Chapitre 14 Imagerie cardiaque

Compte tenu des mouvements cycliques du cœur, les séquences d’imagerie cardiaque comportent des particularités comparativement aux séquences d’IRM ordinaires qui s’adressent à des organes immobiles, le principe de base étant de synchroniser les acquisitions aux battements cardiaques.

D’importantes évolutions réalisées par les constructeurs ces vingt dernières années ont entraîné plusieurs générations de séquences qu’il convient d’évoquer ici pour comprendre l’état de l’art actuel dans ce domaine.

Préambule : rappel sur le processus de construction de l’image

Le processus de construction de l’image n’est pas instantané en IRM mais séquentiel (étape par étape). À chaque étape, il faut exciter la matière, appliquer des gradients d’encodage et recueillir un signal d’écho qui va alimenter une ligne du « plan de Fourier ». Ces étapes successives sont rappelées dans la figure 14-1.

Fig. 14-1 Processus de construction de l’image en IRM.

La séquence d’excitation (dans notre exemple, il s’agit d’une séquence d’écho de gradient) permet, à chaque TE, le recueil d’un signal d’écho (a,b). Chaque signal d’écho est rangé dans une ligne du plan de Fourier (c). L’opération de 2DFT du plan de Fourier conduit à l’image finale (d).

Typiquement, il faut en moyenne répéter 256 expériences élémentaires (si l’image comporte 256 lignes !) d’excitation, relaxation et recueil d’un signal d’écho pour remplir le plan de Fourier, à partir duquel l’image sera construite. Le temps TR (temps de répétition) sépare l’exécution de ces expériences élémentaires successives. La contribution relative de chaque ligne du plan de Fourier dans l’image finale est très variable selon qu’il s’agit d’une ligne centrale (sans encodage en phase) ou d’une ligne périphérique (fig. 14-2 et voirChapitre 7, Plan de Fourier).

Fig. 14-2 Illustration du rôle des lignes du plan de Fourier dans l’aspect de l’image finale.

Le recueil d’un seul signal d’écho dans la partie centrale du plan de Fourier contient des informations sur le profil de l’image (à gauche). À mesure que l’on recueille plus de lignes dans la partie centrale du plan de Fourier apparaît l’information sur la forme générale de l’objet et ses contrastes essentiels. En complétant les données avec les lignes périphériques du plan de Fourier, les détails anatomiques et les interfaces des structures sont bien résolus.

Les générations successives de séquences d’IRM que nous verrons ci-dessous (tableau 14-1) diffèrent selon :

1. la méthode d’excitation, de relaxation et de recueil du signal d’écho (type de séquence) ;

2. la manière dont les lignes d’écho sont rangées dans le plan de Fourier par rapport aux battements cardiaques successifs.

Tableau 14-1 Trois générations de séquences d’IRM cardiaque.

1^re génération	Une ligne du plan de Fourier à chaque battement cardiaque	Écho de spin et écho de gradient « basiques »
2^e génération	Turbo ou segmenté = plusieurs lignes par battement cardiaque	Séquences en apnée
3^e génération	Basée sur l’écho de gradient de type balanced-SSFP	Amélioration majeure de rapidité et du rapport signal/bruit. Accès au temps réel

En effet, une contrainte particulière de l’imagerie cardiaque est de synchroniser les acquisitions avec les battements cardiaques afin d’obtenir une image représentative de la position du cœur à un instant précis du cycle (par exemple, en diastole à la fin du remplissage ventriculaire lorsque les parois sont presque immobiles, ou en systole, lorsque les parois musculaires sont contractées). L’électrocardiogramme est le repère le plus fidèle pour piloter cette synchronisation. Nous verrons plus loin que dans une séquence d’écho de spin classique, le TR est égal à l’espace R-R de l’ECG.

