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Principe de la quantification conjointe du fer et de la graisse hépatique par IRM


La concentration hépatique en fer (CHF) peut être estimée par le calcul du T2* ou le rapport d'intensité de signal entre le foie est les muscles paravertébraux (méthode SIR).
L'évaluation de la fraction graisseuse (FF) peut se faire via l'imagerie de phase en comparant le signal du foie sur les images en phase et en opposition de phase. Une estimation conjointe est nécessaire car chaque surcharge peut influencer la quantification de l'autre surcharge.


Quantification du fer

En histologie, en cas de surcharge en fer, une coloration de Perls met en evidence des éléments bleus correspondant aux dépôts de fer. La concentration hépatique en fer (CHC) a été longtemps déterminée par l'analyse biochimique du fragment de biopsie et est exprimée soit en mg/g de foie en poids sec avec une valeur normale maximale de 2mg/g, soit en µmol/g avec une valeur supérieure limite à 36µmol/g car il y a une relation de 1 à 18 entre mg et µmol. Cette méthode entraine la destruction du bloc de biopsie. Elle est de moins en moins réalisée et remplacée par l'IRM.

L'IRM est une technique sensible à l'existence de fer au sein des tissus. En effet, le fer est une substance paramagnétique qui devient superparamagnétique (apparition d’une relaxation prédominant nettement sur le T2*), lorsque plusieurs atomes sont regroupés comme cela s’observe au sein de l’hémosidérine. Dans le cadre d’une surcharge en fer, sa présence au niveau du foie entraîne donc une baisse importante du signal par effondrement du temps de relaxation T2*. Cet hyposignal est proportionnel à l’importance de la surcharge. Il est plus facile à détecter en utilisant des séquences en écho de gradient car elles comportent un rephasage par des gradients de champ magnétique et non pas par onde de radiofréquence à 180°. Ceci les rend plus sensibles à l’hétérogénéité locale du champ magnétique. La baisse de signal est alors spécifique si l’on choisit des temps d’écho en phase pour supprimer l’influence de la graisse.

La quantification précise de la surcharge en fer peut se faire par deux méthodes qui ont été validées dans la littérature. Elles ont chacune leurs avantages et leurs inconvénients (20). On les a longtemps opposées mais à notre avis elles sont complémentaires.


Le rapport foie sur muscle ou SIR (signal intensity ratio)

C’est la méthode que nous avons initialement proposée (Lancet 2004) et qui a été également reprise par Alustiza (Radiology 2004) avec une formule basée sur 2 échos. Rose (Eur J Haematol 2006) a proposé d'ajouter une séquence avec TE court, en opposition de phase, pour les fortes surcharges.

Elle simple à mettre en œuvre et elle a longtemps été la plus utilisée car elle ne nécessite aucune contrainte technique. Elle compense l'absence de valeur calibrée en IRM par une valeur relative en comparant quantitativement le signal du foie à celui des muscles paravertébraux. Ceci impose d’utiliser l’antenne corps intégrée dans la paroi du tunnel, sans aucune intervention des antennes de surface en particulier celles intégrées dans le lit afin d'éviter tout gradient de signal entre la surface et la profondeur. Ensuite, il faut appliquer un protocole d’acquisition strict, basé sur des séquences en écho de gradient en apnée avec un TR de 120 ms, un angle de bascule de 20° et des TE en phase pour limiter l’influence de la graisse. Les valeurs des TEs sont donc dépendantes du champ magnétique. Un premier écho très court, en opposition de phase, peut être ajouté pour quantifier les très fortes surcharges mais il ne faut le prendre en compte qu'en cas de forte surcharge avec une décroissance régulière du signal sur les échos successifs et ne pas l'utiliser en cas d'ondulation du signal en lien avec une stéatose.

