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J Radiol 2004;85:1901-8© Éditions Françaises de Radiologie, Paris, 2004 mise au point neuroradiologie

L’imagerie de susceptibilité magnétique : théorie et applications

D Haddar (1, 2), EM Haacke (2), V Sehgal (3), Z Delproposto (3), G Salamon (4), O Seror (1) et N Sellier (1)

a susceptibilité magnétique est lapropriété physique qui caractérise lafaçon dont un tissu ou une substance

réagit à la présence d’un champ magné-tique externe en créant une variation duchamp magnétique local B. Ce phéno-mène est exploité utilement dans plu-sieurs types de séquences telles que dansl’IRM fonctionnelle (effet BOLD) (1), oudans les séquences de perfusion utilisantl’injection dynamique d’un agent decontraste (2), mais il est également sourced’artefacts dits de « susceptibilité magné-tique » notamment au voisinage des in-terfaces air-tissus.Le terme d’« imagerie de susceptibilitémagnétique » a été utilisé par quelquesauteurs pour désigner des séquences enIRM ayant comme caractéristiquecommune d’être sensibles à la suscepti-bilité magnétique (3, 4), essentiellementdes séquences en écho de gradient(GRE). La séquence d’imagerie de sus-ceptibilité magnétique que nous décri-vons (ou SWI pour Susceptibility Wei-ghted Imaging), développée par le Pr.

Mark Haacke à l’Institute for MagneticResonance Imaging for Biomedical Re-search à Detroit, États Unis, se distinguepar des caractéristiques spécifiques no-tamment dans le choix du temps d’écho(TE) mais également dans le post-traite-ment des images qui en font plus qu’unesimple séquence en écho de gradientcomme nous le verrons plus loin. Cetteséquence a d’abord été développéecomme une méthode de veinographie àsang noir en haute résolution et a de cefait été appelée HRBV pour High Reso-lution BOLD Venography (5), puis re-baptisée en AVID BOLD pour Applica-tion of Venographic Imaging indetecting Disease (6), ou CE-MRV pourContrast Enhanced — BOLD MR Vei-nography en cas d’utilisation de produitde contraste (7) avant d’être rebaptiséede façon plus générique en Imagerie deSusceptibilité Magnétique (ou SWI), caren plus de montrer les veines elle permetde mettre en évidence les différences desusceptibilité magnétique entre les tis-sus, source d’un nouveau contraste dif-férent du T1, du T2, de la densité deproton ou de la diffusion.Dans ce qui va suivre nous allons nousattarder sur les bases théoriques et tech-niques de cette séquence puis sur ses ap-plications cliniques existantes ou poten-tielles.

Considérations théoriquesEn physique la susceptibilité magnétiqueest représentée par la lettre grecque (khi) et n’a pas d’unité. On décrit plu-sieurs sortes de susceptibilités : le diama-gnétisme, le paramagnétisme, le ferroma-gnétisme et le superparamagnétisme.Seules les deux premières nous intéres-sent habituellement. Une substance dia-magnétique placée dans un champ ma-gnétique réagit en créant un champmagnétique inverse au champ principalet d’intensité très faible (susceptibilité né-gative). Une substance paramagnétiquecrée un champ de même sens que lechamp principal et de valeur absolue plusgrande que pour une substance diama-gnétique (susceptibilité positive) (8). Laplupart des tissus sont diamagnétiques.Les sources de susceptibilité paramagné-tique sont essentiellement liées à l’atomede fer sous ses différentes formes. Le ferdans l’organisme se trouve en grand par-tie dans l’hémoglobine qui peut prendredeux états : l’état oxygéné qui est dia-magnétique, et l’état déoxygéné qui estparamagnétique. Les autres moléculescontenant du fer telles que la méthémo-globine, l’hémosidérine et la ferritine sontparamagnétiques.La susceptibilité magnétique crée une va-riation du champ magnétique local que

Abstract RésuméSusceptibility weighted imaging. Theory and applicationsJ Radiol 2004;85:1901-8

Susceptibility Weighted Imaging (SWI) is a new MR imaging technique using the BOLD effect (Blood Oxygen Level Dependant) and the differences of susceptibility between tissues. It is a 3D gradient echo, fully velocity compensated sequence. The echo time is chosen to maximize the signal cancellation in veins and a specific post-processing is applied using the phase images as a complementary source of contrast. It is very useful for the visualization of veins either normal or abnormal. It shows hemorrhage, even of small quantity, better than conventional gradient echo sequences. Its use is still limited by a long acquisition time and some remaining artifacts.

