L'urologie par ses images : Partie A Chapitres 6 et 7

07 avril 2004

Mots clés : scanner, RMN
Auteurs : J. Hubert, J.L. Descotes, A.Blum, F. Lefevre, C.Roy
Référence : Prog Urol, 2003, 13, 783-806
Chapitre VI Tomodensitométrie J. Hubert, J.L. Descotes, A.Blum Chapitre VII IRM des voies urinaires
J. Hubert, J.L. Descotes, F. Lefevre, C.Roy

Chapitre VI. Tomodensitométrie

J. Hubert, J.L. Descotes, A.Blum

I. GENERALITES

1. Définition

La tomodensitométrie (TDM) est la méthode d'imagerie permettant d'obtenir des coupes transversales reconstruites à partir des mesures des coefficients d'atténuation du faisceau de rayons X dans le volume considéré.

2. Terminologie

* Différents synonymes existent :

- Scanographie, terme officiel

- Scanner, terme d'usage

- TDM (tomodensitométrie), terme d'usage

- CAT (computerized - assisted - tomography) : obsolète

- CT ­ scan, dénomination anglaise

* Définitions

- to scan = mesurer, examiner, sonder, balayer.

- Scanner spiralé ou hélicoïdal traduisent le même type d'acquisition ; il est préférable d'utiliser le terme « hélice » (une corde qui s'enroule autour d'un cylindre), plus précis qu'une « spirale » (corde qui s'enroule autour d'un cône).

- Scanographie multibarrette, multicoupe (sans trait d'union ni de « s » au singulier) et volumique correspondent à une acquisition hélicoïdale produisant plusieurs coupes par rotation du statif grâce à un nouveau système de détection.

3. Historique

a) Du scanner

- 1886 : W. Roentgen (prix Nobel 1901) découvre les rayons X : (la fameuse main de Madame Roentgen)

- 1917 : Radon établit les principes mathématiques.

- 1956 : Travaux de Bracewell (radioastronomie).

- 1972 : Hounsfield (prix Nobel 1979): 1er scanographe industriel EMI (études financées grâce aux bénéfices du groupe des Beatles)

- 1974 : Ledley et Schellinger : 1er scanner corps entier.

- 1992 : Kalender : acquisition hélicoïdale (TDM monobarrette)

- 1998 : TDM multibarrette à 4 canaux de détection

- 2002 : TDM multibarrette à 16 canaux de détection

- après 2005 : scanner avec capteurs plans permettant la couverture de tout un volume en une seule rotation (équivalent de plus de 200 barrettes) b) Du post-traitement

Les améliorations de l'informatique et de la qualité des examens ont permis le développement de post-traitements (traitements sur console après que le patient ait quitté la table d'examen) de plus en plus sophistiqués :

* 3D surfacique : premier mode de représentation tridimensionnelle, abandonné en raison des trop nombreux artefacts. Seuls sont retenus dans l'image les voxels dont la densité est supérieure à un seuil déterminé. L'échelle de gris sert à simuler les ombres des structures en fonction d'une source de lumière virtuelle (Figure 1).

* MPR (multiplanar reconstruction): reconstructions multiplanaires de qualité identique à celle des coupes natives avec les scanners multicoupes volumiques (16 rangées de détecteurs) (Figure 2).

* MIP (maximum intensity projection) : image de projection du volume sur un plan. Sur le trajet de chaque faisceau traversant ce volume il n'est retenu que le voxel dont la densité est la plus élevée (intérêt pour visualiser les calcifications pariétales des vaisseaux opacifiés) (Figure 3).

* MPVR (multiplanar view reconstrution) : MIP sur une tranche d'intérêt d'épaisseur réduite (le MIP standard sur tout le volume n'est plus utilisé au scanner en raison des multiples superpositions entre l'os et les structures vasculaires et est remplacé par le MPVR) (Figure 4).

* VRT (volume rendering technique): technique de rendu volumique, plus récent, qui prend en compte l'ensemble des informations du volume étudié, procure une information tridimensionnelle en tenant compte de la densité et de la topographie des différentes structures et en jouant sur différents paramètres et notamment sur la transparence, l'intensité lumineuse, la couleur.

Le VRT a été développé par la société PIXAR (George Lucas) et les bénéfices ont permis de financer le 4e volet de la Guerre des Etoiles...(Figure 5)

* L'endoscopie virtuelle est une technique de représentation 3D qui simule une vue endoscopique [14]. Elle repose sur le choix d'une densité qui définit la surface interne de la structure représentée (Figure 6).