Séquence TR (ms) FA (°) TE (ms)
1,5T 3T
Out 120 20 2.4 1.2
DP 120 20 4.8 2.4
T2 120 20 9.6 4.8
T2+ 120 20 14 9.6

Ces séquences mono-écho peuvent se réduire à une seule si on peut acquérir une séquence multi-échos comportant des TE multiples de 1.2 ou 2.4 ms à 1,5T ou de 1.2 ms à 3T. Il faut cependant faire attention à bien obtenir tous les temps d'échos en phase nécessaires au calcul.

Chez un patient normal, le signal du foie est supérieur à celui du muscle sur les TE courts et ne descend que légèrement en dessous de celui du muscle sur les TE les plus longs.

En cas de surcharge en fer modérée, le signal du foie est proche de celui du muscle sur les TE les plus courts et descend rapidement en dessous de celui du muscle avec l'allongement du TE.

En cas de surcharge en fer importante, le signal du foie est déjà inférieur à celui du muscle sur les TE les plus courts et s'effondre rapidement avec l'allongement du TE.

Si l'on a acquis une séquence multi-echos, le logiciel MRQuantif fournit une courbe du signal du foie, de la rate et du muscle en fonction du TE ce qui permet d'apprécier d'un seul coup d'oeil l'évolution du signal hépatique. L'ondulation du signal (ou l'écart entre les courbes du signal en phase et celui du signal en opposition de phase) traduit la présence de graisse associée.

Mais pour obtenir une quantification précise, il faut effectuer plusieurs mesures par une ROI sur les zones les plus homogènes du foie et des muscles para vertébraux. Les mesures peuvent se faire sur la station usuelle et retranscrite dans le module en ligne. Mais de nombreuses erreurs potentiellement graves peuvent être faites si l'antenne du tunnel n'as pas été utilisée isolément. C'est pourquoi il est recommandé de migrer progressivement vers un le logiciel DICOM MRQuantif qui contrôle les paramètres d'acquisition. A terme, il ne sera pas possible de saisir en ligne des valeurs sans avoir déposé les images ayant servi à la mesure. Raison de plus pour migrer vers le logiciel.

A 1,5 Tesla

Deux méthodes SIR de calcul ont été publiées : la notre "Gandon" correspondant au calcul en ligne, qui, en accord avec la publication de Castiella, surestime certainement les surcharges moyennes, et "Alustiza" qui donne des valeurs inférieures mais plus cohérentes avec les valeurs obtenues par le T2*. Afin de rendre les valeurs plus comparables le logiciel propose maintenant par défaut l'algorithme d'Alustiza. Au fur et à mesure de l'évolution de nos connaissances on adaptera l'outil MRQuantif pour qu'il vous fournisse en toutes circonstances la valeur la plus robuste. Cependant nous verrons qu'il est sans doute préférable d'utiliser le calcul du R2* (1/T2*) pour les surcharges faibles ou modérées et de passer à la méthode SIR pour les fortes surcharges.

Ref Patients With biopsies LIC range
(µmolg/g)
Sequence Matrix TR
(ms)
FA
(°)
TE-min
(ms)
N TEs TE-max
(ms)
Method Correlation (R)
Gandon
The Lancet
2004
113 patients
+ 61 controls
174: with cirhosis (n=39),
with steatosis (n=31)
0-709 GRE
mono echo
256×128 120 20 4 4 21 on-line calculator 0.87-0.92
Alustiza
Radiology
2004
44 patients
+ 68 controls
112 0-390 GRE
mono echo
256×128 120 20 4 3 21 formula 0.94
Rose
Eur J Haematol
2006
25 patients
+ 2 controls
27 25-972 GRE
mono echo
256×128 120 20 1.8 5 21 formula for
high overload
using 1.8 ms TE
0.85
Castiella
Eur Radiol
2011
64 patients (20 new)
+ 107 controls (39 new)
112 published(Alustiza)
+59 new
0-390 GRE
mono echo
256×128 120 20 4 3 21
31 patients at 1T,
TE 9 ms missing
0.86
Total of 372 biopsies