L’imagerie de susceptibilité magnétique (ou SWI pour Susceptibility Weighted Imaging) est une nouvelle technique d’imagerie par résonance magnétique exploitant l’effet BOLD et les différences de susceptibilité magnétique entre tissus. Elle utilise une séquence 3D en écho de gradient caractérisée d’une part, par un temps d’écho long, choisi de façon à annuler de façon optimale le signal des veines et d’autre part un post-traitement spécifique faisait intervenir les images de phase comme source de contraste supplémentaire. Elle est particulièrement utile pour la détection des veines normales ou pathologiques. Elle détecte les hémorragies, notamment celles de petite abondance mieux que les séquences en écho de gradient conventionnel. Son utilisation est encore limitée du fait d’un temps d’acquisition long et de la persistance d’artefacts.

Key words: Magnetic resonance. Blood oxygen level dependant. Magnetic susceptibility. Iron.

Mots-clés : Imagerie par résonance magnétique. Blood Oxygen Level Dependant. Susceptibilité magnétique. Fer.

L

(1) Service de Radiologie, Hôpital Jean Verdier, Ave-nue du 14 Juillet, 93143 Bondy. (2) MRI Institute for Biomedical Research, Detroit, (3) MRI Radiology De-partment, Harper University Hospital, Detroit, USA. (4) Department of Radiology, UCLA, Los Angeles, USA.Correspondance : D HaddarE-mail : [email protected]

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l’on notera B et par conséquent une mo-dification sur l’image obtenue par RM. Ce-pendant toutes les séquences en IRM n’ontpas la même sensibilité à ces petites varia-tions du champ magnétique local. Par or-dre croissant, la sensibilité des séquencesd’IRM aux effets de susceptibilité magné-tique augmente quand on passe d’uneséquence en Fast (ou Turbo) Spin Echo(FSE) à une séquence en Spin Echo (SE)puis à une séquence en écho de gradient(GRE), quand on passe d’une séquence enT1 à une séquence en T2 puis en T2*,quand on passe d’un temps d’écho court àun temps d’écho long et quand on passed’un bas champ à un haut champ.

Image en magnitude et image en phaseEn IRM, l’enregistrement du signal per-met de reconstruire à partir des donnéesbrutes deux types d’images : les imagesen magnitude qui rapportent le module(ou longueur) du vecteur représentantl’aimantation présente dans chaquevoxel et les images en phase qui représen-tent la phase du vecteur aimantationc’est-à-dire l’angle que fait ce vecteur parrapport au repère tournant. Dans lagrande majorité des séquences d’IRMseules les images en magnitude sontreconstruites, l’information de phasen’étant pas exploitée. Dans notre séquen-ce, les images en phase sont également re-construites et jouent un rôle fondamentaldans le contraste final de l’image commenous le verrons plus loin. La phaseinduite par les substances paramagné-tiques est négative (c’est-à-dire compriseentre 0 et – ) tandis qu’elle est positivepour les substances diamagnétiques(comprise entre 0 et + ).La susceptibilité modifie la phase de façonlinéaire selon la relation suivante :

= – B*TE (1)étant le rapport gyro-magnétique du

proton, B étant la variation locale duchamp induite par la susceptibilité et TEétant le temps d’écho, c’est-à-dire letemps qui sépare l’impulsion radio-fréquence et l’enregistrement du signal.L’image en phase représente une carto-graphie de la phase elle-même reflet desvariations de susceptibilité entre les tissus.Sur les images en magnitude, les varia-tions locales du champ magnétique se tra-duisent par une réduction du T2*.

Effet de susceptibilité magnétique du sang veineuxLe degré de saturation en oxygène del’hémoglobine est d’environ 100 % dansle sang artériel et de 60 à 70 % dans le sangveineux. Le sang artériel est donc diama-gnétique comme les tissus environnantstandis que le sang veineux est parama-gnétique. Cette différence de susceptibili-té magnétique entre le sang artériel est lesang veineux est à la base même de l’effetBOLD (Blood Oxygen Level Dependant)(9) qui traduit un écart de 100 ms du T2*entre le sang artériel et le sang veineux sa-turé à 70 % en oxygène.Pour comprendre le mécanisme de visuali-sation des veines dans la séquence en SWI,nous devons étudier les conséquences surla phase induite par le sang veineux et pourcela il faut tenter de quantifier la variationdu champ B induite par la différence desusceptibilité magnétique existant entre lesang veineux et les tissus environnants.Nous allons pour cela utiliser un modèlebi-compartimental représenté par unvoxel contenant une veine (fig. 1). Pour unvaisseau parallèle au champ magnétiqueprincipal, la variation du champ magné-tique induite par le sang veineux peuts’écrire :

