IMAGERIE DU POUMON PAR RÉSONANCE MAGNÉTIQUE DU PROTON

La physique de l'Imagerie par Résonance Magnétique (IRM) sera détaillée dans le second chapitre. Dans le texte qui suit, seule l'utilisation de l'IRM du proton pour l'exploration du poumon sera exposée.

5.1 IRM

Bien que l'IRM du proton soit utile pour analyser certaines structures thoraciques (le cœur et le médiastin), elle est peu employée pour l'étude des poumons. En effet, en dehors des régions périhilaires, le parenchyme pulmonaire donne très peu de signal RMN [27 - Grenier 1996]. Trois explications peuvent être invoquées : d'une part, le poumon est un organe riche en air donc relativement pauvre en protons [40 - Arakawa 1998] ; d'autre part, le poumon est un organe qui bouge de façon irrégulière ; enfin, le poumon contient 70 m² d'interfaces tissu-air. Cette interface de structures de susceptibilités magnétiques différentes est donc source de gradients internes qui augmentent fortement la relaxation transversale. Dans les poumons à 1,5 T, le temps de relaxation transversale mesuré par écho de gradient (T₂^∗) est de 0,86 à 2 ms [41 - Alsop 1995] ; le temps de relaxation transversale mesuré par écho de spin (T ) est de l'ordre de 25 à 35 ms. La₂

part réversible (par écho de spin) du T₂^∗ (T ′ ) a été trouvée entre 5 et 7 ms en moyenne sur le₂

poumon ; elle est plus élevée dans les régions déclives où les alvéoles sont moins gonflées et encore plus élevée en cas d'atélectasie (35 ms) et de tumeur (140 ms) [40 - Arakawa 1998]. Ces valeurs conduisent à un T₂^∗ de 4 ms au moins. À 0,5 T, d'autres auteurs rapportent un T₂^∗ de 4 ± 1 ms [42 - Schmidt 1998].

Ces temps de relaxation très courts conduisent donc à un signal très faible [27 - Grenier

1996] et imposent des temps d'écho très courts. L'amélioration de la performance des gradients a

permis assez récemment de parvenir à des TE assez courts pour obtenir un signal visible du parenchyme pulmonaire.

Mayo a utilisé des séquences d'écho de spin à 1,5 T avec un TE de 7 ms pour réaliser des images du parenchyme pulmonaire [43 - Mayo 1992]; ces images permettaient de mieux voir les structures intrapulmonaires (petits vaisseaux, septa) qu'une séquence avec un TE de 20 ms.

Bergin a utilisé une séquence de projection-reconstuction permettant un TE de 250 µs en corrigeant les artefacts de susceptibilité [44 - Bergin 1992]. À plus bas champ (0,5 T), il semble que l'avantage d'un TE très court ne compense pas les artefacts liés à la séquence de projection-reconstruction.

Par la suite, Alsop a utilisé une séquence d'écho de gradient à TE extrêmement court (0,7 ms) à 1,5 T considérant que les temps d'écho permis par l'écho de spin n'étaient pas suffisants. Pour obtenir un TE si court, des gradients à commutation (slew rate de 150 T.m^-1.s^-1) et une bande passante large (62,5 kHz) avec écho asymétrique étaient utilisés. L'acquisition en apnée avait une durée de 16 s [41 - Alsop 1995].

L'IRM permet de visualiser sans grande difficulté les masses solides (tumeurs, ganglions…) ; elle est actuellement utilisée en routine en pathologie tumorale dans l'exploration de ces masses [25 - Fraser 1994]. En revanche, en dehors du domaine de la recherche, elle n'est pas utilisée pour l'étude du parenchyme pulmonaire et donc des autres domaines de la pneumologie.

5.2 IRM

5.2.1 IRM et contraste par oxygène

L'oxygène, agent paramagnétique, raccourcit le T . L'inhalation d'oxygène pur accroît donc₁

le signal d'une image de poumon pondérée en T . Cette idée d'utiliser l'oxygène comme moyen₁

de contraste n'est pas neuve puisqu'elle a été publiée dès 1982 au niveau des cavités cardiaques

[45 - Young 1982].

Figure 1-22 - imagerie dynamique du poumon par IRM avant puis après administration d'oxygène pur; le signal (unités arbitraires) représenté en fonction du temps se renforce par l'effet paramagnétique de l'oxygène [46 - Edelman 1996].

Cette idée a par la suite été appliquée au poumon par Edelman [46 - Edelman 1996] qui rapporte une variation du T du poumon de 901 ± 55 ms en ventilation d'air ambiant à₁

826 ± 62 ms en ventilation d'oxygène pur (soit une différence de 75 ms). Cette variation était mise à profit pour acquérir des images de ventilation à 1,5 T par une séquence IR-HASTE :

spin-écho single-shot en demi-plan de Fourier après préparation de l'aimantation par une inversion de 720

TI = ms destinée à annuler le signal du poumon en air ambiant (matrice 128×256 avec 72 lignes réellement acquises, temps inter-échos de 4,2 ms, TE effectif de 25 ms, impulsions RF 90° et 180° sinc de 1 ms de durée, temps d'acquisition de 320 ms). Une image paramétrique de variation du signal reflétait alors la ventilation.