A 3 Tesla

Il n'y a que notre algorithme publié en 2017 dans Abdominal radiology. Il a été parfaitement étalonné en confrontation aux biopsies. Il donne un résultat identique à la méthode du T2* en appliquant notre formule de conversion (European radiology 2017). A ce champ magnétique le T2* est deux fois plus court et se réduit très vite en cas de surcharge en fer. Nous verrons qu'il peut devenir difficile d'obtenir des TE suffisamment courts pour calculer un T2* effondré. Dans ces circonstances la méthode SIR est préférable et le logiciel choisit en fonction du résultat la méthode optimale.

Ref Patients With biopsies LIC range
(µmolg/g)
Sequence Matrix TR
(ms)
FA
(°)
TE-min
(ms)
N TEs TE-max
(ms)
Method Correlation (R)
Paisant
Abd Radiol
2017
105 patients 105: hemochromatosis (n=31)
DIOS (n=22)
others (n=3)
controls (n=49)
0-630 GRE
mono echo
106×128 120 20 1.2 5 14 on-line calculator 0.96
Total of 105 biopsies

Aucune méthode SIR ne peut être utilisée si une autre antenne que l'antenne corps (du tunnel) a été activée.

La relaxométrie via le calcul du R2 (=1/T2) ou du R2* (=1/T2*) et sa conversion en concentration hépatique en fer

Le T2 est le paramètre de la décroissance exponentielle du signal observé en écho de spin. La relaxométrie R2 est a priori moins performante que la relaxométrie R2* mais le FerriScan est la seule solution commerciale approuvée par la FDA.

Le T2* est le paramètre de la décroissance exponentielle du signal observé en écho de gradient. Il décroit rapidement en cas de présence de fer sous la forme cristalline, comme dans le cas de l'hémosidérine qui est la forme de stockage du fer hépatique. Le T2* peut être calculé à partir du signal mesuré sur une séquence comportant plusieurs échos par une méthode d'optimisation (Levenberg-Marquardt ou simplexe) en utilisant la formule de décroissance du signal :

signal = signal0 - exp(-TE/T2*) + offset

     (signal0 représentant le signal de départ à TE = 0 ms et l'offset représentant le bruit de fond.

Le R2* (s-1) est l'inverse du T2* (ms) et vous pouvez saisir une des deux valeurs pour avoir l'autre :

R2* s-1 = T2* ms

Le R2* est proportionnel à la concentration en fer mais aussi au champ magnétique.

En pratique il y a plusieurs façons de calculer le R2* dans le logiciel MRQuantif. La technique optimale est sélectionnée par défaut mais on peut la changer via un menu déroulant dans les options de calcul :

  • R2* basic avec truncation : c'est le calcul du T2* en prenant toutes les mesures du signal du foie, sans tenir compte de la phase, mais en s'arrêtant de prendre en compte les valeurs du signal hépatique à partir de la première mesure qui est égale ou inférieure au bruit de fond. C'est certainement la méthode la plus logique mais elle peut aussi être prise en défaut si le signal est effondré.
  • R2* basic avec truncation et extrapolation : on ajoute une valeur minimale du signal de départ du foie en se basant sur le signal du muscle (uniquement possible si l'acquisition a été obtenue avec l'antenne corps).
  • R2* complex : le calcul se fait en intégrant dans l'équation le pourcentage de graisse et son influence sur le signal. C'est la meilleure méthode théorique et la seule applicable réellement en cas de stéatose. Mais à l'inverse l'introduction d'une nouvelle inconnue lui fait perdre un peu de robustesse. En cas de très forte surcharge en fer, elle peut aboutir à des résultats aberrants avec un R2* sous-estimé et une surcharge en graisse très élevée alors qu'en fait il n'y a pas de stéatose.
Le logiciel MRQuantif utilise les valeurs de T2* obtenue, la qualité de l'ajustement de la courbe avec les points, la quantification de la stéatose et le résultat de la méthode SIR pour déterminer le T2* optimal.