B = 4 do B0 (1-Y) Hct/3 (2)où do est la différence de susceptibilitémagnétique entre le sang totalement oxy-géné et le sang totalement déoxygéné (ceterme a été évalué à 0,18 ppm par Weiss-koff et al. en 1992 (10) et à 0,27 ppm plusrécemment par Spees et al. en 2001 (11) ;cette différence dans les valeurs rappor-tées n’a pas d’impact sur notre raisonne-ment ni sur les phénomènes que nous dé-crivons), Y est le degré de saturation enoxygène de l’hémoglobine, Hct est l’hé-matocrite et B0 la valeur du champ ma-gnétique principal.Si on reprend la formule de la phase (1)pour ce même vaisseau long et cylin-drique, parallèle au champ magnétiqueprincipal, avec Bo = 1,5 T, Y = 0,55 pourles résultats de Weisskoff (ou Y = 0,70pour les résultats de Spees), Hct = 0,45, et

= 2 (42,58) MHz/T, on aboutit à la for-mule suivante (12) (indépendante de lavaleur de do)

= –20 TE (3)où est en radians quand TE est donné enmillisecondes. Pour TE = 50 ms, = – .Autrement dit, pour un temps d’écho de50 ms, le sang veineux et les tissus environ-nants sont en opposition de phase. En rai-

son de l’effet de volume partiel entre la vei-ne et le parenchyme environnant, onassiste à une annulation du signal dans levoxel, par un phénomène identique à celuide l’eau et de la graisse quand elles sont enopposition de phase (fig. 2). La différenceentre les deux étant que l’opposition dephase entre l’eau et la graisse arrive toutesles 2,4 ms tandis qu’elle arrive dans des dé-lais beaucoup plus longs, de l’ordre de50 ms comme nous venons de le calculer,entre le sang veineux et les tissus environ-nants. Grâce à ce phénomène, des veinesdont le diamètre est nettement inférieuraux dimensions du voxel deviennentvisibles. L’annulation du signal dans levoxel dépend de la fraction de signal (etnon la fraction du volume) provenant dechacun des deux composants veineux ettissulaire. Pour une annulation parfaite dusignal, la fraction du signal veineux doitêtre égale à 50 % du signal du voxel. Onpeut augmenter la fraction du signal d’ori-gine veineuse en augmentant la résolutionou bien par l’utilisation d’un agent decontraste paramagnétique permettant lavisualisation de veines encore plus petites(13).Pour les vaisseaux qui forment un anglequelconque avec le champ magnétiqueprincipal, un champ magnétique exté-rieur au vaisseau se développe tandis quele champ magnétique intravasculaire di-minue jusqu’à s’annuler à partir de l’an-gle magique de 54,7°. Sans entrer dans lesdétails des calculs physiques disponiblesdans la référence (12), le champ extra-vasculaire est lui aussi responsable d’uneperte de signal contribuant à la visualisa-tion des veines.

L’effet de susceptibilité magnétique des produits de dégradation de l’hémoglobineEn cas d’hémorragie, l’hémoglobine estd’abord déoxygénée, puis transformée enméthémoglobine intra puis extracellulaireet finalement en hémosidérine et ferritine.Toutes ces substances ont un effet de sus-ceptibilité magnétique. Dans un caillot san-guin, l’hématocrite grimpe à 90 % et lasaturation en oxygène de l’hémoglobinechute à 0 %. L’effet de susceptibilité ma-gnétique du caillot est donc beaucoup plusimportant que celui du sang veineux. Lavaleur exacte du champ magnétique local

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créé est difficile à calculer en raison des pa-ramètres de forme et d’orientation par rap-port au champ magnétique principal maison estime qu’elle est potentiellement 4 foisplus grande que celle du sang veineux dansles mêmes conditions. La réduction du T2*est très importante pouvant entraîner parelle-même une annulation complète du si-gnal dans le voxel. La phase, quant à elle, sedéveloppe suivant la même formule linéai-re décrite précédemment (2) et sa valeurpeut être beaucoup plus grande que – .

Description de la séquence « SWI »La séquence en SWI est une séquence en3D en GRE à TE long, avec compensa-tion des flux (gradient de compensationdes flux dans les trois directions de l’espa-ce) et en haute résolution. Les images en

magnitude et en phase sont reconstruiteset subissent un post-traitement spécifiquequi constitue un maillon essentiel de cetteséquence.

