Diff´erentes modalit´es d’acquisition en IRM cardiaque

Imagerie ”Cin´e”

Grˆace aux s´equences d’´echo de gradient ultra-rapides, l’IRM est une technique de choix pour l’´etude dynamique du mouvement cardiaque et de la fonction contractile cardiaque [Vall´ee and Jaconi, 2004]. Elles pr´esentent l’avantage d’acqu´erir rapidement les images et d’obtenir un rapport signal/bruit ´elev´e et un contraste T 2/T 1 permettant de bien diff´erencier le sang (en hypersignal), l’endocarde et l’´epicarde (en isosignal) et la graisse (en hypersignal). Grˆace `a cette synchronisation, une vue du cœur peut ˆetre obtenue `a chaque moment du cycle cardiaque, en acqu´erant des phases temporelles directes et des phases temporelles interpol´ees par partage d’´echos (figure 2.10), per- mettant d’augmenter la r´esolution temporelle. Typiquement, il est possible d’obtenir

Fig. 2.9 – Rep´erage des plans sp´ecifiques du cœur.

une s´erie d’images repr´esentant 20 ou 25 phases du cycle cardiaque pour un niveau de coupe donn´e pendant une apn´ee (15-20 s).

L’analyse comparative des images en t´el´esystole et t´el´ediastole, avec estimation du vo- lume ventriculaire, donne la valeur de la fraction d’´ejection ventriculaire (paragraphe

2.6.2). La fonction r´egionale est habituellement obtenue par une analyse visuelle des mouvements du myocarde. Une analyse quantitative peut aussi ˆetre effectu´ee en uti- lisant des indices tels que l’´epaississement de la paroi myocardique : les zones de contractilit´e anormale sont ainsi caract´eris´ees par une diminution de l’´epaississement pari´etal (paragraphe 2.6.4).

Imagerie marqu´ee ”Tag”

Le ”tagging” consiste `a tatouer le myocarde avec une grille, grˆace `a des impulsions de pr´esaturation spatiales s´electives (SPAMM : SPAtial Modulation of Magnetiza- tion). Le d´eplacement de ces lignes au cours du cycle cardiaque permet d’´etudier les d´eformations du cœur au cours du temps (figure 2.11). Ces images peuvent ´evaluer la fonction r´egionale systolique ainsi que diastolique du ventricule gauche ind´ependemment de la segmentation du myocarde [Fernandes et al., 2007]. L’analyse des images marqu´ees fait appel `a des techniques telles que HARP (HARmonic Phase MRI) qui extraient rapidement et de fa¸con automatique les d´eformations cons´ecutives `a la contraction myocardique. Par contre, elles n´ecessitent une contribution du clinicien qui consiste `a tracer trois contours concentriques. Ainsi, ce type d’acquisition est surtout utilis´e par les centres de recherche lorsqu’une mesure quantitative pr´ecise de la fonction myocar- dique est souhait´ee.

Fig. 2.10 – Reconstruction des phases temporelles en synchronisation avec l’ECG

(http ://www.e-mri.org).

Fig. 2.11 – Image IRM tagg´ee. Le d´eplacement des lignes au cours du cycle cardiaque

permet la mesure des d´eformation du myocarde [Vall´ee and Jaconi, 2004].

Perfusion au premier passage

L’´etude de la perfusion myocardique en IRM par l’´etude de perfusion au premier passage d’un produit de contraste a ´et´e pr´esent´ee par Atkinson [Atkinson et al., 1990] pour la premi`ere fois en 1990. La perfusion tissulaire est d´efinie comme ´etant le d´ebit sanguin tissulaire c’est-`a-dire le d´ebit par unit´e de masse de tissu. Le principe de la mesure de perfusion repose sur l’imagerie rapide du cœur (4 `a 8 coupes/cycle car- diaque) suivant l’injection par voie intraveineuse d’un produit de contraste ”ch´elate de Gadolinium” (Gd-DTA et Gd-DOTA), produit qui peut franchir la barri`ere capillaire (figure 2.12).

L’´etude dynamique d’un embol de Gadolinium permet de d´etecter des zones hypo- perfus´ees caract´eris´ees par un moindre rehaussement capillaire. L’analyse du signal au cours du temps permet l’obtention de courbes de transit pour chaque r´egion du

myocarde. Apr`es calibration du signal IRM, des mod`eles quantitatifs permettent d’ex- traire des param`etres physiologiques tels que la perfusion tissulaire et le volume de distribution du produit de contraste (correspondant au volume interstitiel ou intravas- culaire selon le type de ch´elate utilis´e pour le produit de contraste). Cette technique est utilis´ee avec succ`es pour d´etecter des isch´emies et mesurer la r´eserve de perfusion myocardique [Jerosch-Herold et al., 2002]. En fait, apr`es un syndrome coronaire aigu trait´e par angioplastie, les ´etudes en IRM ont montr´e que les patients pr´esentant un d´efaut de perfusion myocardique ont un remodelage ventriculaire et un plus mauvais pronostic que les patients qui n’ont pas d’obstruction microvasculaire [Gerber et al., 2008]. sont utilis´ees.

Fig. 2.12 – Images de perfusion myocardique acquises `a diff´erents instants, traduisant

le passage du produit de contraste dans le V D puis le V G et enfin dans le myocarde. L’abscence du rehaussement du myocarde dans la zone sous-endocardique de la r´egion ant´ero-lat´erale traduit une diminution de la perfusion (cercle rouge) [Vall´ee and Jaconi, 2004].

