNR acceptables pour les applications corps entier, en moins de 60 secondes. L’imagerie parallèle peut également augmenter la couverture anatomique. Lum et al. ont récemment démontré l’utilisation d’une technique d’imagerie parallèle autocalibrée bidimensionnelle (2D-ARC) pour augmenter la couverture de l’ARM-CE abdominale. La qualité subjective de l’image et la conspicuité des vaisseaux ont été évaluées chez des volontaires sains et des patients soupçonnés d’être atteints d’une maladie rénovasculaire pour une ARM avec et sans 2D-ARC. Les résultats ont démontré une qualité d’image équivalente dans les deux méthodes, avec l’avantage d’une augmentation de 3,5 fois du volume d’imagerie et d’une couverture abdominale complète dans le même temps d’acquisition pour l’ARM 2D-ARC. Cette même technique peut également être utilisée pour réaliser une ARM haute résolution sur l’ensemble du thorax en un temps plus court, ce qui est important pour l’évaluation des patients suspectés d’avoir une embolie pulmonaire ou qui sont essoufflés (figures 5, 6).

Limitations et problèmes de sécurité pour l’ARM-CE à 3,0T

Le champ magnétique plus puissant à 3,0T entraîne des défis et des limitations importants qui doivent encore être entièrement surmontés. Les interférences constructives et destructives dues à l’inhomogénéité du champ RF et à l’augmentation du débit d’absorption spécifique (DAS) sont des préoccupations majeures lors de l’imagerie à 3,0T.

L’inhomogénéité du champ RF peut entraîner des zones d’interférence et une perte de couverture anatomique complète dans le champ d’image. À 3,0T, la fréquence de résonance des protons dans l’eau est de 128 MHz, soit le double de la valeur d’un système à 1,5T, ce qui signifie que la longueur d’onde de la radiofréquence est réduite de moitié, passant de 52 cm à 26 cm. Cette longueur d’onde raccourcie peut couvrir les dimensions du champ de vision pour l’imagerie abdominale et pelvienne, ce qui se produit plus fréquemment chez les personnes ayant une forte corpulence. Lorsque deux ondes RF se chevauchent dans le champ d’imagerie, des interférences constructives ou destructives peuvent donner lieu à des zones respectivement plus claires ou plus sombres. Un artefact similaire peut se produire chez les personnes ayant une grande quantité de liquide dans leur abdomen (par exemple, ascite ou grossesse). Le courant électrique circule dans le liquide sous le fort champ magnétique et interfère avec les impulsions du champ RF, ce qui entraîne des interférences . Les progrès réalisés dans la conception des bobines, comme les bobines corporelles de transmission multibobines, peuvent supprimer les courants de Foucault et améliorer l’homogénéité du champ RF à des intensités de champ plus élevées. En plus de la conception améliorée des bobines, il a été démontré que de nouvelles séquences d’impulsions, telles que les impulsions RF adaptées en trois dimensions, améliorent l’homogénéité de l’excitation radiofréquence.

Les impulsions RF transfèrent de l’énergie aux protons à l’intérieur du patient et génèrent finalement de la chaleur comme sous-produit de la libération d’énergie. La chaleur produite à l’intérieur du patient peut avoir des effets physiologiques néfastes et est soigneusement surveillée dans le cadre de l’imagerie, les limites actuelles de l’échauffement corporel total étant fixées par la FDA à 4 W/kg pour le corps entier sur une période de 15 minutes . Le DAS fournit une estimation de l’énergie déposée dans le tissu par l’impulsion RF et augmente avec le carré de la fréquence de résonance. À 3,0 T, la fréquence de résonance est le double de celle d’un système à 1,5 T, et le DAS est donc multiplié par quatre. Des séquences d’impulsions, des techniques d’acquisition et des conceptions matérielles modifiées sont en cours de développement pour aider à gérer l’augmentation du DAS à des champs plus élevés. L’utilisation de l’imagerie parallèle apporte également une solution importante à ce problème, car les multiples bobines de détection utilisées pour coder simultanément une région anatomique plus grande servent à la fois à réduire le temps d’acquisition et à diminuer le nombre d’impulsions RF nécessaires pour acquérir une image.

