Quelles sont les principales informations offertes par l’IRM cardiaque en pratique clinique ?

ARTICLE

Auteur(s) : Pierre-Yves Marie

Service de médecine nucléaire, CHU Nancy-Brabois, 54511 Vandœuvre-lès-Nancy Cedex, France

En pratique médicale et comparativement aux autres techniques d’imagerie cardiaque, l’IRM constitue déjà la technique de choix : 1) pour la recherche de séquelles d’infarctus chez les patients coronariens, même lorsque ces séquelles sont peu étendues et de siège sous-endocardique, et de plus en plus pour les bilans de « viabilité myocardique » ; 2) lorsque l’on désire mesurer de manière très précise les volumes et fractions d’éjection des deux ventricules, ainsi que la masse myocardique ; 3) dans le bilan diagnostique des tumeurs, abcès ou thrombus cardiaques ; 4) pour analyser les atteintes du ventricule droit et du péricarde (dysplasie arythmogène, péricardite constrictive,...) et 5) pour le bilan non invasif de cardiopathies congénitales.

L’IRM cardiaque présente aussi un potentiel de développement très important, en particulier pour l’imagerie de la perfusion tissulaire et l’angiographie des coronaires. Cependant, elle ne peut être encore considérée comme une technique tout à fait simple et routinière. La réalisation des acquisitions nécessite la participation active d’une équipe de médecins et techniciens spécialisés à la fois en IRM et en imagerie cardiaque et, pour le patient, près d’une heure d’une immobilisation assez inconfortable à l’intérieur de l’aimant. En outre, malgré l’utilisation de logiciels de plus en plus perfectionnés, l’analyse des résultats reste encore assez longue et laborieuse (mesures des volumes et des fractions d’éjection, analyse de la perfusion tissulaire,...).

Cet article décrit les séquences d’IRM cardiaque utilisées en routine, ainsi que les principales indications et les résultats des examens. Cette description est précédée d’un paragraphe sur les principes physiques de l’IRM dont l’objectif est de définir les paramètres utiles pour caractériser et différencier les séquences d’IRM cardiaque (résonance, relaxation, pondération T₁ ou T₂,...).

Principes de l’imagerie par résonance nucléaire

L’IRM est une technique d’exploration non invasive et non irradiante, basée sur la résonance magnétique des protons de l’atome d’hydrogène (H⁺). Comparativement aux autres techniques d’imagerie, elle présente la propriété de pouvoir faire varier le signal provenant d’un organe donné, en fonction des séquences utilisées et de la nature biologique des tissus.

Très schématiquement, l’IRM nécessite deux étapes consécutives de résonance et de relaxation, qui ne permettent de lire qu’un nombre limité de « lignes » de l’image et qui doivent donc être répétées un grand nombre de fois pour obtenir le signal nécessaire à la réalisation de l’ensemble d’une image.

Résonance

La première étape est celle de la résonance, qui permet de faire absorber de l’énergie aux tissus d’un volume donné, en y faisant varier l’aimantation des protons H⁺. Cette étape nécessite l’action conjointe, à l’intérieur de l’appareil d’imagerie :

• d’un champ magnétique intense,

• d’une onde dite de « radio-fréquence », dont les caractéristiques sont identiques à celles des ondes hertziennes que reçoivent nos postes de télévision ou de radio, mais dont la fréquence doit être spécifiquement adaptée aux noyaux étudiés : ω₀ = γ.B₀, où ω₀ est la fréquence de résonance (appelée fréquence de Larmor), γ le rapport gyromagnétique (constante propre à chaque noyau), B₀ l’intensité du champ magnétique.

Pour l’IRM, la fréquence utilisée sera celle permettant de faire résonner les protons de l’hydrogène, qui sont naturellement présents en grande quantité dans l’eau des tissus de l’organisme, mais aussi au sein des tissus adipeux. Cependant, les fréquences de résonance sont sensiblement différentes entre les H⁺ de l’eau et ceux des tissus adipeux, et il sera possible d’obtenir des images provenant plus spécifiquement de la masse hydrique de l’organisme, ou bien du tissu adipeux.

Comme nous le verrons plus loin, ceci peut être très utile pour identifier les foyers adipeux, qui caractérisent certaines tumeurs ou maladies cardiaques (lipome, dysplasie arythmogène du ventricule droit,...).

Relaxation

La deuxième étape est celle de la relaxation, à l’arrêt de l’onde radio-fréquence. Cette étape est caractérisée par un retour à la situation d’équilibre initiale, avec une restitution de l’énergie qui a été emmagasinée lors de la résonance. C’est cette restitution d’énergie qui constitue le signal utilisable pour la réalisation des images.

Cependant, ce signal présente la particularité de diminuer très rapidement et de façon variable en fonction de la nature des tissus analysés. Il s’agit d’une décroissance exponentielle qui est, par exemple, très rapide pour les tissus fibreux et, à l’inverse, particulièrement lente pour les tissus très liquidiens, en particulier pour les tissus œdémateux (inflammation, infection, cancer,...).