Le T2* est donc la valeur numérique absolue qui apprécie directement la présence de fer. Elle a mis de nombreuses années à passer au premier plan car elle impose idéalement une séquence multi-échos. La première publication d'importance qui a établi cette méthode est celle de Wood (Blood 2005) mais à cette époque Wood a réalisé des séquences mono-écho répétées sans re-calibration. Le TE le plus court utilisé était de 0,8ms. Pour obtenir cette valeur il a du réduire la matrice à 64x64 pixels.Aujourd'hui tous les principaux contructeurs proposent une séquence multiéchos 2D ou 3D mais il n'est pas facile de descendre le premier TE en dessous de 1 ms. C'est ce qui a été fait pour les études plus récentes.

A 1,5 Tesla

Plusieurs études ont confronté les résultats du calcul du R2* à celui de la CHF obtenue par biopsie. Les principales sont :


Ref Patients With biopsies LIC range
(mg/g)
Sequence Matrix TR
(ms)
FA
(°)
TE-min
(ms)
delta-TE
(ms)
N TEs TE-max
(ms)
Comment Method Correlation (R)
Anderson
Eur Heart J
2001
27 patients 27 (29 biopsies): β-thalassemia 1-26 GRE
mono echo
96×128 200 20 2.2 2.56 8 20.1 offset 0.68 (fibrosis)
0.93 (others)
Wood
Blood
2005
102 patients
+ 13 controls
22: thalassemia major (n=9),
sickle cell disease (n=10),
thalassemia intermedia (n=2),
Blackfan-Diamond syndrome (n=1)
1.3-32.9
et 57.8
GRE
mono echo
64x64 25 20 0.8 0.25 16 4.8 Controls:
R2* = 39 s-1
T2* = 25 ms.
offset 0.97
Hankins
Blood
2009
43 patients 43: sickle cell disease (n=32),
thalassemia major (n=6),
bone marrow failure (n=5)
0.6-27.6
NB: 2 <2mg/g
GRE
multi echoes
? ? ? 1.1 0.8 20 17,3 truncated 0.97
Garbowski
J Cardiovasc Magn Reson
2014
121 patients
31 controls
25 (50 biopsies): βthalassemia (n=20),
Blackfan-Diamond syndrome (n=1),
congenital sideroblastic anemia (n=2),
pyruvate kinase deficiency (n=1)
1.7-42.3
NB: 1 <2mg/g
GRE
multi echoes
? ? ? 1.1 0.8 20 17,3 Controls:
R2* = 37 s-1
T2* = 27 ms.
truncated 0.94
Henninger
RöFo
2015
17 patients 17: hemochromatosis (n=10),
DIOS (n=2),
aceruloplasminemia (n=2),
congenital sideroblastic anemia (n=1),
spur cell aenemia (n=1)
0.92-11.65
NB: 4 <2mg/g
GRE
multi echoes
128x128 200 20 0.99 1.41 12 16.5 fat suppression truncated 0.92
Total of 161 biopsies

En regardant les principales courbes corrélant le R2* et la LIC exprimée en en mg/g on voit que la quantification devient incertaine au delà de 30 mg/g à 1,5T, et même moins dans l'étude de Garbowski :

Graphiquement voici la comparaison des corrélations publiées (R2* versus LIC exprimée en mg/g, multiplier par 18 pour les µmol/g) :

Correlations R2* - LIC

Si vous souhaitez une comparaison plus complète des études je vous conseille de lire l'article de Henninger.

Il faut redoubler de prudence avec les maps calculées par des séquences 3D dédiées car elles font une estimation pixel par pixel et elles deviennent très hétérogènes en cas de très forte surcharge en fer, quelque soit le constructeur.