Angiographie par résonance magnétique sans contraste (ARM-NCE)

L’utilisation généralisée de l’ARM-NCE a été limitée par des temps d’acquisition prolongés et des artefacts de mouvement qui favorisent l’ARM-CE. Cependant, plusieurs facteurs ont contribué à un regain d’intérêt pour les méthodes NCE-MRA, notamment les améliorations apportées au matériel et aux logiciels de RM et les préoccupations concernant la sécurité du contraste à base de gadolinium dans les groupes de patients à haut risque. Ce dernier point est particulièrement préoccupant, car les patients souffrant d’une insuffisance rénale modérée à sévère et de troubles vasculaires ou métaboliques risquent de développer une maladie débilitante, voire mortelle, la fibrose systémique néphrogénique (FSN). Une méta-analyse récente réalisée par Agarwal et al. a révélé que les risques de développer une FSN étaient 27 fois plus élevés chez les patients atteints d’une maladie rénale chronique (N = 79/1393, 5,7 %) exposés au gadolinium que chez les sujets témoins atteints d’une maladie rénale chronique (N = 3/2953, 0,1 %) n’ayant pas reçu de gadolinium. Il s’agit d’un défi important en matière d’imagerie, étant donné que le syndrome métabolique, le diabète et les maladies rénales continuent d’affecter un plus grand pourcentage de la population chaque année. De plus, dans certaines situations, il est préférable d’utiliser l’ARM-CE en raison d’un accès difficile à la perfusion ou d’une contre-indication à l’utilisation d’un produit de contraste par voie intraveineuse. L’ERM-CE à haute résolution nécessite généralement un cathéter IV de grand calibre qui peut être difficile à placer chez les patients obèses ou ayant de mauvaises veines, et les agents de contraste IV ne sont généralement pas administrés pendant la grossesse en raison des effets tératogènes observés dans les études sur les animaux.

L’ERM-CE est disponible depuis le début de l’imagerie par RM et est utilisée de façon routinière pour l’imagerie intracrânienne. Elle a également été validée pour une utilisation dans les maladies coronariennes, thoraciques, rénales et vasculaires périphériques . Dans une revue récente, Provenzale et al. ont trouvé une qualité diagnostique similaire dans l’IRM combinée à l’ARM par rapport à l’ATC pour la dissection carotidienne et vertébrale sans supériorité claire de l’une ou l’autre méthode. L’ARM TOF a également été comparée à l’angiographie par tomographie assistée par ordinateur (ATC) et à l’angiographie par soustraction numérique (ASN) dans le suivi des anévrismes cérébraux traités, et présente une sensibilité élevée dans la détection du flux résiduel à l’intérieur de l’anévrisme.

L’ARM coronaire a été validée principalement à 1,5T , mais son utilisation clinique a été limitée par les limitations de la visualisation du segment distal et de la maladie des petites branches . et l’introduction généralisée de l’ATC coronaire. Cependant, l’ARM coronaire a encore un rôle à jouer dans l’évaluation des origines anormales des artères coronaires (figure 7), en particulier chez les patients pédiatriques. De plus, l’ARM coronaire peut avoir un rôle dans l’évaluation des patients présentant une sténose importante dans les segments d’artères coronaires présentant une calcification modérée à sévère, en raison de l’augmentation des artefacts et de la difficulté à visualiser la sténose avec l’angiographie coronaire chez les patients présentant des scores calciques élevés. De plus, à 3.0T, l’amélioration du RSN peut augmenter la visibilité des segments distaux de l’artère coronaire et un temps d’imagerie plus court peut améliorer la netteté de l’image. En raison de l’augmentation des artefacts avec les séquences SSFP à 3,0T, les méthodes d’ARM coronaire améliorées par contraste ont été revisitées avec des résultats initiaux prometteurs .