Paramètres de la séquenceLes paramètres utilisés sont d’abord dic-tés par le TE. Nous devons utiliser letemps d’écho pour lequel le phénomèned’opposition de phase est observé pour lesang veineux, aux alentours de 40-50 mspour un champ de 1,5 tesla. Ensuite onchoisit le TR le plus court autorisé par lamachine pour ce TE (57 ms pour le cas denotre machine). Enfin on choisit l’anglede bascule (FA pour Flip Angle) qui four-nit le meilleur signal pour le TR utilisésuivant l’équation de Ernst.Nous avons appliqué notre séquence surune machine Siemens 1,5 T Vision (Sie-mens Medical Systems, Erlangen, Allema-gne), en utilisant une antenne tête classique.

Nous avons utilisé typiquement les para-mètres suivants : TR = 65 ms, TE = 40 ms,FA = 20°, Nz = 32 coupes, épaisseur decoupe 2 mm, matrice Ny*Nx = 256*512.La durée totale de l’acquisition était d’en-viron 8 minutes ou moins dépendant dutype de champ de vue utilisé. Pour unchamp de vue rectangulaire de type 5/8, letemps d’acquisition peut être réduit à 5 mi-nutes.Les dimensions du voxel obtenues étaientde 0,5 * 1 * 2 mm3. L’utilisation de la hau-te résolution a deux avantages : des struc-tures veineuses plus petites sont mises enévidence et d’autre part la haute résolu-tion est un moyen très efficace pour ré-duire les artefacts de susceptibilité ma-gnétique (14). La compensation des flux,réalisée dans les trois directions de l’espa-ce a pour but essentiel de supprimer lesdéphasages des spins d’origine circulatoi-re mais également de réduire la perte de

Fig. 1 : Schéma d’un voxel contenant une veine: modèle bi-compartimental.

Fig. 1: Diagram showing a voxel containing a vein: Two compartment model.

Fig. 2 : Schéma expliquant le mécanisme de l’effet de volume partiel en opposition de phase. A TE = 0, (trois première flèches), le signal provenant du sang veineux ( ) et celui provenant des tissus envi-ronnant (1- ) sont en phase et s’additionnent pour donner le signal du voxel (1). A TE = 50 ms (trois flèches suivantes), le signal en provenance de la veine ( ) est en opposition de phase. Le signal du voxel est alors diminué, égal à 1-2 . Lavaleur tient compte de la décroissance en T2*.

Fig. 2: Diagram explaining the mechanism of the out-of-phase partial volume effect. At TE=0, (first three arrows), the signal from the venous blood ( ) and the signal from the surrounding tissue (1- ) are in phase and add to each other giving the signal of the voxel (1). At TE=50ms (next three arrows), the signal from the vein ( ) is out-of-phase and is subtracted from the signal of the surrounding tissue. The signal of the voxel becomes (1-2 ). The

parameter is the T2* decay contribution.

Fig. 3 : Les différentes étapes du post-traitement des images en magnitude et en phase dans la séquence en SWI.

Fig. 3: The steps of post-processing in the SWI sequence using phase and magnitude images.

signal en rapport avec ces déphasages etde supprimer les images décalées en rap-port avec les flux obliques.

Post-traitementLe but du post-traitement est d’accentuerla visibilité des veines et des différences desusceptibilité magnétique entre les tissus.Ce post-traitement qui combine les imagesen phase avec les images en magnitude estdécrit en détail dans la référence suivante(15) (fig. 3). La première étape consiste àfiltrer les images en phase avec un filtrepasse-haut dont le but est de supprimer lesbasses fréquences dans l’image et donc desupprimer le repliement de la phase.La deuxième étape du post-traitementconsiste à créer à partir de l’image en