Principe de base : la synchronisation de l’acquisition sur l’ECG

La synchronisation ou « gating » consiste à synchroniser la séquence d’acquisition avec un phénomène physiologique, en particulier l’onde R de l’ECG pour le gating cardiaque ¹(fig. 14-3a). En effet, cette dernière constitue un bon indicateur de synchronisation car elle est brève, de bonne amplitude et précède le début des phénomènes mécaniques (synchronisation en fin de diastole mécanique). Le signal ECG est toutefois perturbé par l’effet hydro-magnéto-dynamique lié au champ magnétique principal et par les courants induits (de Foucault) liés aux commutations de gradients. C’est pourquoi il importe d’obtenir un tracé de qualité, avec un aspect monophasique et de bonne amplitude. La combinaison de plusieurs dérivations (vectocardiogramme) améliore l’immunité au bruit et la qualité de synchronisation. Un tracé microvolté (épanchement péricardique, obésité) peut rendre la synchronisation très difficile, voire impossible, et il faut alors recourir à l’onde de pouls (gating périphérique) qui est moins précise et qui dicte une synchronisation plus tardivement, en fin de systole.

Fig. 14-3 Conditions pratiques de synchronisation à l’ECG.

L’onde R de l’ECG sert d’indicateur pour la synchronisation (a). Les trois électrodes (+, – et neutre), comportant des contacteurs au carbone, sont disposées selon l’axe électrique principal. L’électrode négative est disposée sur le sternum et l’électrode positive sera positionnée sous le sein gauche chez les longilignes, et plus haut, sous le creux axillaire, chez les brévilignes (axe plutôt horizontal) (b).

Pour obtenir un bon tracé ECG, il convient de décaper la peau et de disposer les électrodes selon l’axe électrique principal, en évitant de torsader les fils ou de faire des boucles. Les électrodes (+, – et neutre) comportent des contacteurs au carbone plutôt qu’en acier pour éviter les risques de brûlure à l’interface peau-électrode. L’électrode négative est disposée sur le sternum et l’électrode positive sera positionnée sous le sein gauche chez les longilignes, plus haut, sous le creux axillaire chez les brévilignes (axe plutôt horizontal) (fig. 14-3b).

En pratique, il importe de ne pas commencer un examen si le signal ECG n’est pas de bonne qualité ; il faut alors changer la position des électrodes pour améliorer le tracé.

Séquences d’imagerie cardiaque de base : écho de spin, écho de gradient

Classiquement, en écho de spin ou en écho de gradient, pour chaque battement cardiaque, un pas de codage de phase est acquis. Il faut donc typiquement 256 battements cardiaques pour obtenir une image de 256 lignes (soit environ 4 minutes). La nécessité de se synchroniser à l’ECG rend l’acquisition dépendante de la fréquence cardiaque de chaque patient et de ses arythmies éventuelles. Ceci entraîne deux corollaires :

1. la durée d’’acquisition est liée à la fréquence cardiaque avec TR = intervalle R-R de l’ECG = 60 bpm (fréquence cardiaque) ;

2. la notion de pondération

sera donc moins stricte qu’en IRM classique puisque le TR ne peut être contrôlé précisément (avec une fréquence cardiaque à 75 bpm, par exemple, le TR est de 60/75 soit 800 ms, ce qui correspond à un TR « intermédiaire » ni strictement pondéré en

ni en

– voir plus loin).

Les deux familles de séquences « classiques » sont l’écho de spin et l’écho de gradient. Pour les applications cardiaques, schématiquement, on peut considérer que l’écho de spin apporte l’information anatomique « sang noir » tandis que l’écho de gradient « sang blanc » permet le ciné-IRM qui explore l’aspect fonctionnel (contraction, écoulements) (fig. 14-4).

Fig. 14-4 Séquences « classiques » en imagerie cardiaque.

(a) Écho de spin : imagerie anatomique, statique, contraste « sang noir ».

(b) Écho de gradient : imagerie ciné, aspect fonctionnel, contraste « sang blanc ».

Outre les incidences orthogonales usuelles (axiale, coronale et sagittale), trois plans de coupe obliques particuliers sont importants à connaître en imagerie cardiaque car ils sont utilisés quelle que soit la modalité d’imagerie (échographie, scintigraphie, scanner, IRM) (fig. 14-5).

Fig. 14-5 Plans de coupe utilisés en IRM cardiaque.

À partir d’une coupe axiale passant par le milieu du ventricule gauche (a), une coupe sagittale oblique est sélectionnée en prenant le grand axe du ventricule gauche entre l’apex et le milieu du plan mitral (trait plein rouge) : coupe verticale grand axe qui déroule les parois antérieure, apicale et inférieure (b). À partir de cette incidence, un plan perpendiculaire, également aligné sur le grand axe du ventricule gauche (trait pointillés violet), définit la coupe 4 cavités qui déroule les parois septale, apicale et latérale du ventricule gauche (c). L’incidence petit axe (d) est perpendiculaire aux deux précédentes (traits pointillés verts). Une pile de coupes petit axe permet de couvrir l’ensemble du ventricule en étant bien perpendiculaire aux parois, ce qui permet une quantification précise des volumes et de la fraction d’éjection du ventricule gauche et également de l’épaississement pariétal.