Ainsi, il sera possible d’obtenir, en IRM, des contrastes très variables, en fonction de la nature biologique des tissus et des séquences d’imagerie utilisées :

• Les séquences où les images sont réalisées tardivement dans la relaxation, dites de pondération T₂, permettent une visualisation préférentielle des tissus qui émettent encore beaucoup de signaux en fin de relaxation, ce qui est le cas des structures hydriques ou des tissus œdémateux (tissus à temps de relaxation long). De telles séquences peuvent être très informatives dans les pathologies cardiaques qui s’accompagnent d’un œdème (tumeurs malignes, myocardite, infarctus aigu, réaction de rejet après transplantation,...), mais aussi pour accroître le contraste entre le sang cavitaire et les parois myocardiques sur certaines séquences utilisées en ciné-IRM (séquences de « précession à l’équilibre »).

• À l’inverse, les séquences, dites de pondération T₁, sont conçues pour saturer le signal provenant des structures qui émettent encore beaucoup de signaux en fin de relaxation (tissus à temps de relaxation long). Le principe est alors de raccourcir le délai entre les cycles de résonance-relaxation ou bien d’accroître le signal absorbé lors de chaque résonance. Les structures, ayant une relaxation incomplète à la fin des cycles résonance-relaxation, sont alors incapables d’absorber une quantité adéquate de signal lors des cycles suivants, ce qui entraîne une diminution du signal enregistré. En pratique, il faut noter que les séquences d’IRM cardiaque sont toutes plus ou moins pondérées en T₁. En effet, les cycles résonance-relaxation sont toujours très rapprochés, de manière à acquérir rapidement les images et limiter la durée des apnées lors des acquisitions. D’ailleurs, comme nous le verrons plus loin, cette pondération T₁ est un des mécanismes essentiels du contraste sang-myocarde obtenu sur les séquences de ciné-IRM. Les séquences pondérées en T₁ sont aussi utilisées en routine pour faire des images du pool sanguin, après l’injection de traceurs marqués par le gadolinium ; il s’agit alors de l’angiographie-IRM. Cependant, comme nous le verrons plus loin, des séquences utilisant ces produits de contraste permettent aussi d’analyser la perfusion tissulaire myocardique (technique d’analyse au premier passage) et, surtout, de détecter et de quantifier d’éventuelles séquelles d’infarctus myocardique (analyse de la rétention tardive du traceur).

Ainsi pour l’IRM cardiaque, comme d’ailleurs pour l’IRM des autres organes, il est possible d’obtenir des images très différentes en fonction de la nature biologique des tissus (liquide sanguin, œdème, fibrose, lipides,...) et de certains paramètres techniques : fréquence de résonance, pondération T₁ et/ou T₂,... Il est ainsi possible d’obtenir des contrastes originaux et modulables entre les divers tissus d’un organe donné, mais aussi entre les tissus sains et pathologiques. Cette propriété constitue une grande originalité, comparativement aux autres techniques d’imagerie médicale (radiologie, échographie, médecine nucléaire...), mais il faut aussi reconnaître qu’elle n’est pas toujours simple à comprendre et à utiliser !

Particularités techniques de l’exploration cardiaque en IRM

L’imagerie cardiaque est une imagerie dynamique pour laquelle il est très souvent nécessaire d’effectuer au moins une vingtaine d’images consécutives dans le cycle cardiaque (analyse cinétique, calcul de flux sanguins,). En outre, lorsque cela est possible, il est toujours préférable d’enregistrer les images en apnée, car les mouvements respiratoires nuisent à la qualité des images. Le temps d’acquisition par image doit donc être très court, ce qui n’est possible qu’en utilisant des séquences d’acquisition rapide (écho de gradient, fast-spin-echo, séquences de précession à l’équilibre,...) sur des aimants puissants et de conception récente. Ainsi, un haut champ magnétique de l’ordre de 1 à 2 Tesla est souhaitable car la quantité de signal enregistré est proportionnelle au champ magnétique. Par ailleurs, les cycles résonance-relaxation doivent pouvoir se succéder à une très haute fréquence, ce qui dépend de la capacité à faire varier rapidement les gradients de champ magnétique.

D’une manière générale, l’examen d’IRM cardiaque est assez long (séquences préliminaires d’orientation, nombreuses coupes pour visualiser l’ensemble du volume cardiaque,...). C’est pourquoi les paramètres techniques sont généralement choisis de manière à privilégier la rapidité des acquisitions par rapport à la qualité intrinsèque des images (rapport signal/bruit, résolutions temporelle et spatiale) : pas plus de 30 images par cycle cardiaque, 1 seule « lecture » du plan de l’image (1 excitation) et utilisation d’une matrice assez limitée (pas plus de 256 lignes de phase) [1].