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phase filtrée un masque dont le but est dene conserver que les valeurs négatives dela phase. Toutes les valeurs positives sontaffectées de la valeur 1. Les valeurs néga-tives de la phase sont affectées d’une va-leur comprise entre 1 (pour une phase de0°) et 0 (pour une phase de 180°) inverse-ment proportionnelle à leur valeur.La dernière étape du post-traitementconsiste à multiplier plusieurs fois, le mas-que par l’image en magnitude. Nous réali-sons habituellement cette multiplication4 fois, car c’est le nombre qui permet d’ob-tenir, dans notre expérience, le meilleurcontraste sur bruit. Le but de cette multi-plication est d’accentuer les zones ayantune phase négative et qui correspondentaux zones paramagnétiques sans modifierla valeur du signal des voxels à phase posi-tive (multiplication par 1). Ce post-traitement a été implémenté dansnotre machine IRM de façon à obtenirautomatiquement l’image en SWI de fa-çon transparente pour l’utilisateur. Nousavions également la possibilité d’obtenirséparément les images en magnitude et enphase et de faire un post-traitement séparéavec un logiciel conçu au laboratoire(SPIN software ou Signal Processing inNMR). Ceci a pour avantage de pouvoirmodifier les paramètres du post-traite-ment (taille du filtre, nombre de multipli-cations…) et d’optimiser ainsi le résultat.Ce logiciel nous permettait également deréaliser la dernière étape du post-traite-ment qui consiste à réaliser un mini-MIP(projection des intensités minimales), par-ticulièrement utile pour l’étude des veines,de la même façon qu’un MIP (projectiondes intensités maximales) est réalisé dansles techniques d’angiographie IRM.

Le contraste en SWI

Avant injection de produit de contrasteDans la séquence en SWI les veines appa-raissent en noir pour 3 raisons :– l’effet de volume partiel en oppositionde phase entre les veines et le tissu envi-ronnant ;– la diminution du T2* dans le sang vei-neux (effet BOLD) ;– l’utilisation du masque de phase (« phasemasking ») .Les deux premiers effets sont déjà visiblessur l’image en magnitude et se trouventcomplétés par l’application du masque de

phase. L’aspect varie en fonction du cali-bre de la veine. Si la veine est de dimen-sion inférieure à celle du voxel, c’est le si-gnal du voxel en entier qui est diminué etsi la baisse du signal est suffisante, la veinedevient alors visible. Si le calibre de laveine englobe plusieurs voxels, seuls lesvoxels périphériques de la veine sontconcernés par l’effet de volume partiel etl’opposition de phase va se traduire parune ligne sombre qui souligne lescontours de la veine. La partie centralepar contre va conserver du signal qui seratout de même diminué en raison de la di-minution du T2*. En pratique, l’appli-cation du masque de phase complètel’annulation du signal y compris dans lecentre de la veine. De la même façon, les produits de dégra-dation de l’hémoglobine, tels qu’on peutles retrouver dans les saignements aigusou chroniques apparaissent en noir. Ladisparition du signal dans le caillot estbeaucoup plus liée à la réduction du T2*qu’à l’application du masque. Les noyaux gris centraux sont particuliè-rement bien visibles en SWI en raison deleur richesse en fer, proche de celle dufoie. Ils ont une phase négative et appa-raissent donc en noir sur les séquences enSWI (fig. 4).De ce qui précède, on peut dire qu’un tis-su dont le volume sanguin veineux estaugmenté ou dont le degré d’hypoxie estaugmenté en raison d’une plus grandeconsommation d’oxygène ou encore dontla concentration en fer est augmentée, ap-paraîtra plus sombre qu’un tissu sain. Ce-ci peut être utile dans l’imagerie tumoralesachant que les tumeurs, a fortiori les tu-meurs malignes présentent souvent unvolume sanguin augmenté et/ou un étatd’hypoxie (16). Du fait des paramètres utilisés (TR court etpetit angle de bascule) la séquence en SWIprésente également un certain degré decontraste en T1 et en densité de proton.Ainsi le signal d’un tissu augmente en casd’augmentation de sa densité en protons(en cas d’œdème par exemple) ou en casd’injection de produit de contraste para-magnétique en présence d’une rupture dela barrière hémato-encéphalique. La visi-bilité de l’œdème sur la séquence en SWIpermet d’avoir un contraste qui ressembleau contraste du FLAIR (ou « FLAIR-like ») bien que ce contraste soit inférieur àcelui d’une vraie séquence en FLAIR. En-fin, on constate que le contraste entre la

substance grise, la substance blanche et leliquide cérébro rachidien est faible.