L’écho de spin de base et ses limites

En écho de spin, le signal recueilli résulte de l’application d’une impulsion RF sélective (propre à la tranche étudiée) de 90° (excitation) suivie d’une impulsion RF sélective de 180° (refocalisation des spins donnant le signal d’écho après le temps TE). Ainsi, à chaque battement cardiaque, on acquiert une ligne du plan de Fourier (fig. 14-6). Puis, pour chaque battement, le pas de codage de phase est incrémenté. Après 256 QRS, les 256 lignes du plan de Fourier sont remplies et une image peut ensuite être construite (2DFT).

Fig. 14-6 Écho de spin basique en imagerie cardiaque.

La séquence est déclenchée par l’onde R de l’ECG. Chaque battement cardiaque (QRS) dicte le temps de répétition TR et commande le processus : excitation puis recueil d’un signal d’écho, correspondant à une ligne du plan de Fourier.

Seuls les spins ayant reçu les deux impulsions (90° et 180°) renverront un signal de sorte que seuls les tissus stationnaires seront visibles, tandis que les protons du sang circulant (n’ayant pas reçu les deux impulsions RF puisqu’ils ont quitté la tranche entre-temps) n’apparaîtront pas sauf si l’écoulement est lent (fig. 14-7 et 14-8) (voir aussi dans leChapitre 10 : « Absence de signal/phénomène de sortie de coupe »).

Fig. 14-7 Image d’écho de spin obtenue en 1988, à 0,15 Tesla, avec une séquence « classique », en 512 battements cardiaques (deux accumulations par ligne de phase).

Lorsque l’amplitude respiratoire est limitée, l’image est exempte d’artéfacts et présente une bonne résolution spatiale permettant d’identifier des petites structures comme la bandelette ansiforme (trabécule septo-marginale) ici, à la pointe du ventricule droit (flèche).

Fig. 14-8 Exemple d’image dégradée, habituellement obtenue avec la séquence d’écho de spin en respiration libre.

Il existe un flou cinétique lié aux mouvements respiratoires avec des traînées d’artéfacts parallèles à la paroi thoracique (tête de flèche). Par ailleurs, des signaux de flux lent perturbent l’analyse des cavités cardiaques (flèche). L’écho de spin en respiration libre n’est plus guère utilisé pour toutes ces raisons.

Le temps TE entre l’excitation et le recueil de l’écho (25 ms par exemple) est court par rapport à l’intervalle R-R qui sépare deux battements cardiaques (800 ms par exemple pour une fréquence cardiaque de 75 bpm). Afin d’utiliser au mieux le délai qui précède le battement cardiaque suivant, il est possible de répéter ainsi le processus sur plusieurs autres niveaux de coupe (par exemple 8). Ainsi, une série de coupes parallèles pourra être acquise durant les 256 battements cardiaques que dure la séquence (spin écho multicoupes). Il importe toutefois de noter que chaque niveau de coupe est alors acquis à un instant distinct du cycle cardiaque ; par exemple, les coupes basses correspondent à la systole tandis que les coupes hautes correspondent à la diastole. Il est donc nécessaire de connaître le timing de chaque coupe si l’on souhaite réaliser des mesures de diamètre cavitaire ou d’épaisseur pariétale (les mesures de base doivent être faites en diastole). C’est pourquoi, l’écho de spin classique – intéressant pour l’analyse morphologique – n’est pas une bonne méthode pour les mesures et pour l’approche fonctionnelle.

En cas de synchronisation cardiaque, les notions de pondérations et ne peuvent pas être aussi rigoureuses qu’en imagerie non synchronisée. En effet, le temps TR (intervalle R-R entre deux battements cardiaques) est variable. En pratique, on considère que la pondération est « plutôt » lorsque le TR est d’un cycle cardiaque, soit 800 ms environ, et que le TE est court (< 25 ms). On se « rapproche d’une pondération » lorsque le TR est sélectionné tous les deux ou trois cycles cardiaques seulement (TR × 2 ou 3), avec un TE long (de l’ordre de 60 à 90 ms par exemple). La qualité des images est toutefois médiocre en général, en raison des mouvements cardiaques.