Avec les appareils à haut champ magnétique (1 à 2 Tesla) de conception récente, capables d’effectuer les cycles résonance-relaxation avec des temps de répétition très courts, une « coupe » du myocarde en mode cinéma peut être obtenue en moins de 10 secondes, ce qui autorise la réalisation d’acquisitions de bonne qualité en apnée et cela, même lorsque les capacités physiques des patients sont faibles (atteintes cardiaques sévères).

Un autre impératif technique est d’obtenir une synchronisation des acquisitions sur l’électrocardiogramme. Dans le cas contraire, le flou cinétique et les artefacts liés aux mouvements cardiaques rendent les images ininterprétables. En pratique, cette synchronisation n’est pas toujours facile, car il y a d’importantes interférences du champ magnétique sur le signal ECG. En respectant certaines précautions (faible distance entre les électrodes, pas de croisement ou de boucle,...) et en modulant l’emplacement des électrodes, il est presque toujours possible d’obtenir un signal ECG adéquat, mais cela peut prendre du temps !

Principales séquences et les principales indications

Analyse de la cinétique cardiaque : le ciné-IRM

L’analyse de la cinétique cardiaque, et en particulier celle de la contraction du ventricule gauche, constitue l’indication la plus fréquente de l’exploration cardiaque en IRM. En effet, dans la plupart des maladies cardiaques, le pronostic des patients est très étroitement lié à l’importance des anomalies de la contractilité du ventricule gauche.

Depuis quelques années, la qualité des images en mode cinéma (ciné-IRM) s’est considérablement améliorée [2-9]. Cela est lié au développement de séquences d’écho de gradient rapides (les temps de répétition des cycles résonance-relaxation sont très courts) et qui ont permis l’enregistrement des images en apnée (figure 1).

Ce contraste entre l’hypersignal sanguin cavitaire et l’hyposignal des parois cardiaques est très important car il conditionne la capacité à délimiter précisément l’endocarde, qui constitue la limite externe de la cavité ventriculaire. Cette délimitation est d’autant plus facile que le ventricule a une cinétique correcte (la stase du sang liée à un bas débit entraîne une saturation plus importante du signal cavitaire) et que la coupe est orientée en incidence « petit axe », perpendiculaire au grand axe du cœur (le volume sanguin saturé est plus important dans les incidences « grand-axe », qui sont parallèles au grand-axe du cœur).

De nouvelles séquences, dites « de précession à l’équilibre » permettent d’obtenir un état d’équilibre du signal magnétique et cela, grâce à une « refocalisation des échos », qui permet de réutiliser le signal résiduel avant chaque nouveau cycle résonance-relaxation [4, 5]. Cela permet d’augmenter la quantité de signal enregistré mais aussi d’associer une pondération T₂ supplémentaire à la pondération T₁ du ciné-IRM classique. Le contraste myocarde-sang est nettement augmenté, en particulier lorsqu’il existe une stase sanguine (figure 2).

Le gain en qualité d’image est spectaculaire, mais aussi en résolutions spatiale et temporelle. À plus long terme, ces séquences offrent de très intéressantes perspectives d’imagerie dynamique en temps réel. D’ailleurs, ce sont essentiellement ces séquences « de précession à l’équilibre » qui font l’objet de travaux de développement pour l’angiographie coronaire, ainsi que pour l’imagerie des produits de contraste marqués par le gadolinium (imagerie de la perfusion et des séquelles d’infarctus).

Cependant, il faut aussi reconnaître que les séquences de « précession à l’équilibre » présentent encore l’inconvénient d’une fréquence trop élevée d’artefacts. Ces artefacts sont liés à une susceptibilité importante aux mouvements et surtout aux flux sanguins cavitaires [6].

En réalisant plusieurs coupes dans différentes incidences, il est possible de faire une analyse de la contractilité sur l’ensemble des deux ventricules et, ainsi, d’identifier les parois dont la contractilité est anormale (diminution de l’épaississement pariétal en systole) et les zones de cicatrice fibreuse dont l’atteinte est irréversible (épaisseur pariétale < 6 mm en diastole et absence de tout épaississement systolique [7]) (figure 3).

En outre, en s’aidant de logiciels automatisés, les séquences de ciné-IRM conventionnelles et surtout celles de « précession à l’équilibre » permettent de délimiter les contours interne et externe des parois myocardiques et de calculer la masse myocardique, ainsi que les volumes diastoliques et systoliques et les fractions d’éjection des deux ventricules. Cela est classiquement réalisé sur une dizaine de coupes jointives orientées en incidence petit-axe et couvrant l’ensemble du volume ventriculaire [5]. Ces mesures s’avèrent alors très précises et reproductibles, si bien que l’IRM est actuellement l’examen de choix pour étudier les médicaments ayant une action sur la masse myocardique (anti-hypertenseurs) ou sur les volume et fraction d’éjection du ventricule gauche (traitements proposés dans l’insuffisance cardiaque).

Cependant, il faut reconnaître que, dans l’indication de l’évaluation du fonctionnement ventriculaire gauche, l’IRM cardiaque reste de réalisation un peu fastidieuse pour être parfaitement adaptée à la routine clinique. En échographie, cette évaluation est certainement moins précise, mais elle a l’avantage d’être 4 à 5 fois plus rapide !