II. « ANATOMIE » D'UN SCANNER

L'évolution de la TDM est la conséquence des progrès considérables de l'informatique et de certaines évolutions technologiques qui ont pu être appliqués aux nombreux constituants d'un appareil scanographique :

1. Statif et table d'examen :

Le statif comporte

- la chaîne de rayons X : générateur - tube à rayons X ­ détecteur, qui tourne autour du patient :

- un système de refroidissement du tube

- le système de repérage et de visée.

La table d'examen sur laquelle repose le patient circule à l'intérieur de l'anneau du statif ; elle permet une avance pas à pas (mode incrémental) ou continue (acquisition hélicoïdale).

L'ensemble est soumis à des contraintes techniques comme le poids limite en porte à faux de la table à 200 kg, ou l'ouverture de l'anneau (diamètre 70 cm => limitation liée à la corpulence du patient) (Figure 7).

2. Générateur :

- il fournit la haute tension au tube.

- il est actuellement toujours « embarqué », dans le statif, tournant avec le tube.

- l'alimentation se fait par le biais de bagues collectrices sur un anneau tournant frottant sur des charbons, au lieu d'une alimentation par un cable haute tension fixe. Cette évolution technologique importante a permis le développement de la rotation continue.

3. Tube à rayons X

- l'acquisition des données nécessite un tube à rayons X couplé à un ensemble de détecteurs disposés en arc de cercle. L'ensemble tube/détecteurs effectue de façon synchrone un mouvement circulaire autour du patient.

- l'émission de rayons X résulte du flux d'électrons libérés par la cathode et venant frapper l'anode.

- le rendement du tube à rayons X est particulièrement faible (1% rayons X, 99 % chaleur). C'est le domaine qui a le moins progressé depuis les premiers appareils.

4. Filtration

Les rayons X émis ont des niveaux énergétiques variés (rayonnement non monochromatique) ; les rayons de basse énergie, qui ne traversent pas le corps humain, doivent être supprimés par les filtres placés à la sortie du tube, aboutissant à un «durcissement du faisceau».

5. Collimation

- la collimation primaire (entre le tube et le patient) détermine la largeur du faisceau de rayons X et donc l'épaisseur de coupes (1 à 10 mm).

- la collimation secondaire (entre le patient et les détecteurs) a pour but de diminuer le rayonnement diffusé.

6. Détecteurs

Les détecteurs sont un des points clés de la qualité de l'image et des performances d'un scanner. Ils évoluent très rapidement sur le plan technique, un système devenant obsolète en 2 ­ 3 ans.

Une barrette de détection est constituée de multiples cellules de détection (près de 900 détecteurs sur le statif) placés côte à côte en face du tube à rayons X sur un arc de cercle d'environ 40°.

Actuellement il s'agit de détecteurs solides : cristaux de scintillation, de rendement élevé.

Les scanners multibarrettes actuels utilisent simultanément 4, 8 ou 16 rangées de détecteurs. Les plus récents ont ainsi des systèmes de détection atteignant 32 mm (largeur de coupe explorée à chaque rotation du tube) (Figure 8).

7. Calculateurs - Informatique

Leur amélioration est responsable de l'importante évolution des scanners au cours des dernières années; ils assurent :

- l'acquisition des données (données brutes):

* contrôle du système, dialogue avec l'opérateur.

* gestion des images.

- la reconstruction des images (images natives).

- le traitement des images (post-traitement):

* reconstruction dans les différents plans.

* 3 D.

L'amélioration du post-traitement de l'image a permis les apparitions successives de différentes images scanographiques :

- MIP (Maximum Intensity Projection),

- MPVR (Multi Planar View Reconstruction),

- endoscopie virtuelle

- VRT (Volume Rendering Technique).

Ces techniques qui viennent s'ajouter aux MPR (Multi Planar Reconstruction) et aux 3D surfaciques, exploitent au mieux les données de l'acquisition hélicoïdale

8. Stockage

Il a également énormément progressé; il comporte deux modes :

- le stockage transitoire (short-term memory), destiné à conserver

* les données brutes (qui contiennent toute l'information numérique), en format DICOM 3

* les données image (après choix du filtre de reconstruction, de l'épaisseur de coupe et de l'incrément).

* il se fait sur disque dur (stock = 3000 à 10000 images).

- le stockage à long terme (archive memory) se fait sur :

* disque optonumérique

* disque magnéto-optique

* CD ROM (ROM = Read Only Memory)

* ou mieux maintenant, sur PACS (Picture Archiving and Communication Systems).