Viabilit´e et Rehaussement Tardif (RT)

En imagerie de rehaussement tardif, le contraste est g´en´er´e par la diff´erence de vitesse de l’´elimination (washout) du produit de contraste entre les r´egions saines et les r´egions pathologiques. Typiquement, l’´etude du RT est r´ealis´ee environ 10 minutes apr`es l’injection de l’agent de contraste [Beek et al., 2003, Kim et al., 1999, Kim et al., 2000a]. Le rehaussement tardif traduit un exc`es relatif de la quantit´e de gadolinium dans les tissus pathologiques comparativement aux tissus sains. Le myocarde normal apparaˆıt hypo-intense alors que les zones d’infarctus r´ecents pr´esentent un hyper-signal car le produit de contraste s’accumule dans les cellules infarcies dont la membrane est l´es´ee comme cela est illustr´e sur la figure 2.13 [Vall´ee and Jaconi, 2004]. Le produit de contraste s’accumule ´egalement dans les zones d’infarctus anciens contenant de la fibrose. Ainsi dans les zones fibrotiques, une modification de l’espace interstitiel induit un lavage plus lent du produit de contraste.

Cette technique est tr`es utile pour pr´eciser la localisation d’un infarctus et pour en quantifier la taille et l’extension transmurale. Elle repose sur des s´equences en

pond´eration T 1 en ´echo de gradient (EG) ultra-rapides.

Fig. 2.13 – Diff´erence de contraste entre le myocarde normal (noir) et la zone infarcie

de signal hyperintense [Vall´ee and Jaconi, 2004].

Cependant la diff´erence d’intensit´e d´epend du temps ´ecoul´e apr`es l’injection mais aussi des param`etres d’acquisition choisis, en particulier le temps d’inversion T I. En outre, le T I optimal peut changer d’un individu `a un autre. En clinique, ce param`etre est g´en´eralement d´etermin´e pour chaque patient de fa¸con `a optimiser le contraste :

– Soit par une inversion-r´ecup´eration avec un T I annulant le signal du myocarde sain [Simonetti et al., 2001]. Ce T I est d´etermin´e au pr´ealable par une s´equence d´edi´ee (TI scout ou Look locker) qui teste une gamme de T I afin que l’utilisateur puisse choisir le T I pour lequel le signal du myocarde sain est le plus faible (g´en´eralement autour de 300 msec).

La figure2.14illustre comment choisir le T I optimal : un intervalle de temps dit ”trigger delay” est d´efini `a partir du complexe QRS de l’ECG pour s’assurer que l’acquisition de l’image se produit en phase diastolique, afin de r´eduire l’influence du mouvement cardiaque. L’aimentation du cœur est pr´epar´ee par une impulsion non s´elective d’inversion de 180 deg.

Le T I optimal est choisi tel que la magn´etisation du myocarde normal soit pr`es de son passage par z´ero. Par cons´equent le myocarde normal apparaˆıt en noir avec un contraste important par rapport au myocarde infarci.

– Soit par technique P SIR (Phase Sensitive Inversion Recovery), ind´ependante du

T I qui est parfois difficile `a r´egler en fonction des patients. Cette technique incor-

pore dans une s´equence IR-EG ultra-rapide l’acquisition de coupes de r´ef´erences, sans allonger la dur´ee de la s´equence. Ces coupes de r´ef´erence servent `a corriger la polarit´e de phase des coupes au T I, ce qui restaure le contraste T 1 par rapport `a une simple analyse du signal en amplitude.

On distingue deux types d’acquisitions de rehaussement tardif : les acquisitions 3D qui ont pour avantage d’explorer tout le volume cardiaque en une seule apn´ee et les acquisitions 2D multicoupes, qui offrent une meilleure r´esolution spatiale (moins de flou de mouvement) ce qui permet de mieux visualiser l’extension transmurale de l’infarctus.

La sup´eriorit´e de l’IRM par rapport aux m´ethodes scintigraphiques a ´et´e d´emontr´ee pour la mise en ´evidence des n´ecroses sous-endocardiques [Ricciardi et al., 2001, Wag- ner et al., 2003,K¨uhl et al., 2003]. En effet, l’IRM permet d’appr´ecier l’extension de la

Fig. 2.14 – Diagramme de synchronisation pour une s´equence de RT. T I pris lors

de l’annulation du signal dans le myocarde normal apr`es administration d’agent de contraste [Simonetti et al., 2001].

n´ecrose au sein de la paroi myocardique, du sous-endocarde vers le sous-´epicarde. Cinq cat´egories sont en g´en´eral propos´es pour classifier cette extension : 0 %, < 25%, < 50%,

< 75%, < 100%. Elle offre une valeur ajout´ee par rapport aux autres m´ethodes cli-

niques de d´etection de la viabilit´e myocardique puisqu’elle ne pr´edit pas l’am´elioration fonctionnelle de mani`ere binaire (pr´esente/absente), mais en fonction de l’extension transmurale de l’infarctus.

La technique du rehaussement tardif se positionne d’ores et d´ej`a comme une m´ethode de r´ef´erence clinique pour l’´evaluation de la viabilit´e myocardique [Kim et al., 2000a].