Enfin, certaines séquences de ciné-IRM permettent de marquer des structures situées dans un plan de coupe et de suivre le déplacement du marquage pendant le cycle cardiaque. Il s’agit alors du tatouage ou tagging, dont le principe est de saturer, sur la première image du cycle cardiaque, le signal provenant de tissus localisés sur certaines lignes de l’image [8, 9]. Cette saturation persiste sur les images suivantes du cycle, si bien qu’il est alors possible de suivre le déplacement des tissus marqués lors de la contraction puis de la relaxation des parois cardiaques. Ce mode d’analyse est particulièrement original, puisqu’il permet de visualiser les déplacements complexes des faisceaux de fibres musculaires au cours du cycle cardiaque (figure 4).

Cette technique du « tatouage » s’avère très intéressante pour les études de physiologie ou de physiopathologie de la contraction cardiaque. Cependant, en routine clinique, elle n’a pas supplanté le ciné-IRM classique car elle s’accompagne d’un certain degré de dégradation de la qualité de l’image, en particulier de la résolution spatiale, et elle ne permet pas de bien délimiter les contours endocardiques et donc de calculer les volumes et fraction d’éjection ventriculaires. Surtout, ces séquences de « tatouage » se heurtent à des problèmes d’extraction de l’information. Il est, en effet, plus difficile d’analyser la contractilité de parois en évaluant les déplacements des structures « tatouées », qu’en mesurant l’épaississement pariétal en ciné-IRM et cela, aussi bien en analyse qualitative visuelle qu’en s’aidant de logiciels automatisés.

Caractérisation tissulaire : les séquences d’écho de spin et l’utilisation des produits de contraste vasculaires

Les premières images d’IRM ont été obtenues avec des séquences d’écho de spin. Comparativement aux séquences d’écho de gradient, qui sont utilisées en ciné-IRM, ces séquences utilisent une méthode différente de recueil et d’amplification du signal.

Malheureusement, les séquences d’écho de spin ont l’inconvénient d’un temps d’imagerie qui est beaucoup plus long. C’est pourquoi elles ne permettent pas d’obtenir de multiples images dans le cycle cardiaque, à la différence des séquences d’écho de gradient utilisées en ciné-IRM.

Les nouvelles séquences de type fast-spin-echo utilisent le même principe de recueil et d’amplification du signal mais, à la différence des séquences d’écho de spin conventionnelles, elles permettent de lire une partie importante de l’image (de 8 à 32 lignes de phase) lors de chaque cycle cardiaque. Elles peuvent donc être réalisées beaucoup plus rapidement : en 10 à 15 secondes, ce qui permet d’obtenir des images d’excellente qualité en apnée [10]. Elles ont aussi la particularité d’être de type « sang noir », sans aucun signal provenant du sang cavitaire, ce qui permet de s’affranchir des artefacts liés aux flux sanguins cavitaires.

Avec les séquences fast-spin-echo, on obtient des images « statiques » bidimensionnelles, qui présentent un rapport signal/bruit et une résolution spatiale supérieurs à ce qui est obtenu en ciné-IRM (figure 1). Ces séquences ont aujourd’hui totalement remplacé les séquences spin-écho conventionnelles ; elles s’avèrent utiles pour analyser la morphologie et l’anatomie cardiaque et, surtout, pour caractériser la nature des tissus anormaux. En effet, elles peuvent être fortement pondérées en T₂, ce qui permet d’identifier les structures ayant une relaxation très rapide (fibrose) et, surtout, celles ayant une relaxation anormalement lente, ce qui est le cas des tissus œdémateux (tumeur maligne, myocardite, infarctus aigu,...). Elles peuvent être aussi utilisées avec une saturation du signal provenant des lipides, ce qui peut aider à identifier la présence de tissu adipeux dans certaines tumeurs et dans les dysplasies arythmogènes du ventricule droit (figures 5 et 6).

Les agents de contraste vasculaire, marqués par le gadolinium, sont aussi très utiles dans les études de caractérisation tissulaire [11]. Il s’agit du bilan diagnostique des tumeurs cardiaques et, surtout, de la détection des séquelles d’infarctus, un domaine en pleine expansion car l’IRM s’y avère particulièrement efficace.

Dans ces indications, les agents de contraste utilisés sont les mêmes que ceux de l’angiographie-IRM et ils sont constitués d’un atome de gadolinium qui s’avère très toxique dans l’organisme et qui doit donc être lié à une molécule vectrice [11]. Le gadolinium présente la propriété de diminuer très fortement la durée de la relaxation des protons qui sont situés dans son entourage immédiat. Ainsi, sur des séquences très fortement pondérées en T₁ et où il y a une importante saturation du signal provenant des tissus biologiques, seuls les protons situés au voisinage immédiat des atomes de gadolinium auront une relaxation complète entre les cycles de résonance-relaxation et pourront générer un signal adéquat sur les images. En angiographie-IRM, ces séquences très fortement pondérées en T₁, sont réalisées au moment de l’injection du traceur marqué par le gadolinium. Dans ces conditions, le signal enregistré provient presque exclusivement du pool sanguin et il est alors possible de visualiser l’intérieur des vaisseaux et des cavités cardiaques, avec un contraste équivalent à celui obtenu avec les produits de contraste iodé en imagerie radiologique.