9. Visualisation

la visualisation des images bénéficie également des progrès du numérique avec :

- écrans haute dénifition (consoles informatiques)

- sortie vidéo (magnétoscope VHS ou S-VHS) pour les images dynamiques, de moins en moins utilisée au profit de

* ordinateur PC muni de Viewer Dicom ( fourni sur le CD par le radiologue ou par un Viewer spécifique comme «e.film»)

* ou grâce à un système de visualisation multimédia (comme MPEG 4).

- la reprographie argentique, technique des films radiologiques connue par des générations de médecins, est maintenant en voie de disparition

10. Gestion de l'information

Le film laser reste encore aujourd'hui le support principal. Cependant la multiplicité des images (un scanner abdominal comporte parfois sur les nouvelles machines plus de 1000 images) rend impossible sur le plan économique et sur le plan de la gestion du temps le transfert systématique de toutes ces images au clinicien («So many images and so little time!»).

De plus, le film laser n'est pas adapté à la transmission d'examens complexes (dynamiques ...). Le radiologue doit éditer une sélection des images les plus pertinentes. Malheureusement, les images transmises sont souvent sélectionnées de façon automatique (une sur deux, trois ou quatre) alors qu'il serait souhaitable que ces images pertinentes soient sélectionnées par des radiologues informés du contexte clinique et des besoins de l'urologue.

La TDM est en passe de devenir un examen opérateur-dépendant si les cliniciens n'ont accès qu'à ces images plus ou moins bien sélectionnées.

Il est donc indispensable de conserver l'ensemble de l'examen dans le service de radiologie (sur film, support numérique ou idéalement dans un PACS), pour des raisons médico-légales, mais également pour pouvoir retrouver les images manquantes.

La transmission des images 3D peut se faire sous forme dynamique au format DICOM 3 (succession d'images avec une fréquence prédéfinie) ou simplement et à faible coût grâce à des fichiers vidéo enregistrés sur cassette VHS ou mieux sur CD-Rom.

Le développement des PACS et des réseaux devraient permettre de simplifier le problème en permettant la transmission directe des images sur la console du clinicien (cf chapitre PACS).

III. PRINCIPES DE L'ACQUISITION D'UNE IMAGE AU SCANNER

1. Création des images

Les faisceaux de rayons X traversant un objet subissent une atténuation par absorption et diffusion qui dépend de la composition atomique du tissu et de l'énergie des rayons X incidents.

La mesure des densités des tissus biologiques se fait à partir de l'absorption du faisceau de rayons X.

L'image est reconstituée par calcul et représente la « tranche » du corps humain explorée (Figure 9).

Figure 9 :profils d'absorption

a) Le spectre énergétique du rayonnement X

Il est caractérisé par son énergie moyenne et la largeur de son spectre.

Trois niveaux d'énergie moyenne sont disponibles en clinique :

- 80 kV, utilisé surtout en pédiatrie ou pour des comparaisons de densités avec les hautes énergies

- 120 kV, énergie moyenne, utilisée pour les patients minces

- 140 kV, qui améliorent le rapport signal/bruit et la qualité de l'image chez les patients « épais », mais qui est plus irradiant b) Densité au scanner & unités Hounsfield

La densité (opacité) dépend de µ :

µ : coef d'absorption linéaire (cm-1). Pour un élément chimique donné, il dépend de sa densité et varie en fonction de l'énergie des photons incidents.

La formule mathématique qui relie le coefficient d'atténuation linéaire µx d'un corps donné (x) et son opacité en unités Hounsfield (UH) est :

Hounsfield a défini une échelle de densités où : Eau = 0 UH

Air = - 1000 UH

Os = + 1000 UH


Les densités des principales structures anatomiques sont situées sur cette échelle : Graisse : - 150 à - 50 UH

Foie, Vaisseaux : + 40 UH à + 80 UH

Rein : + 30 à + 50 UH

Lithiases : + 100 à + 700 UH

Parenchymes après injection : + 200 UH


Les structures qui se rehaussent le plus au niveau abdominal après injection sont le parenchyme rénal et surtout les cavités excréto-urinaires (ceci pouvant être gênant pour l'analyse des cavités et du parenchyme car générateur d'artefacts) (Figure 10).

La mesure des densités sur une image scanner est faite à la console par le radiologue en plaçant le curseur sur n'importe quelle structure étudiée.