1.5T IDEAL-IQ map error
MRQuantif curves when 31.5T IDEAL-IQ map error
Example of 1.5T (IDEAL-IQ - GEMS) map error in case of heavy iron overload

A 3 Tesla

Jusqu'à présent seule notre étude a été publiée :


Ref Patients With biopsies LIC range
(mg/g)
Sequence Matrix TR
(ms)
FA
(°)
TE-min
(ms)
delta-TE
(ms)
N TEs TE-max
(ms)
Comment Method Correlation (R)
d'Assignies
Eur Radiol
2018
105 patients 105: hemochromatosis (n=31)
DIOS (n=22)
others (n=3)
controls (n=49)
0-35 GRE
multi echo
106×128 120 20 1.2 1.2 10 12 subtraction 0.95
A total of 105 biopsies

Cette étude montre qu'avec un TE minimum de 1.2 ms on ne peut calculer correctement un T2* que pour des surcharges faibles ou modérées, inférieure à 120µmol/g. On ne peut se baser uniquement sur le résultat du T2* car des surcharges supérieures peuvent être responsables d'une important sous-estimation de la concentration en fer. Il faut donc, de préférence, comparer à l'estimation obtenue selon la méthode SIR et pour cela réaliser la séquence que nous proposons avec l'antenne body afin de pouvoir comparer le signal entre le foie et les muscles. Si cette séquence n'a pas été obtenue, il ne faut pas se fier à un résultat fourni par un calcul du T2* (ou R2*) s'il est discordant avec le signal observé. Encore plus qu'à 1.5T, les maps calculées par des séquences 3D dédiées deviennent très hétérogènes et erronées en cas de surcharge majeure.

3T mDixonQuant map error
MRQuantif curves when 3T mDixonQuant map error
Example of 3T (mDixonQuant-Philips) map error in case of heavy iron overload

3T VIBE dixon map error
MRQuantif curves when 3T VIBE dixon map error
Example of 3T (VIBE Dixon-Siemens) map error in case of heavy iron overload

Quel que soit le champ magnétique, des questions ne sont pas encore résolues :

  • Quelles différences obtient-on en pratique avec les diverses méthodes de calcul du T2* ? La méthode de substraction donne des valeurs inférieures mais pour le reste ce n'est pas forcément simple de répondre car cela dépend de plusieurs facteurs dont les principaux sont la présence d'une stéatose associée ou encore l'importance de la surcharge. Cela devient encore plus complexe de répondre à cette question si l'on considère les maps produites par les séquences 3D spécifiques proposées par les constructeurs car les méthodes de calcul peuvent être complexes.
  • Et donc quel écart observera-t-on entre deux examens pratiqués chez le même patient à 1.5 et à 3T ?

Avantages et inconvénients des deux méthodes


Méthode Avantages Inconvénients
SIR
  • Simple à acquérir ne nécessitant que 2 ou 3 TEs, avec des séquences GRE mono ou multiéchos
  • Plus robuste en cas de forte surcharge si l'on utilise des TE plus courts que le premier TE en phase
  • Méthode empirique avec un risque de variation (peu important avec les paramètres proposés) du signal du muscle qui sert de référence
  • Impose l'utilisation de l'antenne corps du tunnel avec des risques d'erreurs majeurs si d'autres antennes sont sélectionnées en parallèle
  • Ecarts importants entre les différentes formules proposées.
R2*
  • Beaucoup plus acceptable en théorie car on mesure l'effet direct de la présence du fer sur le signal sans passer par une mesure relative.
  • Plus précis en cas de surcharge faible ou modérée.
  • Nécessite de disposer d'une séquence permettant de faire de nombreux échos
  • Le calcul du R2* d'un signal effondré peut être complètement erroné, surtout si la méthode de calcul est complexe, multiparamétrique, et encore plus si le calcul se fait pour chaque pixel.
  • Ecarts possibles selon les méthodes de calcul du R2*.
  • Ecarts importants entre les différentes formules publiées pour convertir le R2* en CHF.