Après injection de produit de contrasteL’injection d’un produit de contraste pa-ramagnétique, en l’absence d’une extra-vasation du produit de contraste, entraîneune augmentation du signal à l’intérieurdes vaisseaux. Pour les veines, ceci se tra-duit par une augmentation de la fractiondu signal provenant du compartimentveineux par rapport au compartiment tis-sulaire environnant, ce qui accentue l’an-nulation du signal grâce au phénomèned’opposition de phase. Ceci fait que lesveines deviennent encore plus visiblesaprès injection de produit de contrastegrâce à ce phénomène de rehaussementnégatif et des veines de calibre encoreplus petit deviennent visibles (fig. 5).D’autre part, Lin et al. (13) ont montréque l’injection de produit de contrastepouvait être utilisée pour réduire la duréede la séquence et réduire les artefacts. Eneffet, le produit de contraste en plusd’avoir pour effet un raccourcissement duT1 possède également un effet de suscep-tibilité magnétique propre qui autorise deraccourcir le TE à des valeurs inférieuresà celles utilisées habituellement. En utili-sant une double dose d’un agent parama-gnétique, ils étaient capables de réduire letemps d’écho de 40 à 25 ms, permettantde réduire le TR de 57 à 42 ms et une ré-duction du temps d’acquisition de 26 %,et en même temps une réduction signifi-cative des artefacts de susceptibilité ma-gnétique.En cas de rupture de la barrière hémato-encéphalique, l’extravasation du produitde contraste entraîne un rehaussementpositif des zones concernées en raison ducontraste en T1 inhérent à la séquence enSWI. Cette augmentation du signal tissu-laire peut être un inconvénient pour la vi-sualisation des veines, qui se trouventnoyées dans l’augmentation du signal desparenchymes environnants même si elles-même subissent une réduction du signalpar le produit de contraste.

LimitationsLa séquence en SWI présente quelques li-mites d’utilisation. D’abord, la durée de laséquence est actuellement d’environ 8 mi-nutes sur une machine de 1,5 tesla. Cecientraîne une plus grande fréquence desartefacts de mouvement. D’autre part, la

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Fig. 4 : Visualisation des noyaux gris centraux en SWI : noyaux lenticu-laires, noyaux rouges (flèche blanche) et substancia nigra (flèche noire).

Fig. 4: Visualization of the basal ganglia using the SWI sequence. Even small basal ganglia like the red nuclei (white arrow) and the sub-stansia nigra (black arrow) are visible.

Fig. 5 : Séquence SWI encéphalique, avec miniMIP sur 12 coupes.a SWI avant injection. Noter la visibilité des veines corticales et des veines profondes

et le faible contraste entre substance blanche, substance grise et LCR.b SWI après injection. Les veines deviennent encore plus visibles qu’avant injection.

Noter sur les deux séquences la persistance d’artéfacts de susceptibilité magnétique au voisinage des sinus frontaux.

Fig. 5: SWI sequence of the brain with minimum intensity projection over 12 slices.a SWI pre-contrast: the veins in the sulci and the deep veins are visible. The contrast

between white matter, gray matter and CSF is low.b SWI post-contrast: the veins are visible with a greater conspicuity.

a b

Fig. 6 : Visualisation des veines cérébra-les normales avec la séquence en SWI. Les annotations ont été faî-tes par GS. Images dues à l’ama-bilité du Dr Jay M. Gorell, hôpital Henry Ford (Detroit) sur une IRM de 3T. Vascularisation au niveau des colliculus supérieurs : veines basilaires et temporales.

Fig. 6: Visualization of the normal cere-bral veins using the SWI sequence The annotations have been made by GS. Images cour-tesy of Dr Jay M. Gorell, Henry Ford Hospital (Detroit) on a 3T scanner. Vascularization at the level of the superior colliculus: Basilar and temporal veins.

Fig. 7 : Intérêt de la séquence en SWI dans les petits saignements intracrâniens. Patientede 12 ans victime d’un accident de voiture. Score de Glasgow de 6 à l’admission.

a Séquence en écho de gradient conventionnel (TR = 500ms, TE = 18ms, FA = 15°). Une pétéchie hémorragique est visible à la jonction temporo-pariétale droite (petite flèche noire).

b Image en SWI : La pétéchie temporo-pariétale droite est encore plus évidente ici. Des pétéchies hémorragiques à la partie antérieure du lobe temporal droit et dans le lobe de l’insula gauche (flèches blanches) et un niveau liquide-liquide témoignant d’un saignement dans les deux cornes occipitales (flèche noire) ne sont visibles que sur la séquence en SWI. Images dues à l’amabitilé du Dr. Karen Tong, Loma Linda University, USA.