Dans certaines spécialités ont été développés des logiciels permettant la recherche automatisée de calcifications (comme pour les clichés de mammographie). c) Cinétique du bolus intra-veineux iodé dans un rein normal

Alors que les anciens scanners à acquisition incrémentale peinaient à explorer la totalité d'un rein au cours d'une apnée, les nouvelles machines multibarrettes peuvent maintenant, du fait de la rapidité d'acquisition, explorer de façon sélective toute la hauteur du rein aux différentes étapes du transit du bolus iodé : la particularité du parenchyme rénal est sa prise de contraste en trois étapes à des temps successifs mais très rapprochés [17] (Figure 11).

* Les temps parenchymateux :

Le temps corticomédullaire survient généralement après 25 à 80 sec. Il correspond au passage du produit de contraste dans les capillaires corticaux et les espaces péritubulaires.

Il peut durer plus longtemps en cas d'altération de la fonction rénale (insuffisance rénale, obstruction de la voie excrétrice, sténose de l'artère rénale) ou d'insuffisance cardiaque.

Le cortex rénal passe d'une densité de base de 30 ­ 40 UH avant injection à 145 ­ 185 UH , alors que la médullaire ne se rehausse que plus faiblement à 50 ­ 60 UH, ce qui entraîne une différence de près de 100 UH entre le cortex et la médullaire.

Le rehaussement des veines rénales est maximum lors de cette phase.

Le temps néphrographique ou tubulaire débute vers la 85e ­ 120e seconde après l'injection. Il correspond à la filtration du produit de contraste par les glomérules et à son passage dans l'anse de Henlé et les tubes collecteurs.

Durant cette phase, la médullaire se rehausse de la même façon que le cortex à 120 ­ 170 UH.

C'est également le temps idéal pour rechercher un thrombus de la VCI.

La phase excrétoire débute lorsque le produit de contraste arrive dans les calices, vers la 150e ­ 300e seconde. L'opacification du parenchyme rénal se poursuit de façon homogène puis diminue progressivement au fur et à mesure que le produit est éliminé du sang circulant.

* Les phases vasculaires :

La phase de rehaussement artériel correspond au tout début de l'opacification cortico-médullaire (20e ­ 40e sec). Ce temps permet d'étudier les axes vasculaires principaux et les branches de bifurcation rénale avant que celles-ci ne soient cachées par l'opacification du parenchyme.

La phase de rehaussement veineux survient en fin de la phase cortico-médullaire ; les veines rénales opacifient rapidement la VCI sus-rénale ; la VCI sous-rénale par contre s'opacifie beaucoup plus tard (120e ­ 250e sec), pendant la phase tubulaire (Figures 12, 13).

Plusieurs facteurs influencent la qualité et le délai d'opacification des reins :

- une insuffisance cardiaque retarde le rehaussement vasculaire,

- le poids du patient (et donc le volume de distribution du produit) diminue l'intensité du rehaussement,

- l'augmentation du débit d'injection raccourcit le délai et augmente l'intensité du rehaussement,

- le type de produit de contraste (hypo ou hyperosmolaire) modifie également la concentration urinaire.

Les systèmes de détection d'arrivée du bolus à l'endroit choisi comme référence permettent de démarrer l'acquisition au moment optimal, dès que le rehaussement est adéquat et de s'affranchir de l'injection test ou de l'estimation approximative de la vitesse de circulation sanguine chez un patient donné.

Les injecteurs automatiques bi-corps permettent l'injection finale de sérum physiologique qui évacue l'espace mort constitué par la tubulure, les veines du membre ponctionné et la veine cave supérieure (voire l'ensemble du coeur droit). Le bolus de produit de contraste est donc utilisé plus efficacement, ce qui permet de réduire la dose injectée. d) Le topogramme (ou scout view)

C'est une image de projection réalisée de face ou de profil, par simple translation de la table du scanner, génération de rayons X mais sans rotation de l'anneau. Le cliché qui est obtenu ressemble à un cliché standard d'ASP mais a une résolution inférieure. Il permet de se donner une idée de la morphologie du patient et de mieux centrer les acquisitions ultérieures.

Lors d'un « uro-scanner » par contre, des clichés d'abdomen de face sont réalisés après le scanner, profitant de l'injection d'iode pour obtenir des clichés tardifs d'UIV. e) Le scanner « basse dose »

Dans un souci de réduction des doses d'irradiation, il a été proposé, dans certaines indications où l'on recherche un renseignement spécifique (comme par exemple la surveillance d'un cancer bronchique), de réaliser des acquisitions avec une réduction des mAs. Cette technique nécessite un contraste important entre la structure étudiée et son environnement, ce qui permet d'obtenir les informations malgré une mauvaise qualité des clichés.