Enfin et surtout, la raison pour laquelle la séquence d’écho de spin « basique » n’est plus utilisée résulte de sa trop grande sensibilité aux artéfacts de mouvements engendrés par la respiration. L’altération des images par la respiration est extrêmement variable selon les patients et imprévisible. Souvent, on observe des traînées d’artéfacts propagés dans le sens du codage de phase (fig. 14-8). Par ailleurs, l’écho de spin « basique » présente plusieurs autres inconvénients, dominés par les effets de flux lents, source de signaux intracavitaires parasites (parfois difficiles à distinguer) de masses pathologiques intracavitaires (voirfig. 14-8). En outre, l’hypersignal de la graisse (lié au caractère « » de la séquence synchronisée) « écrase » l’image myocardique, ce qui impose des fenêtrages où les tissus graisseux doivent être saturés.

L’écho de gradient : contraste vasculaire et séquences ciné

Comme pour l’écho de spin, il est également nécessaire, en écho de gradient, d’effectuer 256 expériences « excitation-recueil d’un signal d’écho » pour obtenir 256 lignes avec lesquelles l’image pourra être construite. La méthode avec laquelle est induit le signal d’écho est ici différente. En écho de gradient, une seule impulsion RF d’angle de bascule faible (de 30° par exemple) est appliquée et le signal d’écho est généré non pas par une deuxième impulsion refocalisatrice mais par l’inversion du gradient de lecture au temps TE (fig. 14-9) (voir aussi Chapitre 9). Tous les spins intravasculaires ayant reçu l’impulsion d’excitation initiale vont ainsi contribuer à un signal d’écho fort. En effet, le TR et le TE étant généralement courts en écho de gradient, deux phénomènes vont contribuer au renforcement du signal intravasculaire (sang blanc) :

1. un phénomène d’entrée de coupe lié aux TR courts («rehaussement paradoxal») dû aux spins qui entrent dans la coupe avec toute leur aimantation longitudinale ;

2. peu de phénomène de sortie de coupe lié aux TE courts (voir aussi Chapitre 10).

Fig. 14-9 Écho de gradient basique en imagerie cardiaque.

En écho de gradient, une seule impulsion d’excitation θ est appliquée. Le signal d’écho apparaît au moment où la surface négative sous la courbe du gradient de lecture (S–) est égale à la surface sous la courbe positive du gradient (S+).

En mode « ciné », ce motif est répété (vingt fois par exemple) lors des phases successives du cycle cardiaque, pour pouvoir construire une série d’images en boucle qui reproduiront un pseudo-cycle cardiaque.

Par ailleurs, de nouveau à cause des TR courts, les tissus stationnaires, comme les parois myocardiques par exemple, sont affectés par un phénomène de saturation partielle et apparaissent de tonalité sombre, contrastant avec les spins circulants (fig. 14-10).

Fig. 14-10 Aspect typique d’image ciné en écho de gradient « classique », compensé en flux, avec un TE de 12 ms (IRM 0,5 T).

Les parois myocardiques apparaissent en sombre tandis que le pool sanguin circulant est en hypersignal. Le contraste est principalement dicté par le flux sanguin. En cas de jet sanguin rapide ou turbulent, une colonne noire de perte de signal apparaît en raison du déphasage des spins à ce niveau (flèche indiquant un jet de régurgitation aortique sur cette image diastolique).

Avec les anciennes séquences à TE encore relativement long (12 ms), un gradient compensateur de flux était généralement appliqué pour réduire les pertes de signal liées au flux sanguin (déphasages – voirChapitre 10). Cependant, en cas de flux rapide (écoulements > 1 m/s environ), il apparaît tout de même un déphasage au sein du voxel, ce qui entraîne alors une perte de signal dont la topographie traduit les lignes de flux. Il en résulte une séméiologie très intéressante pour cartographier les lésions valvulaires cardiaques ou les conséquences des sténoses artérielles (voirfig. 14-10 et 14-13).

Fig. 14-13 Exemples d’insuffisance aortique de sévérité similaire (grade 2/4 en échographie).