5.2.2 IRM de perfusion pulmonaire

Le terme d'imagerie de perfusion pulmonaire peut porter à confusion : de nombreux auteurs considèrent que la visualisation des vaisseaux entre dans ce cadre ; stricto sensu, la perfusion est le débit sanguin rapporté à la masse tissulaire et une réelle imagerie de perfusion devrait montrer – voire quantifier – l'apport de sang aux tissus.

Les premières applications de l'IRM à l'étude de la perfusion pulmonaire concernent l'utilisation de la vélocimétrie par contraste de phase [47 - Caputo 1991] pour mesurer les flux séparés des troncs artériels pulmonaires droits et gauches. Par la suite, des produits de contraste ont été utilisés pour l'obtention d'images de l'arbre artériel pulmonaire et de la perfusion pulmonaire, d'abord chez l'animal [48 - Berthezene 1992, 49 - Berthezene 1992] puis chez l'Homme [50 - Hatabu 1996, 51 - Hatabu 1996] (cf. Figure 1-23). La principale application clinique de cette technique d'angiographie pulmonaire par résonance magnétique a été le diagnostic d'embolie pulmonaire [52 - Kauczor 1998] rapporté pour la première fois en 1997 [53

- Amundsen 1997].

Figure 1-23 IRM de perfusion pulmonaire par injection de produit de contraste gadoliné ; l'acquisition a été réalisée avec une séquence FLASH ultra-rapide ; à gauche, images chez un volontaire sain : la vascularisation et la perfusion du tissu pulmonaire sont clairement vues après soustraction d'une image acquise avant injection ; à droite, modèle animal d'embolie pulmonaire (flèche) chez le Porc (images tirées de [50 - Hatabu 1996]).

Pour mémoire, chez l'animal, l'utilisation de microbulles d'hélium-3 hyperpolarisé (cf. infra) a permis d'obtenir un signal intravasculaire [54 - Chawla 1998, 55 - Callot 2001] ;

cependant, à l'heure actuelle, cette technique n'a pas encore permis d'obtenir de réelles images d'angiographie.

Plus récemment, des techniques IRM voisines de l'angiographie par temps de vol, ont été utilisées. Ces techniques utilisent un marquage des spins ("spin tagging") sans injection de produit de contraste, et permettent d'obtenir des images vasculaires ainsi que de réelles images de perfusion [54 - Chawla 1998, 56 - Friedli 1999, 57 - Hatabu 1999, 58 - Mai 1999, 59 - Mai

1999] (cf. Figure 1-24).

Figure 1-24 images de perfusion pulmonaire acquises chez des volontaires sains sans produit de contraste, par technique de marquage de spin ; à gauche, visualisation de l'arbre artériel pulmonaire jusqu'à la 7ème division (figure tirée de [56 - Friedli 1999]) ; à droite, images de référence (a), suivie d'images fonctionnelles acquises avec différents temps d'inversion, les temps courts (b : 500 ms & c : 700 ms) montrant plutôt les vaisseaux et les temps longs (d : 1 s, e : 1,2 s et f : 1,4 s) montrant la perfusion du parenchyme pulmonaire (figure tirée de [59 - Mai 1999]).

6 CONCLUSION

L'Imagerie par Résonance Magnétique a pris une place considérable parmi les techniques d'imagerie médicale, tant anatomiques que fonctionnelles, dans de nombreux domaines tels que la neurologie, la cancérologie, la rhumatologie. Par contre, en pneumologie, elle n'est utilisée que de manière marginale : elle ne permet que très difficilement de visualiser le parenchyme pulmonaire ; les techniques d'imagerie de perfusion par injection de produit contraste et, plus récemment, par marquage des spins, ne sont pas encore employées largement en clinique. Enfin, avant l'utilisation des gaz hyperpolarisés, l'IRM ne permettait pas d'obtenir d'image de ventilation pulmonaire de qualité suffisante pour envisager une application clinique.

Par ailleurs, les autres techniques d'imagerie ne permettent pas de répondre à tous les problèmes diagnostiques rencontrés en pneumologie : en particulier, le diagnostic de nombreuses maladies des voies respiratoires tels l'asthme, la broncho-pneumopathie chronique obstructive ou l'emphysème est probablement manqué aux stades les plus précoces. Pour ces maladies, une technique IRM permettant d'étudier la ventilation de manière plus précise que ne le fait la scintigraphie pourrait donc avoir un réel intérêt clinique. De plus, le difficile diagnostic d'embolie pulmonaire pourrait être facilité par l'adjonction d'une technique de ventilation à des images d'IRM de perfusion.

Toutes ces raisons rendaient séduisante la possibilité d'utiliser des gaz inhalés pour tracer la ventilation pulmonaire en IRM. Toutefois, l'IRM est une technique relativement peu sensible en termes de signal. Pour les autres techniques d'imagerie, l'augmentation du signal est plutôt limitée par la nécessité d'innocuité de la technique que par une réelle limite théorique : on peut augmenter l'intensité électrique envoyée dans le tube à rayons X en radiographie ou scanner X, l'intensité du faisceau ultrasonore en échographie, ou l'activité injectée au patient en scintigraphie. En IRM, nous verrons que pour un champ donné et à une température donnée, l'aimantation disponible dépend de la densité de protons dans la zone explorée ; par exemple, si l'on envisageait d'observer les voies aériennes grâce au signal de la vapeur d'eau, on serait limité par la pression saturante à 37°C dont l'aimantation est trop faible pour espérer obtenir une image. Il était donc illusoire d'espérer obtenir davantage jusqu'à l'utilisation des techniques d'hyperpolarisation.