Ces séquences, réalisées après l’injection du traceur, permettent aussi d’identifier les thrombus intracardiaques, qui ne sont pas vascularisés et qui ne présenteront donc pas l’augmentation du signal tissulaire liée au gadolinium intravasculaire (figure 7). À l’inverse, la constatation de foyers d’hypersignal, imputables à une très forte vascularisation tissulaire, constitue un argument en faveur de la nature maligne d’une formation tumorale.

Par contre, pour l’identification et l’évaluation des séquelles d’infarctus, les images ne sont pas réalisées au moment de l’injection du traceur mais 10 à 15 minutes plus tard [12, 13]. L’image caractéristique est alors celle d’un hypersignal limité à la zone d’infarctus et qui témoigne d’une rétention tardive du traceur dans l’interstitium du tissu nécrosé (figures 3, 7 et 8). En effet, les agents de contraste actuellement commercialisés, tel que le gadolinium-DTPA, ont une distribution extracellulaire : leurs tailles sont suffisamment faibles pour franchir la membrane capillaire mais ils ne peuvent alors que diffuser dans le liquide interstitiel (ils sont hydrophiles et ne peuvent franchir les barrières phospholipidiques des membranes cellulaires). Normalement, cette diffusion est quantitativement limitée par un faible volume de distribution dans le liquide interstitiel (15 à 20 % du volume myocardique total) et elle est rapidement réversible car une rétro-diffusion apparaît dès que les concentrations en traceur diminuent dans le sang capillaire.

En fait, les images de rétention tardive traduisent un accroissement de ce volume de distribution interstitiel car cet accroissement induit à la fois : une augmentation de la quantité de traceur diffusant initialement du sang capillaire vers l’interstitium et un ralentissement de la clairance interstitielle qui s’effectue ensuite par rétro-diffusion vers le sang capillaire.

Ainsi, les images de rétention tardives traduisent des situations où le volume de distribution interstitiel du traceur est augmenté, ce qui est essentiellement observé : quelques jours ou semaines après des destructions cellulaires, la rupture des membranes cellulaires permettant alors au traceur de diffuser dans l’espace cellulaire, à plus long terme, lorsque la fibrose cicatricielle remplace l’espace cellulaire, et lorsqu’il existe une réaction inflammatoire œdémateuse avec augmentation du volume liquidien interstitiel.

En pratique, les séquences de caractérisation tissulaire sont surtout utiles pour : 1) le bilan des tumeurs et/ou thrombus cardiaques, 2) la détection des foyers adipeux intrapariétaux des dysplasies ventriculaires droites, 3) l’évaluation des séquelles d’infarctus chez les patients coronariens, 4) la détection des réactions œdémateuses qui accompagnent un grand nombre de maladies du myocarde (myocardite, infarctus aigu, réactions de rejet après transplantation cardiaque,...).

L’IRM est, actuellement, la technique la plus performante pour le bilan des tumeurs cardiaques [14-17]. Les tumeurs bénignes (myxome, rhabdomyome,...) ou malignes (sarcomes,...) sont assez rares au niveau cardiaque. Cependant, les tumeurs médiastinales ou bronchopulmonaires, qui sont beaucoup plus fréquentes, ont souvent une extension cardiaque, qui peut être précisée en IRM cardiaque [14, 15].

Les séquences anatomiques de type fast-spin-echo permettent de déterminer, de manière très précise, la localisation de la tumeur, son extension et ses limites anatomiques. En outre, le retentissement sur le fonctionnement du cœur peut être évalué en ciné-IRM. Surtout, il est possible d’obtenir d’importants renseignements sur la nature tissulaire de la tumeur, en particulier en fonction des intensités du signal recueilli sur les séquences pondérées en T₁ et en T₂ [14-17] :

• la présence d’un œdème tissulaire intra et/ou péritumoral est responsable d’un hypersignal sur les séquences très pondérées en T₂ ;

• l’importance de la vascularisation tumorale peut être évaluée sur les séquences pondérées en T₁ et réalisées après injection de gadolinium-DTPA ;

• la présence de tissu adipeux est responsable d’un hypersignal sur les séquences pondérées en T₂ et ce signal disparaît sur les séquences où le signal provenant des lipides est aboli (le plus souvent, le signal est alors saturé sur la fréquence de résonance correspondant aux protons des lipides) (figure 5) ;

• la présence de tissu fibreux est caractérisée par un hyposignal, quelle que soit la pondération de la séquence, et par une faible vascularisation sur les séquences utilisant le gadolinium-DTPA ;

• la présence de calcifications peut être suspectée devant un foyer d’absence complète de signal, quelle que soit la séquence utilisée ;

• la présence de thrombus intracavitaire péritumoral, qui est une éventualité assez fréquente, est généralement caractérisée par un signal assez intense sur les séquences pondérées en T₂, ainsi que par un hyposignal sur les séquences pondérées en T₁, qui ne se modifie pas après injection de gadolinium-DTPA (absence de vascularisation intra-tissulaire).