Le scanner basse-dose a été proposé en urologie pour la détection de calculs de la voie excrétrice [13, 22]. f) L'acquisition déclenchée par l'ECG

L'apparition des scanners ultra-rapides a permis d'envisager la réalisation d'exploration du coeur.

Il est probable qu'à court terme l'exploration des coronaires, la recherche de calcifications athéromateuses, l'analyse des cavités cardiaques puisse se faire par scanner, méthode non invasive qui supplanterait la coronarographie diagnostique [20].

Pour couvir la totalité du volume cardiaque, plusieurs acquisitions sont faites, au cours de la même apnée, mais au même moment de plusieurs cycles cardiaques (Figure 14).

2. Reconstruction des images = rétroprojection filtrée

- à partir de l'ensemble des profils d'atténuation enregistrés, il est possible par calcul de reconstituer l'image axiale.

Ce calcul = rétroprojection.

- cependant des inexactitudes liées à des phénomènes physiques et à des défauts de mesure imposent une opération mathématique supplémentaire appelée : filtration.

- différents filtres sont disponibles en fonction des choix de l'utilisateur :

* filtres pour les structures à détails fins.

* filtres favorisant la différentiation des densités.

3. Visualisation

a) Voxel - pixel

A une tranche du volume anatomique en 3D exploré correspond une image plane, en 2D.

- l'unité élémentaire du volume anatomique est le voxel.

- l'unité élémentaire de l'image visualisée sur le film plan est le pixel. (picture element)

Sur les images produites, à chaque voxel correspond un pixel avec sa densité (Figure 15).

b) Fenêtres de densité

L'oeil ne distingue que 16 niveaux de gris qui représentent des densités de - 1000 à + 1000 UH.

Une fenêtre détermine la plage de densité étudiée. Elle est caractérisée par sa largeur (L) et son niveau de densité (N). Chaque niveau de gris représente plusieurs densités variables en fonction de la fenêtre choisie.

A titre d'exemple, quelques fenêtres plus fréquemment utilisées (Figures 16)

Figure 16 : niveaux et tailles de fenêtres, "tissus mous" (A), "os" (B) et "pulmonaire" (C)

- pour les tissus mous N= +35 L= +350

- pour l'os : N = +400 L= + 1500

- pour les poumons : N= - 700 L= 1000 c) Les techniques automatisées

De manière à gagner du temps lors du post-traitement, les constructeurs développent de plus en plus des logiciels permettant d'automatiser certaines tâches comme la suppression des reliefs osseux ou l'analyse automatisée des vaisseaux (Figures 17, 18).

Des systèmes de détection automatique de nodules pulmonaires ont été mis au point pour les scanners de dépistage du cancer bronchique.

4. Traitement des images

A partir des images brutes, le traitement appliqué permet de mettre en avant certaines caractéristiques spécifiques de la pathologie analysée; le radiologue peut ainsi proposer, en fonction de la pathologie :

- Mesures de densité, de dimension.

- Reconstruction de coupes dans tous les plans (axial, frontal, sagittal, oblique, curviligne).

- Reconstruction 3D.

- Images MPR (multiplanar reconstruction)

- Images MIP (Maximum - Intensity - Projection)

- MPVR (multiplanar view reconstrution)

- Endoscopie virtuelle

- VRT (volume rendering technique)

- Images dynamiques (cine-view, séquences en 3D) ...

Ces différents types de post-traitement de l'image exploitent au mieux les données de l'acquisition hélicoïdale.

5. Qualité des images au scanner

a) Le radiologue peut faire varier la qualité des images fournies en modifiant : * La résolution spatiale dans le plan de coupe

La résolution dans le plan longitudinal pour laquelle le multibarrette apporte des possibilités supplémentaires :

- Incrément

Le choix de l'incrément (distance séparant le milieu de chaque coupe) rend possible de réaliser des coupes chevauchées afin d'améliorer la résolution spatiale longitudinale et par conséquent la détection des petites lésions. La diminution de l'incrément augmente le nombre de coupes reconstruites contrairement au mode incrémental ceci n'augmente pas l'irradiation du patient en mode hélicoïdal.

- Epaisseur de coupe

L'augmentation de l'épaisseur de coupe améliore le rapport signal sur bruit mais majore les effets de volume partiel (moyennage de densités au sein d'un voxel à partir des différents tissus qui le composent) ce qui peut rendre difficile l'identification et la caractérisation des petites lésions.

Les scanners volumiques permettent à partir d'une seule et même acquisition de réaliser des coupes fines de l'ordre du millimètre et des coupes plus épaisses : 3 à 5 mm.

La réalisation de MPR ou d'images angiographiques impose la reconstruction en coupes fines.