Les flux sanguins rapides, bien visibles avec les anciennes séquences d’écho de gradient [séquence d’écho de gradient compensée en flux avec TE = 12 ms – à 0,5 T (a)] ne sont plus aussi aisément discernables avec les séquences de type balanced-SSFP actuelles à temps d’écho très court [TE = 1,6 ms (b)].

L’écho de gradient est bien approprié pour réaliser des séquences ciné car il est possible de répéter les excitations dans la même tranche plusieurs fois dans le cycle cardiaque (fig. 14-11). Par exemple, avec un TR de 50 ms, on peut obtenir 20 images d’une même coupe à travers le cycle cardiaque si la période est de 1 seconde (fréquence de 60 bpm).

Fig. 14-11 Exemple de séquence « ciné ».

À la fin de l’acquisition « ciné », la série d’images (exemple de six images ici), jouée en boucle, reproduit la cinétique de contraction et de relaxation cardiaque et permet ainsi l’appréciation visuelle qualitative et l’analyse quantitative fonctionnelle cardiaque.

Dans le cas du gating prospectif, les acquisitions sont déclenchées par l’onde R de l’ECG et le nombre de phase du cycle qui sera enregistré est fixé à l’avance (par exemple 12 phases de 50 ms comme dans la figure 14-12a). Les impulsions d’excitation s’arrêtent après le nombre de phase prescrit. On risque alors de ne pas couvrir complètement la fin de la diastole si les battements cardiaques sont trop lents ou, au contraire, de « mordre » sur la systole suivante si la fréquence cardiaque s’accélère (voirfig. 14-12a). En outre, la première image du jeu ciné n’étant pas autant affectée par la saturation partielle que les images suivantes, il apparaît un effet de surintensité gênant, en « flash », sur la première image du cycle. Le gating rétrospectif permet de pallier ces inconvénients. Le train d’excitation y est continu et le système détermine rétrospectivement les intervalles correspondant aux différentes phases du cycle (fig. 14-12b).

Fig. 14-12 Gating prospectif et rétrospectif.

Le gating prospectif consiste à acquérir une succession fixe de n phases consécutives du cycle cardiaque faisant suite à l’onde R de l’ECG (par exemple 12 phases ici) (a). Ensuite, la séquence s’interrompt en attendant le QRS suivant (acquisition discontinue).

En cas de gating rétrospectif (b), le train d’excitation est continu et couvre tous les instants du cycle sans interruption. À la fin de la séquence, le système reconstruit autant de phases possibles qu’il y a d’intervalle de temps « utile » au sein du cycle cardiaque moyen (ici 12). La diastole, en fin de cycle, est ainsi couverte de manière optimale.

En pratique, le ciné cardiaque en écho de gradient « classique », à TR long (30–40 ms), en respiration libre, nécessitant 256 battements cardiaques pour remplir 256 lignes du plan de Fourier n’est plus guère utilisé. Les mêmes artéfacts de mouvements respiratoires décrits plus haut pour l’écho de spin « classique » apparaissent chez une majorité de patients. Ce flou cinétique, souvent rédhibitoire, a conduit à remplacer ces séquences par des séquences segmentées en apnée.

Lorsque le TR devient court (TR < ), une part d’aimantation transverse résiduelle va contribuer au signal d’écho. Dans ce cas, plusieurs variantes de séquences d’écho de gradient doivent être distinguées selon la manière dont elles traitent cette aimantation transverse (voirChapitre 9). Les séquences qui détruisent l’aimantation transversale (spoiler) conduisent surtout à une pondération (si TR court et angle de bascule élevé) et sont, par exemple, utilisées en angio-IRM avec injection de produit de contraste (FLASH, SPGR, FFE-, etc.) (voirAnnexe 25). Les séquences qui renforcent l’aimantation transversale résiduelle (avec des gradients rephaseurs), de type SSFP (FISP, GRASS, FFE, etc.) (voirfig. 14-11, Chapitre 9 et Annexe 25), ont été utilisées jusqu’à l’avènement des séquences de type balanced-SSFP qui seront décrites plus loin. Ces nouvelles séquences, de type balanced-SSFP, qui améliorent grandement le rapport signal/bruit, ont cependant l’inconvénient de gommer l’intéressante séméiologie des flux qui était accessible avec les anciennes séquences (car les TE sont très courts et les gradients de type tripolaire sont compensés en flux – voirChapitre 10) (fig. 14-13).