Mais ces méthodes peuvent être utilisées en parallèle avec une seule acquisition et le logiciel MRQuantif sécurise le résultat en les comparant. Progressivement on devrait obtenir une valeur robuste indépendante des variantes techniques.

Quantification de la graisse

En histologie, en cas de surcharge hépatique en graisse, des vacuoles lipidiques apparaissent dans le cytoplasme des hépatocytes. Elles sont plus ou moins nombreuses et de taille variable. Un grade semi-quantitatif permet d'apprécier le pourcentage d'hépatocytes qui contiennent des vacuoles. Ainsi, si tous les hépatocytes contiennent au moins une vacuole on obtient un grade de 100% mais cela ne veut pas dire que la concentration en graisse hépatique est de 100%. Si l'on veut obtenir une fraction graisseuse qui peut être comparée à la quantification en graisse obtenue par IRM il faut soit analyser biochimiquement le fragment biopsique soit estimer, et c'est plus simple, la proportion en surface des vacuoles par rapport à la totalité du tissu. Des méthodes d'histomorphométrie on été publiées.

L'IRM utilise la légère variation de fréquence de résonance de la graisse par rapport à l'eau pour dissocier les deux composantes et les quantifier.

Il y a plusieurs environnements des atomes d'hydrogènes selon les liaisons avec l'atome de carbone. Chaque environnement est responsable d'une petite différence de fréquence. Hamilton a quantifié la répartition habituelle des principaux composants et leur écart en ppm par rapport au pic de l'eau.

Composant Proportion
(%)
Ecart/eau
(ppm)
Delta en fréquence
(hz)
Cycle de phase
(ms)
1.5T 3T 1.5T 3T
70 -3.4 -217 -434 4.6 2.3
12 -2.6 -166 -332 6 3.0
8.8 -3.7 -242 -485 4.12 2.06
4.7 0.7 38 77 26.3 13.1
3.9 -0.4 -32 -64 31.2 15.6
0.6 -2.75 -125 -249 2.0 4.01
En moyenne on observe un cycle de phase de 4.8ms à 1.5T et de 2.4 ms à 3T.

On dispose donc de deux méthodes principales pour quantifier la stéatose hépatique (et d'une façon générale toute infiltration de graisse microscopique) : soit l'analyse spectroscopique au sein d'un volume d'analyse, soit l'imagerie de phase en étudiant la variation du signal (et ou de la phase) à partir d'images obtenues par de multiples TE. Bien sûr cette acquisition doit être de préférence une séquence unique avec de multiples échos, comme pour le calcul du T2*.

Spectroscopie IRM ou spectroMR

La technique de spectroMR est théoriquement la plus performante pour une quantification exacte de la stéatose. Elle a été validée par rapport à la biopsie en se comparant le plus souvent par rapport au grade. Elle serait particulièrement intéressante si l'on pouvait analyser les variations de proportion des différents composants mais en pratique l'acquisition reste difficile imposant une bonne compensation de l’homogénéité du champ magnétique (shim). Elle manque souvent de robustesse, en particulier en cas de présence d'une surcharge hépatique en fer même peu marquée. L'acquisition en apnée est maintenant possible mais l'information est limitée en comparaison à ce que l'on peut obtenir pour d'autres organes immobiles.
Aussi l’utilisation de la spectroMR n’est pas de pratique quotidienne pour la quantification de la stéatose. Ce d’autant que les méthodes plus simples à mettre en oeuvre et basées sur l'imagerie de phase ont été proposées.

Imagerie de phase

Elle est basée sur l’utilisation de séquences en écho de gradient comportant des TEs :

  • en-phase (multiples de 4,8ms à 1,5T et de 2,4ms à 3T) avec le signal de la graisse et du tissu hépatique (l’eau) qui s’additionnent,
  • et en opposition de phase avec le signal de la graisse qui est soustrait au signal hépatique. Le premier TE en opposition de phase est, à 1.5T, de 2,4ms et les suivants sont espacés de 4,8 ms soit 7,2ms, 12ms etc, et à 3T de 2,4ms et les suivants espacés de 2,4ms soit 3,6ms ; 6ms etc.