* Le rapport signal/bruit et la résolution en contraste

Un bon rapport signal/bruit et une bonne résolution en contraste, améliorent la détection des lésions dont la densité est peu différente de celle des tissus de voisinage.

Le rapport signal/bruit augmente avec la dose d'irradiation, l'épaisseur de la coupe et l'utilisation d'un filtre de reconstruction adéquat.

* Les artefacts

- volume partiel dont l'effet est amélioré par la réduction de l'épaisseur des coupes.

- artefacts cinétiques liés aux mouvements respiratoires, aux battements cardiaques ou aux mouvements du patient. Les acquisitions se faisant de plus en plus rapidement, ces artefacts deviennent moins importants (et nettement moins préjudiciables qu'en IRM).

- artefacts dus aux structures métalliques (PTH) ou clips (réduits par l'utilisation de clips en titane), moins gênants qu'en IRM

- artefacts de durcissement du faisceau : rayons de plus basse énergie qui sont arrêtés par des structures de forte densité, qui ne participent pas aux mesures et qui génèrent des traînées noires derrière ces structures denses comme des côtes.

- artefacts de spirale : se traduisent par des lignes horizontales sur les reconstructions frontales. b) L'urologue peut juger de la qualité d'un examen fourni * Sur l'aspect qualitatif de l'image :

Une image 3D ou multiplanaire (plan frontal) est belle et sans artefacts :

- s'il n'y a pas eu de mouvement du patient,

- si les coupes sont suffisamment fines et chevauchées (càd résolution spatiale satisfaisante).

La qualité du rehaussement est bonne si l'on peut isoler les différentes phases

Le niveau de bruit est faible si les tissus apparaisent homogènes et non granités.

* Sur le respect d'un protocole recommandé permettant d'apporter toutes les informations utiles en fonction de la pathologie (nombre de phases, qualité de l'injection...)

IV. CARACTERISTIQUES DES DIFFERENTES GENERATIONS DE SCANNERS

Ce sont les modifications des modes d'acquisition qui définissent les différentes générations de scanners

1. Mode incrémental

= acquisition tranche par tranche

- chaque coupe est obtenue alors que le patient est fixe : le tube et les détecteurs effectuent une rotation de 360° autour du patient. Cette rotation s'effectue en 1 à 4 secondes en fonction du choix de l'opérateur et des capacités de la machine.

- les coupes sont obtenues les unes à la suite des autres.

- elles peuvent être chevauchées, jointives, espacées.

- le délai entre chaque coupe varie de 0 à 10 secondes en fonction du choix de l'opérateur et des capacités de la machine.

Plusieurs minutes sont nécessaires pour explorer un volume

Le volume n'est pas explorable en une apnée => artefacts respiratoires (Figure 19)

En mode incrémental, des segments anatomiques peuvent rester inexplorés si l'acquisition de chaque coupe n'est pas réalisée à la même phase respiratoire.

Il n'y a actuellement plus de TDM à acquisition incrémentale exclusive en France.

2. Mode hélicoïdal ou spiralé monobarrette

= acquisition en un temps d'un volume

La rotation continue du statif (qui supporte le tube et les détecteurs), l'émission continue des rayons X et l'avance concomitante de la table d'examen aboutissent à l'acquisition hélicoïdale (Figure 20).

- tout le volume est étudié en une seule phase qui dure environ 30 secondes (une apnée)

- le tube et le détecteur tournent sans interruption (chaque rotation dure de 0,5 à 0,42 seconde) pendant l'émission des rayons X et la table d'examen avance de façon continue.

- on explore ainsi un volume.

- des coupes peuvent être reconstruites en tout point du volume exploré.

- Avantage : vitesse d'acquisition, avec pour conséquences :

* une meilleure tolérance du patient qui bouge moins.

* une apnée pendant toute l'acquisition (pas de décalage entre les coupes).

* un rehaussement intense et homogène des vaisseaux et des parenchymes.

* une étude des différentes phases grâce à des acquisitions successives

3. Mode multicoupe (multibarrette ou matriciel)

Il s'agit d'une évolution technologique majeure : les nouveaux systèmes de détection permettent une augmentation de la vitesse de la table et de la rotation du tube à rayons X (0,5 seconde)

Une rotation de 0,5 sec couvre en effet un volume deux fois plus long qu'une acquisition produite avec une rotation de 1 sec. Cette vitesse de rotation accrue permet également d'améliorer la résolution temporelle et de réduire les artefacts cinétiques.