Temps de vol ARM

Le temps de vol (TOF) est la technique d’ARM NCE la plus utilisée, notamment pour les applications périphériques et intracrâniennes. Le TOF repose sur la suppression du signal de fond par des impulsions d’excitation radiofréquence rapides et sélectives par tranche qui saturent le signal des tissus stationnaires, ce qui entraîne une suppression du signal de fond . Comme le signal veineux peut potentiellement masquer la visualisation des artères adjacentes, le flux veineux est généralement supprimé de manière sélective en appliquant une bande de saturation sur le côté veineux de la tranche d’imagerie pour annuler le signal lorsqu’il pénètre dans la tranche imagée. Ce même principe peut être appliqué au diaphragme pendant la respiration et au cœur pendant le cycle cardiaque. Dans les plans de tissus où la vitesse d’écoulement est élevée, le sang entrant ne sera pas soumis à l’impulsion d’excitation qui sature les tissus de fond, ce qui entraîne une forte intensité du signal. Un écoulement sanguin lent ou une stase, un remplissage rétrograde, des vaisseaux tortueux ou des vaisseaux dans le même plan que la tranche d’image entraînent une saturation du flux sanguin dans le volume d’image et une mauvaise visualisation des vaisseaux.

Les acquisitions TOF peuvent être réalisées en utilisant un échantillonnage 2D ou 3D, le TOF 3D étant le plus souvent utilisé pour la vascularisation intracrânienne en raison de la nature tortueuse de l’arbre artériel, de la tendance à l’écoulement dans le plan d’imagerie et de la nécessité d’une haute résolution spatiale . L’angiographie TOF 2D est plus souvent utilisée en clinique pour l’évaluation des artères carotides (Figure 8) et de la vascularisation périphérique (Figure 9), qui est orientée orthogonalement au plan d’imagerie . Bien que la saturation des protons à l’intérieur des vaisseaux dans le plan soit la plus grande limitation de la TOF, elle peut être surmontée par l’utilisation d’angles de bascule progressivement croissants à travers la dalle pour compenser la saturation du sang circulant dans la dalle , l’acquisition de dalles minces à chevauchement multiple (MOTSA), qui acquiert le volume d’image sous forme de dalles 3D minces multiples et présente une saturation du signal moindre que dans une acquisition 3D à volume unique .

L’ECG-gating a été appliqué avec succès aux techniques d’ARM-CE dans l’aorte thoracique, où le mouvement cardiaque peut entraîner un flou de la paroi des vaisseaux dans la partie ascendante de l’aorte . Pour l’imagerie des artères périphériques, où le débit sanguin dépend de la phase du cycle cardiaque, le gating systolique peut être utilisé pour programmer l’acquisition de l’image pendant le pic de débit sanguin. Lanzman et al. ont récemment décrit l’utilisation d’une nouvelle technique prometteuse de NCE-MRA 3D à déclenchement ECG chez des patients atteints d’une maladie artérielle périphérique, montrant une qualité d’image adéquate et la révélation de sténoses artérielles significatives dans les extrémités inférieures sans avoir besoin de produits de contraste exogènes.

ARM à précession libre en régime permanent

Les techniques de précession libre en régime permanent équilibré (SSFP) sont populaires pour l’ARM NCE car le contraste de l’image est déterminé par les rapports T2/T1, ce qui conduit à des images sanguines intrinsèquement lumineuses avec une faible dépendance à l’afflux sanguin . Les artères et les veines présentent toutes deux un signal lumineux avec l’ARM SSFP, ce qui rend cette technique bien adaptée aux applications d’ARM thoracique (figure 10) où les vaisseaux sont plus gros et où l’évaluation des structures artérielles et veineuses est importante (par exemple, dans les cardiopathies congénitales). Dans les scénarios cliniques où le signal veineux peut interférer avec l’interprétation de l’ARM (c’est-à-dire l’ARM rénal), des techniques de suppression de l’afflux veineux peuvent être appliquées aux techniques d’ARM SSFP pour obtenir des images d’ARM purement artérielles.