Ainsi la différence de signal entre les 2 acquisitions en phase et en opposition de phase correspond au signal de la graisse. La formule de DIXON utilisant ces deux points est simple :

FF = signal_in_phase - signal_out_phase / 2 * signal_in_phase

     (Le signal-in-phase au dénominateur est multiplié par 2 car que le maximum est atteint pour une FF de 50%).

Saisissez vos valeurs de l'intensité de signal pour calculer la FF :

Opposition de phase = et en phase = => fraction graisseuse = %

Quand il y a autant de graisse que de foie (FF=50%) on obtient une annulation complète du signal. Au delà, ce qui est réellement exceptionnel pour un foie de stéatose, on a une remontée du signal et au maximum, pour de la graisse pure, le signal est même supérieur à celui d'un foie non-stéatosique, surtout si l'on a encore une pondération T1. Un résultat de FF à 25 % serait donc comparable à celui d'une FF à 75%. En pratique, cette ambiguité n'est pas génante pour la quantification de la graisse hépatique car une stéatose avec une FF de 50% est pratiquement un maximum. Une exceptionnelle FF de 55% sera confondue avec une FF de 45%. Dans tous les cas le grade histologique aurait été de 100%.

Mais avant d'utiliser cette différence de signal, il faut réduire l'effet d'autres facteurs :

  • l'effet T2* responsable de la baisse progressive du signal avec l'allongement du TE. En l'absence de stéatose on peut donc avoir une légère valeur négative qui se majore quand il y a une surcharge en fer. Le calcul du Dixon 2 points est donc intéressant en pratique pour les deux pathologies ... tant qu'elles ne sont pas associées car sinon les deux modifications s'opposent. On peut réduire l'effet T2* :
    • soit en utilisant la moyenne du signal des deux premiers TE en-phase en le comparant au TE en opposition de phase qui est entre les deux. C'est la notion de Dixon 3 points :
      in-phase 1 = opposed-phase 2 = and in-phase 2 = => fat fraction = %
    • soit en calculant le T2* à partir des points en phase et le T2* à partir des points en opposition de phase et en mesurant l'écart proportionnel entre les deux courbes.
    Mais en cas de surcharge en fer importante, effondrant rapidement le signal, la quantification de la graisse devient impossible.
  • l'effet T1 car la graisse à un T1 très court et son signal est beaucoup plus élevé que celui du foie en T1. On le limite donc en réduisant la pondération T1 par un angle de bascule faible. Il doit être réduit en fonction du TR utilisé. Par exemple un angle de 20° avec un TR de 120 ms est acceptable mais il faut descendre à un angle de 3 ou 4° si le TR est inférieur à 30 ms.
  • les différentes composantes de la graisse n'ont pas le même décalage de phase et une modélisation complète du signal peut être faite en incluant plusieurs composantes graisseuses ou "pics". On parle alors de modélisation multipics.
  • le T2 de la graisse est aussi plus long que le du T2 du foie et cela peut venir compliquer le modèle.

Actuellement tous les constructeurs fournissent des séquences 3D multi echos produisant des maps de fraction graisseuse essayant de gérer, avec plus ou moins de succès, l'ambiguité entre 0 et 100%. La quantification se base sur des principes parfois un peu différents. Elle est performante tant qu'il n'y a pas de surcharge en fer trop importante.

On peut aussi utiliser le logiciel de quantification MRQuantif qui permet à partir d’une séquence multi echo 2D standardisée, disponible la plupart des appareils, de quantifier très simplement la stéatose et la surcharge en fer en un seul temps, de rédiger un compte rendu automatique et d’archiver ces données. Le logiciel intégre les différentes méthodes de calcul et est paramétrable. Il tient compte du niveau de surcharge en fer pour accepter ou non l'estimation faite à partir du signal IRM.