Fig. 7 : The usefulness of the SWI sequence in small hemorrhages of the brain in a twelve year old victim of a car accident. Glasgow score of 6 at presentation.

a Conventional gradient echo sequence (TR=500ms, TE=18ms, FA=15°). A petechial hemorrhage is visible in the temporo-parietale region (small black arrow).

b SWI sequence: The temporo-parietal petechial hemorrhage is more conspicuous. Small hemorrhagic foci in the right temporal lobe and the left insular region (white arrows) and a fluid-fluid level due to hemorrhage in the posterior horns of the ven-tricles (black arrow) are visible only on the SWI sequence. Images courtesy of Dr. Karen Tong, Loma Linda University, USA.

a b

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séquence dans sa conception actuelle, necouvre qu’un segment de 64 mm, et de-vrait de façon optimale couvrir au moins ledouble.Par ailleurs, le fait d’utiliser un TE longrend la séquence particulièrement sensibleaux sources de susceptibilité magnétiqueindésirables telles que les interfaces air-tissu, ce qui limite l’utilisation de cette sé-quence au voisinage des sinus ou des ro-chers. Le même phénomène se produitdans les zones où il existe une grandeconcentration de produits à forte suscep-tibilité magnétique, telles que les zonesopératoires ou les grandes concentrationsd’hémosidérine, se traduisant par le« blooming artifact » qui annule le signalau-delà des limites anatomiques de la lé-sion qui apparaît de fait plus grande qu’ellene l’est en réalité.

Améliorations potentiellesLa première amélioration consiste à utili-ser un champ magnétique plus intense.Passer d’un champ de 1,5 tesla à unchamp de 3 teslas, permet de réduire letemps d’acquisition de moitié ou de dou-bler le volume d’acquisition dans le mêmetemps. La deuxième amélioration estl’utilisation d’une séquence à doubleécho, avec un premier écho à TE court etun deuxième écho à TE long, sans allon-gement de la durée de la séquence. Lepremier écho permet d’avoir plus de si-gnal et d’éviter les artefacts de susceptibi-lité magnétique tandis que le deuxièmepermet de recueillir le contraste sur l’ima-ge de phase. On peut dans ce cas multi-plier l’image en magnitude du premierécho par le masque obtenu avec l’imageen phase du deuxième écho. La séquenceen double écho peut donc être utile pourréduire les artefacts de susceptibilité ma-gnétique.Plusieurs méthodes peuvent être utili-sées pour réduire les artefacts dans l’ima-gerie en SWI (6). La première méthodeconsiste à utiliser la haute résolution (14)qui réduit le déphasage des spins en pré-sence d’inhomogénéités du champ ma-gnétique. Une autre méthode consiste àutiliser une séquence multi-écho de gra-dient avec compensation des inhomogé-néités de susceptibilité magnétique(MGESIC) (17). Enfin, une séquence enEPI segmenté est actuellement à l’essaiet pourrait permettre une réduction si-gnificative du temps d’acquisition, préa-lable indispensable à une plus grande

utilisation de la séquence en pratique cli-nique courante.

Applications cliniquesToutes les applications actuellement en-visagées ne concernent que la neuroradio-logie même s’il n’est pas exclu qu’ellepuisse être utilisée pour l’exploration derégions anatomiques autres que l’extré-mité céphalique.

AnatomieLa séquence en SWI est particulièrementutile à la visualisation des veines dont ellea été la première application (5, 15, 18).Grâce à cette technique, la visualisationdes petites veines cérébrales in-vivo estdevenue possible y compris pour des vei-nes dont le diamètre est infra-millimétri-que, jusqu’à 100 ou 200 microns (18) et ce-ci sans l’utilisation de produit de contraste(fig. 6) ce qui rend cette technique bienplus performante que les séquences 2D ou3D TOF ou les techniques de veino-graphie par injection de contraste. Sonavantage est cependant limité en ce quiconcerne les sinus en raison de leur proxi-mité avec l’os, qui apparaît également ennoir. À l’opposé, les veines corticales et lesveines cérébrales profondes sont particu-lièrement bien visualisées par cette tech-nique.D’autre part elle permet une excellentevisualisation des noyaux gris centraux enraison de leur grande richesse en fer(fig. 4). Cette technique pourrait égale-ment se révéler utile pour la quantifica-tion du fer dans le cerveau (19).

Anomalies veineusesDe la même façon que pour les veinesnormales, la séquence en SWI est particu-lièrement sensible à toutes les anomaliesveineuses, telles que les anomalies veineu-ses de développement, les cavernomes, lestélangiectasies ainsi que les thrombophlé-bites (18, 20). Lee et al. (20) ont montré,dans cette même indication, sur une sériede 10 patients que la séquence en SWIétait plus sensible que les séquencesconventionnelles en T2* et certaines lé-sions qui étaient probablement des télan-giectasies du pont n’étaient visibles quegrâce à cette technique et ceci sans injec-tion de produit de contraste. Concer-nant les thrombophlébites cérébrales, ellepourrait trouver un terrain d’application

privilégié dans la détection des throm-boses des veines cérébrales profondes etdes veines corticales qui sont parmi lesplus difficiles à diagnostiquer.