L’IRM s’avère aussi particulièrement performante pour les examens du péricarde ou du ventricule droit [18-20] :

• Un domaine où l’IRM pourrait devenir rapidement indispensable est celui de la détection des dysplasies ventriculaires droites arythmogènes (figure 6). Cet examen est capable d’identifier, au niveau de la paroi libre du ventricule droit, les anomalies de la contraction (en ciné-IRM), ainsi que les foyers de dégénérescence adipeuse du myocarde qui caractérisent cette maladie (séquences fast-spin-echo pondérées en T₂, séquences de saturation des lipides) [18]. Il s’agit d’une maladie potentiellement grave puisque la complication redoutée est celle de la mort subite, qui est alors liée à des troubles du rythme graves (tachycardie ventriculaire, fibrillation ventriculaire). Cependant, l’IRM pourrait être trop sensible dans cette indication car une assez forte proportion des patients, qui ont des foyers adipeux dans la paroi libre du ventricule droit, pourrait ne pas avoir de trouble du rythme grave à long terme [19].

• Lorsqu’il y a un épanchement liquidien du péricarde, l’IRM permet d’en faire le diagnostic et de rechercher des signes d’intolérance (tamponnade), mais il faut reconnaître que l’échographie est tout aussi capable de donner ces informations.

• Par contre, le diagnostic de la péricardite chronique constrictive [20] est une situation où l’IRM est très certainement plus informative que l’échographie. La gravité de cette maladie est liée à une gêne plus ou moins importante au remplissage des cavités cardiaques. Dans ce cas, il n’y a généralement pas d’épanchement liquidien, mais des anomalies touchant les deux feuillets péricardiques, dont l’origine est infectieuse ou post-radique et dont le traitement est chirurgical (péricardectomie).

• Comme pour tous les tissus fibreux, les enveloppes péricardiques qui entourent le cœur sont facilement identifiables en IRM (hyposignal, quelle que soit la séquence utilisée). Avec les séquences statiques (fast-spin-echo) et les images de ciné-IRM, il est alors possible de visualiser et de localiser l’ensemble des zones où le péricarde est lésé. Ces zones sont, en effet, caractérisées par une épaisseur anormalement importante des feuillets péricardiques (> 3 mm) et par une adhérence des deux feuillets péricardiques (synéchie), qui entraîne une perte des mouvements de glissement de ces feuillets lors de la contraction cardiaque [20].

Comme nous l’avons précédemment vu, l’IRM permet d’analyser très précisément la cinétique de contraction des parois cardiaques (ciné-IRM), mais elle permet aussi d’identifier les cicatrices fibreuses et irréversibles d’infarctus sur des critères purement morphologiques (épaisseur pariétale très faible < 6 mm et absence de tout épaississement en systole [7]) (figure 3). En outre, comme cela a été déjà mentionné, l’analyse de la rétention tardive du gadolinium peut être très informative pour détecter des séquelles d’infarctus et les images pondérées en T₁ sont alors réalisées assez tardivement, de 10 à 20 minutes après l’injection de gadolinium-DTPA, car elles utilisent la propriété de ce traceur à être retenu dans l’interstitium du tissu nécrosé (figures 3, 7 et 8). Avec cette technique, il a été montré qu’il était possible de détecter les zones d’infarctus, même lorsqu’elles étaient d’étendue très limitée et de siège sous-endocardique (figure 8) [12]. Cette technique est même capable de détecter les micro-infarctus de moins d’un gramme, qui sont induits par l’angioplastie coronaire, ce qu’aucune autre méthode d’imagerie médicale n’avait encore permis [13].

Surtout, pour les évaluations de la viabilité résiduelle et du potentiel de récupération fonctionnel, l’analyse de la rétention tardive permet d’obtenir des résultats équivalents à ceux des techniques de médecine nucléaire (tomoscintigraphie, PET-scan) et cela, aussi bien chez les patients coronariens chroniques qu’à court terme après infarctus myocardique aigu. Cette technique permet alors d’identifier [21-23] : 1) les territoires viables et à très fort potentiel d’amélioration qui sont ceux pour lesquels la rétention tardive est limitée au sous-endocarde et touche moins de 25 % de l’épaisseur pariétale ; 2) les territoires non viables et à faible potentiel d’amélioration qui sont ceux pour lesquels la rétention tardive touche plus de 50 à 75 % de l’épaisseur pariétale et 3) les territoires dont la viabilité est intermédiaire et dont le potentiel d’amélioration est alors beaucoup plus variable. Il est intéressant de noter que ce mode d’analyse est proche de celui communément utilisé pour les techniques de médecine nucléaire : la viabilité est alors définie par un niveau de fixation des traceurs supérieur à 60 %, l’absence de viabilité par un niveau inférieur à 40 % et les cas intermédiaires par un niveau situé entre 40 et 60 %.