Dans une analyse rétrospective de François et al. portant sur 23 patients ayant subi une ARM-CE et une SSFP 3D de l’aorte thoracique, la mesure du diamètre aortique était essentiellement égale entre les deux méthodes, avec une visualisation nettement supérieure de la racine aortique avec la SSFP 3D. Une autre étude a comparé l’ARM-CE à la SSFP 3D pour l’évaluation des veines pulmonaires (VP) avant une chirurgie d’ablation par radiofréquence, et les images SSFP 3D ont montré des mesures précises du diamètre des VP avec un RSB et un RNC supérieurs. Une étude menée par Krishnam et al. a démontré que l’ARM SSFP de l’aorte thoracique en respiration libre avec un ECG avait une sensibilité et une spécificité diagnostiques égales à celles de l’ARM-CE chez 50 patients soupçonnés d’avoir une maladie de l’aorte thoracique. Une analyse qualitative et quantitative indépendante des images a montré que les deux techniques offraient une excellente visibilité de tous les segments aortiques. L’ARM SSFP a démontré une meilleure visibilité de la racine aortique et avait des valeurs SNR et CNR plus élevées pour tous les segments, tout en permettant au patient de respirer librement pendant l’imagerie.

L’ARM SSFP 3D a également été appliquée à l’évaluation des artères rénales. Maki, et al. ont comparé l’ARM 3D SSFP à l’ARM-CE à 1,5T chez 40 patients et ont montré que l’ARM 3D SSFP avait une sensibilité de 100 % et une spécificité de 84 %. De même, Wyttenbach et al. ont évalué 53 patients suspectés de sténose de l’artère rénale à l’aide d’une ARM 3D SSFP et d’une ARM CE à 1,5T, l’ARM 3D SSFP ayant une sensibilité et une spécificité de 100 % et 84 %, respectivement. Une étude de Lanzman et al. a comparé la qualité d’image et la visibilité des artères rénales à 1,5T et 3,0T et a démontré un gain significatif du SNR et du CNR à 3,0T de 13-16% et 16-23% respectivement, avec la plus grande amélioration de la qualité d’image moyenne au niveau des branches artérielles segmentaires. Le gain, bien que significatif, est inférieur à celui attendu par le doublement théorique du SNR anticipé à 3,0T en raison de la SSFP reposant sur le contraste du rapport T2/T1.

Le marquage de spin artériel (ASL) est une technique qui peut être combinée à la SSFP pour améliorer la qualité de l’image par une meilleure suppression du tissu de fond. Les protons en amont du champ d’imagerie sont  » marqués  » avec une impulsion d’inversion pour fournir un contraste. Le tissu de fond peut être supprimé en soustrayant l’image non marquée de l’image du sang marqué en deux acquisitions ou en appliquant une impulsion de marquage non sélective dans l’espace à l’ensemble du champ d’imagerie en plus de l’impulsion de marquage appliquée aux artères d’intérêt en une seule acquisition. L’ASL avec SSFP fournit des images de sang clair, sans veine, avec un rapport signal/bruit élevé, particulièrement adaptées à l’imagerie des carotides et des artères rénales (figure 11) en raison de la sensibilité réduite aux artefacts de flux. La vascularisation complexe de l’aorte par rapport aux artères rénales est bien visualisée avec cette technique, et l’expérience clinique initiale a montré des résultats comparables à ceux de l’ARM-CE chez des volontaires sains et des patients présentant une sténose de l’artère rénale (figure 12) . En utilisant ce type de séquence chez 67 patients suspects de sténose de l’artère rénale, Glockner et al. ont constaté que la SSFP fournissait des images diagnostiques dans la plupart des cas, mais en ayant une incidence plus élevée de résultats faux positifs et négatifs par rapport à l’ARM-CE.

L’ARM est limitée en s’appuyant sur la vélocité artérielle pour remplacer le sang dans le plan d’imagerie par du sang marqué. Dans les artères périphériques à débit plus lent, l’afflux de sang marqué peut se rapprocher du T1 des tissus environnants, éliminant ainsi l’effet de marquage. Ce problème peut être partiellement surmonté par les acquisitions multiples de dalles plus fines, mais au prix de temps d’imagerie plus longs.