HémorragiesLa séquence en SWI n’a pas d’intérêt pourles saignements importants qui sont faci-lement mis évidence par les séquencesconventionnelles notamment en écho degradient. Cependant, elle est très utile pourles petits saignements (fig. 7). Un article ré-cent (21), rapporte la grande sensibilité decette séquence pour la détection des lésionshémorragiques post-traumatiques de lasubstance blanche (lésions axonales dif-fuses). La séquence en SWI a permis demettre en évidence un plus grand nombrede lésions hémorragiques et surtout des lé-sions plus petites que les séquences en échode gradient conventionnel.

TumeursPlusieurs articles dans la littérature rappor-tent l’intérêt de cette séquence dans l’étudedes tumeurs cérébrales soit sur des modèlesexpérimentaux ou chez l’homme (7, 12).L’intérêt de cette séquence réside dans sacapacité à mettre en évidence les veines tu-morales, qui sont une composante de lanéo-angiogenèse mais également grâce à sagrande sensibilité aux hémorragies qui ontété rapportées de façon plus fréquente dansles tumeurs de haut grade de malignité(22). L’étude que nous avons réalisée chez44 patients rapporte des résultats identi-ques avec des corrélations anatomopatho-logiques prometteuses (23). Nous avonsmontré que la séquence en SWI apportaitdes informations complémentaires aux sé-quences conventionnelles en montrant leversant veineux de la vascularisation tumo-rale, les microhémorragies et en montrantde nouveaux détails de l’architecture tumo-rale interne (fig. 8). Notre étude a égale-ment permis de mettre en évidence le re-haussement tardif de la nécrose tumorale.Ces éléments devraient apporter une aide àla caractérisation tumorale.D’autre part, la séquence en SWI pour-rait être utile dans le cadre de l’imageriede l’hypoxie tumorale. L’effet BOLD estdéjà utilisé avec succès pour l’étude del’oxygénation tumorale mais égalementpour le monitorage des méthodes d’hype-roxygénation utilisant le carbogene (mé-lange de 95 % d’oxygène et de 5 % de gazcarbonique) par exemple (16, 24). Cettetechnique pourrait bénéficier de l’apport

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du post-traitement spécifique et de lahaute résolution de la séquence en SWI etaugmenter sa sensibilité.Enfin, cette séquence pourrait être utili-sée pour améliorer la précision du repéra-ge du volume cible dans les traitementsstéréotactiques chirurgicaux ou de gam-ma thérapie dans le cas des tumeurs céré-brales ou des malformations artério-vei-neuses (25).

Autres applications potentiellesUne étude est actuellement en cours àl’université de Loma Linda en Californiepour évaluer l’apport de la séquence enSWI dans la maladie d’Alzheimer. En ef-fet, il existe une accumulation du fer dansles plaques séniles (26) qui pourrait êtredétectée par la séquence en SWI.

ConclusionLa séquence en SWI est une nouvelle sé-quence en écho de gradient à TE spécifi-quement choisi pour favoriser la visibilitédes veines et bénéficiant d’un post-traite-ment particulier exploitant la phasecomme source de contraste supplémen-taire. Elle est indiquée pour la visualisa-tion des veines normales ou pathologi-ques et elle est particulièrement sensibleaux saignements même de très petitequantité tels qu’on peut les rencontrerdans les lésions axonales diffuses.En dépit de quelques limitations notam-ment en terme de durée et d’artefacts, ellea déjà montré son utilité dans quelquesapplications cliniques et pourrait investir

de nouvelles indications telles que la pa-thologie tumorale et les affections dégé-nératives.

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a b

Fig. 8 : Tumeur occipitale droite.a Séquence en T1 Gado ;b La séquence en SWI montre beau-

coup plus de détails de l’architec-ture tumorale interne que la séquence en T1 Gado. Des images linéaires sont visibles évoquant des veines radiaires (flèche). Plusieurs foyers en hyposignal sont visibles pouvant correspondre à des micro-hémorragies intratumorales.

Fig. 8: Right occipital tumor.a T1 post contrast image;b SWI shows considerably more details of the internal architecture than the epostcontrast T1W image. Some linear hypointense structures

(arrow) suggest radiating veins and hypointense foci suggest microhemorrhages.

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