Ainsi, l’IRM permet d’obtenir des renseignements très originaux sur la différenciation entre tissus viables et tissus nécrosés et c’est pourquoi son utilisation se développe très rapidement dans cette indication. En outre, chez ces patients, la réalisation d’une IRM permettra aussi : d’évaluer précisément la fonction cardiaque globale et segmentaire, de détecter les principales complications mécaniques du post-infarctus et d’identifier les thrombus muraux avec des performances nettement supérieures à celles de l’échographie transthoracique (figure 7) [24].

Comme nous l’avons déjà vu, l’IRM présente l’originalité de permettre la réalisation d’images où il est assez facile d’identifier l’œdème tissulaire myocardique (séquences pondérées en T₂). Appliquées aux patients transplantés cardiaques, ces séquences s’avèrent assez efficaces pour détecter les réactions de rejet aigu, en particulier lorsqu’elles sont de type sang noir (sans artefact lié au signal sanguin cavitaire) [25]. Mais il est aussi possible de détecter les œdèmes associés à des pathologies plus courantes, telles que les myocardites, les cardiomyopathies aux anthracyclines et, bien sûr, les infarctus myocardiques aigus [26, 27]. Bien qu’il n’y ait eu encore que des études pilotes, cette détection des réactions œdémateuses myocardiques pourrait devenir une indication fréquente de l’IRM cardiaque. C’est particulièrement le cas pour les diagnostics de myocardite ou de rejet aigu qui sont actuellement très difficiles à affirmer, sans avoir recours à la biopsie endomyocardique.

Calcul des débits sanguins : détermination du débit cardiaque et bilan des cardiopathies congénitales

En IRM cardiaque, il est aussi possible d’obtenir une mesure précise du débit sanguin des gros vaisseaux avec les séquences dites de « contraste de phase ». Il s’agit de séquences en écho de gradient de type ciné-IRM mais qui ont été modifiées de manière à mesurer la vitesse des protons H⁺, en particulier pour les déplacements s’effectuant perpendiculairement au plan de coupe (figure 9). En pratique, un gradient de champ magnétique supplémentaire est appliqué dans la direction perpendiculaire au plan de coupe, afin de faire varier l’aimantation des protons (déphasage). Cette variation est alors d’autant plus importante que les protons sont éloignés du plan de coupe. Après un très court laps de temps, un gradient inverse est appliqué, ce qui permet un retour à la normale de l’aimantation des protons (rephasage) mais cela, uniquement lorsque l’emplacement de ces protons ne s’est pas modifié entre les deux gradients. Par contre, pour les protons s’étant déplacés entre les deux gradients, ce qui est le cas des protons du sang circulant, il persiste un déphasage dont l’importance dépend directement de la distance parcourue entre les deux impulsions, et donc de la vitesse de déplacement (figure 9).

Ces séquences sont maintenant suffisamment rapides pour être réalisées en apnée (elles durent de 10 à 18 secondes). Sur des coupes perpendiculaires à l’aorte thoracique ascendante, elles permettent de mesurer précisément le débit cardiaque (figure 9). Cette mesure peut être très utile chez les patients ayant une dysfonction cardiaque sévère et, auparavant, elle ne pouvait être obtenue que lors d’un cathétérisme cardiaque invasif ou bien en échographie-Doppler mais alors, avec une bien moins bonne précision.

D’autre part, la comparaison des débits entre l’aorte thoracique ascendante et le tronc de l’artère pulmonaire s’avère très utile pour apprécier la sévérité des shunts gauche-droit que l’on observe dans les cardiopathies congénitales les plus courantes (communications inter-auriculaires ou inter-ventriculaires) [28-30]. En effet, ces débits correspondent aux volumes éjectés par unité de temps et par chacun des deux ventricules, et leur rapport est normalement très proche de 1. Par contre, lorsqu’il existe une communication anormale entre les deux oreillettes ou les deux ventricules, le rapport débit pulmonaire/débit aortique augmente d’autant plus que le shunt est important et la valeur de ce rapport est un critère essentiel pour décider de l’utilité d’une correction chirurgicale.

Dans les cardiopathies congénitales complexes, ces séquences de « contraste de phase » offrent aussi la possibilité de faire des mesures multiples au niveau de l’ensemble des connections veineuses et artérielles du cœur (veines caves, branches veineuses et artérielles pulmonaires). Un tel bilan hémodynamique global peut être très utile pour apprécier le fonctionnement cardiaque avant ou après certaines interventions palliatives, en particulier dans les cœurs univentriculaires (anastomoses cavo-pulmonaires).