ARM à contraste de phase

L’ARM à contraste de phase (PC) génère une image en appliquant un gradient de codage de vitesse bipolaire pendant la séquence d’impulsions deux fois dans des directions opposées, ce qui entraîne un changement de phase net de zéro dans les tissus stationnaires tout en appliquant un changement de phase dans le sang en mouvement, produisant un signal. L’intensité du signal est proportionnelle à la vitesse du sang en mouvement et à l’intensité du gradient de codage du flux bipolaire, qui est prescrite par le réglage de la valeur du codage de la vitesse (Venc). La valeur Venc décrit la vitesse maximale qui peut être codée avec précision sans aliasing, comme pour la mesure de la vitesse par Doppler. Ainsi, l’ARM à contraste de phase fournit des images anatomiques des vaisseaux, en plus des données hémodynamiques, sur le flux, contrairement aux techniques TOF et CE-MRA. La perte de signal intravasculaire sur l’ARM PC 3D au niveau et en aval d’une sténose hémodynamiquement significative (Figure 13) est due à la dispersion de phase intravoxel liée à l’écoulement turbulent, et peut être utilisée pour estimer l’importance hémodynamique des sténoses. L’ARM PC peut être utilisée pour identifier la direction et la vitesse du flux et permet une meilleure suppression du fond par rapport à la TOF. Son utilisation est limitée par des temps d’acquisition d’image plus longs et une sensibilité plus élevée aux changements de vitesse et d’amplitude du flux sanguin pendant le cycle cardiaque. À 3.0T, bien que la précision des mesures de débit ne soit pas améliorée par rapport à 1.5T, on mesure un plus grand signal et moins de bruit pour un VENC donné. Cela permet d’augmenter le VENC, en réduisant les artefacts de repliement dans les régions où le débit est plus élevé sans augmenter le bruit global de l’image à des niveaux inacceptables .

Traditionnellement, l’ARM PC était réalisée avec un codage de vitesse tridirectionnel sans aucune information temporelle pour obtenir un angiogramme RM « à différence complexe ». Avec cette approche, chaque acquisition était répétée trois fois avec une direction de compensation de vitesse différente et une fois sans compensation de flux. Comme quatre acquisitions sont nécessaires pour l’ARM PC 3D, les temps de balayage sont longs et le volume d’imagerie est limité. Les techniques d’imagerie parallèle et le sous-échantillonnage radial 3D, ou la reconstruction par projection isotrope fortement sous-échantillonnée (VIPR), ont été utilisés pour réduire le temps de balayage sans compromettre la couverture ou la résolution. En outre, ces techniques d’accélération de l’acquisition d’images ont permis l’acquisition d’informations temporelles en plus de l’acquisition standard d’ARM par PC en 3D, ce qui a donné lieu à un ARM par PC en quatre dimensions (4D = codage spatial tridimensionnel, codage de la vitesse tridimensionnelle et temps) pour diverses applications vasculaires. Bien que ces séquences d’ARM PC 4D plus récentes puissent être utilisées pour l’ARM NCE, l’orientation future de ces techniques réside dans les informations hémodynamiques supplémentaires fournies. Contrairement à l’ARM PC bidimensionnel (2D) conventionnel, où le vaisseau d’intérêt doit être connu avant le balayage et le plan d’image doit être prescrit au scanner pendant l’examen, les techniques d’ARM PC 4D permettent l’évaluation a priori des vitesses d’écoulement de n’importe quel vaisseau dans le volume d’imagerie à partir de la même acquisition. En outre, les techniques d’ARM 4D PC peuvent être utilisées pour évaluer qualitativement les schémas d’écoulement complexes dans le système cardiovasculaire (figure 14) et calculer divers paramètres hémodynamiques de manière non invasive, notamment les gradients de pression, la contrainte de cisaillement de la paroi et l’indice de contrainte oscillatoire. La mise en œuvre de ces techniques en routine clinique est actuellement limitée par notre capacité à traiter et à interpréter la grande quantité de données générées par ces séquences.

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