Cependant, l'augmentation des vitesses de rotation est un véritable enjeu technologique, puisque pour passer d'une durée de 0,5 à 0,4 sec par tour, les accélérations centrifuges subies par les éléments en rotation passent de 13 à 21 G !

Les scanners multibarrettes actuels utilisent simultanément de 4 à 16 rangées de détecteurs, ce qui augmente le volume exploré à chaque rotation du tube (Figure 21).

Au Japon existerait déjà un appareil constitué de 256 rangées de détecteurs, (www3.toshiba.co.jp/medical/4D-ct). Ce système permet de couvrir 12,8 cm par rotation du tube !

Avantages du multibarrette par rapport au scanner hélicoïdal monobarrette :

- le volume couvert par unité de temps est environ quatre fois plus important, ce qui réduit d'autant les temps d'acquisition et permet de limiter la quantité de produit de contraste injecté et l'exploration des structures mobiles (le rein peut aujourd'hui être exploré en moins de 5 sec et un abdomen en 10 sec)

- il améliore la résolution spatiale longitudinale (permettant une exploration de volumes importants sans sacrifier la qualité d'image).

- l'épaisseur de coupe peut être déterminée rétrospectivement (plusieurs épaisseurs de coupe sont réalisables a posteriori à partir d'une seule acquisition en coupe fine, en fonction des anomalies mises en évidence) (Figure 21 bis).

4. Le fluoroscanner

Le fluoroscanner volumique est utilisé pour le guidage en temps réel en radiologie interventionnelle.

Il permet avec les scanners de dernière génération de visualiser, en temps réel ou presque, la position et le déplacement d'une aiguille sur un écran disposé dans la salle d'examen.

Le suivi de l'aiguille est basé sur le renouvellement parcellaire, tous les 30°, des données prises en compte pour la reconstruction des coupes. Un algorithme de reconstruction rapide reconstruit les images de façon très rapide, sur un processeur dédié. Trois images apparaissent simultanément à l'écran : une en dessous du point de visée, une à son niveau et une au dessus, ce qui permet de parfaitement contrôler le trajet de l'aiguille.

Le caractère irradiant de cette technique représente sa principale limite (Figure 22).

V. AVANTAGES ET LIMITES DU SCANNER

1. Avantages

a) Résolution en densité très supérieure à celle de la radiographie standard. - peut différencier les différents tissus mous (peut mettre en évidence des différences de densité de 10 UH).

- détecter les anomalies au sein de ces tissus : tumeurs, lésion vasculaire, épanchements (liquidiens, aériques), calculs... b) Coupes axiales : - pas de superposition des différentes structures.

- analyse topographique précise. c) Très bonne résolution spatiale (mais encore inférieure à celle de la radiographie standard).

d) Reconstruction 3D et MIP
: les images angiographiques en acquisition hélicoïdale sont obtenues sans le caractère invasif de l'artériographie classique: une étude vasculaire est possible en 3D, sous différents angles à partir d'une seule injection (l'artériographie nécessite une injection pour chaque incidence) ; l'étude en scanner est réalisée à partir d'une simple injection intra-veineuse (ponction artérielle pour l'angiographie classique).

2. Limites

a. Coupes verticales directes impossibles mais cette limite disparaît avec la possibilité de reconstruire des coupes dans les différents plans de façon de plus en plus précise, tendant vers l'isotropisme (qualité des images verticales reconstruites équivalente à celle des coupes axiales).

b. Nécessité dans de nombreux cas d'injecter un produit de contraste iodé pour améliorer le contraste notamment des différents parenchymes et des vaisseaux.

c. Certains artefacts peuvent dégrader l'image : ces artefacts sont moins gênants qu'en IRM et rendent rarement l'exploration non informative

d. Technique d'imagerie la plus irradiante :

* Dose :

La dose reçue lors d'un scanner abdominal (2 spirales) est de 15 à 20 m Gy

Les scanners actuels permettent de fournir 2 paramètres : le CTDIw (CT dose Index) et le PDL (produit dose x longueur) pour chaque examen.

* Conséquences pratiques :

- éviter le scanner chez la femme enceinte,

- le limiter chez l'enfant,

- protection plombée pour le personnel médical et dans certains cas pour le patient (intérêt minime, le faisceau étant très colimaté et l'essentiel de l'irradiation étant lié au rayonnement diffusé).

* L'irradiation est une préoccupation majeure des radiologues dont le comportement est régi par la directive européenne 97/43 et le décret 2003-270 paru au J.O. (utilisation de la dose minimale efficace, justification de la réalisation d'un examen irradiant et du protocole choisi en tenant compte du ratio risque/bénéfice). Les constructeurs agissent de même grâce à des logiciels de régulation automatique du courant électronique.