Enfin, l’IRM est aussi capable d’analyser l’ensemble des flux sanguins, grâce à un système de cartographie qui n’a rien à envier au mapping Doppler couleur que connaissent bien les échographistes. Une étude utilisant cette technique vient d’ailleurs de montrer que l’IRM était à la fois très sensible et très spécifique pour détecter les sténoses des veines pulmonaires chez les jeunes enfants, alors que ce diagnostic est beaucoup plus difficile à obtenir en échographie transthoracique [31].

Dans les cardiopathies congénitales, l’IRM peut parfois permettre de s’affranchir des bilans invasifs par cathétérisme cardiaque. En effet, en plus des mesures des débits des vaisseaux connectés sur le cœur, les séquences de ciné-IRM et les images statiques de type fast-spin-echo permettent d’obtenir un bilan complet des anomalies de l’anatomie et du fonctionnement cardiaques (figure 10). Une importante limite est alors l’âge et l’émotivité des jeunes enfants : en dessous de 7 à 8 ans, il est difficile d’obtenir des images en apnée et le confinement dans l’aimant peut être assez anxiogène.

Perspectives d’avenir : analyse de la perfusion myocardique, imagerie des artères coronaires et imagerie en temps réel

Ce domaine fait l’objet d’une très importante activité de recherche et il n’est pas impossible que, dans l’avenir, l’IRM puisse donner : des informations identiques à ce qui est obtenu en tomoscintigraphie myocardique sur la perfusion tissulaire et une imagerie des coronaires équivalente à celle obtenue par l’angiographie radiologique traditionnelle.

Bien que la résolution spatiale soit encore trop faible pour permettre la réalisation de véritables angiographies IRM des coronaires, cette thématique fait l’objet de très grands investissements de la part des industriels [32-35]. Les séquences développées dans cette indication sont essentiellement de type « précession à l’équilibre » et elles présentent l’avantage de ne nécessiter aucune injection de produit de contraste. Un certain nombre de travaux a été aussi réalisé avec des séquences de type « sang noir », qui permettent d’obtenir des images statiques anatomiques de bonne qualité mais aussi d’analyser le contenu en lipide de la paroi artérielle [33]. Pour l’instant, il s’agit surtout d’expérimentations animales, mais il est d’ores et déjà possible d’obtenir, chez l’homme, une assez bonne visualisation des portions proximales des trois artères coronaires, et cela grâce aux nombreux progrès techniques réalisés (acquisitions en compensation respiratoire, technique Sense, systèmes de double champ magnétique de type « twin », acquisitions de type VCATS,...) [34]. En raison de l’augmentation constante de la puissance des aimants, en particulier de leurs champs magnétiques, il est possible que dans un avenir plus ou moins proche, l’angiographie IRM des coronaires aura une résolution spatiale suffisante pour remplacer la méthode radiologique conventionnelle. Cependant, il faut aussi reconnaître qu’il s’agit là d’un domaine où la concurrence du scanner radiologique est particulièrement forte.

L’évaluation de la perfusion myocardique fait aussi l’objet d’assez nombreuses études en IRM [36, 37]. C’est alors le transit myocardique du traceur injecté en bolus qui est analysé sur des séquences très fortement pondérées en T₁. Dans cette indication, l’IRM possède une résolution spatiale nettement supérieure à celle des techniques conventionnelles de médecine nucléaire, ce qui permet de détecter les zones d’ischémies limitées au sous-endocarde [36, 37]. Malheureusement, l’imagerie de la perfusion en IRM garde encore de trop nombreux facteurs limitants tels que la nécessité d’une apnée prolongée (de l’ordre de 20 à 30 secondes), les difficultés de la surveillance ECG lors des stress pharmacologiques, l’impossibilité d’étudier la perfusion lors d’un stress physiologique comme l’effort, le nombre restreint de coupes enregistrées, l’absence de linéarité entre le signal du traceur et sa concentration sanguine, etc.

Dans cette thématique, la nouveauté est très certainement l’apparition de séquences permettant d’analyser la perfusion myocardique en l’absence d’injection de tout produit de contraste et en utilisant le phénomène « d’entrée de coupe » sur des séquences très pondérées en T₁. Puisque cela marche chez le rat, il n’est pas impossible que cela puisse aussi marcher un jour chez l’homme ? Si cela était le cas, les possibilités d’utilisation clinique seraient particulièrement importantes [38].

Enfin, il devient possible d’obtenir des images d’une assez bonne qualité, en l’absence de toute synchronisation sur l’ECG, lors d’apnées de durée très limitée ou même lors d’une respiration spontanée. Cela est lié à l’utilisation des nouvelles séquences de « précession à l’équilibre », mais aussi à l’augmentation du signal recueilli à l’aide de systèmes multicanaux associés à des antennes spécifiques. Dans un avenir proche, il est possible que l’IRM cardiaque devienne une technique d’imagerie instantanée, comme l’échocardiographie, ce qui constituerait alors une véritable révolution pour l’imagerie cardiaque [39, 40].

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