L'irradiation reste cependant limitée : légèrement supérieure à une UIV.

* le pelviscanner est moins irradiant que la pelvimétrie.

e. Inflation du nombre d'images

Le nombre de clichés fournis lors d'un examen abdominal a subi une inflation considérable au cours des 10 dernières années : alors qu'une centaine de coupes paraissait déjà être un examen long à réaliser et lourd à interpréter, il n'est pas rare qu'actuellement, avec la rapidité des nouveaux scanners, l'exploration de la même zone anatomique aboutisse à près de 1000 coupes axiales (Figure 23).

VI. COUT

Un examen TDM unique 150 euros (± 1000,- FF)

Une exploration abdomino-pelvienne représente en fait l'exploration de deux zones anatomiques et donc deux examens scanner, soit Z 38 + K 5 + forfait technique x 2

Le forfait technique dépend de la classe (il en existe 3) et de l'âge de l'appareil, du nombre d'examens effectués, du site d'implantation (Paris ­ province).

Le coût dépend également beaucoup de la pratique des radiologues...

VII. AVENIR DU SCANNER

L'annonce il y a une dizaine d'années de la mort du scanner était prématurée : malgré son caractère irradiant et la fréquente nécessité d'une injection d'iode, les multiples évolutions dont il a bénéficié lui permettent de figurer parmi les plus performants des matériels d'imagerie actuels.

Fin 2001 sont apparus les scanners avec 8 rangées de détecteurs, puis 16 en 2002.

L'augmentation de 4 à 16 du nombre de coupes n'est probablement qu'une étape intermédiaire vers le véritable scanner matriciel qui comportera plus de 200 rangées de détecteurs.

Il est probable qu'à l'horizon 2010 la tomodensitométrie disparaisse dans sa forme actuelle : un volume sera exploré en une seule rotation et les images fournies non plus sous forme de coupes axiales, mais directement sous l'apparence d'un volume dans lequel il sera possible de naviguer et dont les images pertinentes seront extraites, par le radiologue ou directement par le clinicien...

Les prochaines grandes évolutions concerneront probablement les post-traitements automatisés et la modification de la production des rayons X qui n'a que peu évolué depuis les premiers scanners puisqu'on utilise toujours le tube à rayons X dont le rendement est de 1 %.

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18. ROY C, TUCHMANN C, GUTH S, LANG H, SAUSSINE C, JACQMIN D Scanner hélicoïdal de l'appareil urinaire : principales applications J Radiol 2000, 81 : 1071 - 1083

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20. SCHOEPF UJ, BECKER CR, HOFMANN LK, YUCEL EK-Multidetector-row CT of the heart Radiol Clin North Am 2003, 41 : 491 - 505

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22. TACK D, SOURTZIS S, DELPIERRE I, DE MAERTELAER V, GENEVOIS PA Low-dose unenhanced multidetector CT of patients with suspected renal colic Am J Roentgenol 2003, 180 : 305 - 311

23. http://www.ctisus.org/tf/index.html : CT teaching files; sites de cas cliniques radiologiques

Chapitre VII. IRM des voies urinaires

J. Hubert, J.L. Descotes, F. Lefevre, C.Roy

I. INTRODUCTION

Les méthodes d'imagerie ont subi des modifications spectaculaires au cours des 10 dernières années, avec toujours une certaine « concurrence » entre les techniques d'IRM et de tomodensitométrie.

Il avait été annoncé à la fin des années 1980 une disparition à court terme du scanner, au profit d'un « raz de marée »IRM.

En 1992 cependant, la technologie scanner a bénéficié d'une révolution avec la rotation continue : l'acquisition hélicoïdale d'un volume abdominal devenait réalisable en moins de 30 secondes (une apnée). Cette technologie a eu d'emblée des applications majeures en pathologie abdominale ou en pathologie vasculaire.

L'IRM par contre, gardait à cette époque des temps d'acquisition longs, entraînant des artefacts cinétiques lors de l'exploration de structures mobiles ; par contre elle permet l'exploration en haute résolution des éléments immobiles (pathologie ostéo-articulaire, neurologie).

En 1996 apparaît une nouvelle génération d'appareils d'IRM avec :

- une réduction importante du temps d'acquisition (autorisant une série de coupes abdominales en 20 secondes)

- une augmentation de la résolution spatiale

L'IRM franchit alors le pas du viscéral et offre de nouvelles perspectives pour l'exploration de l'appareil urinaire ...

De nouveaux progrès en matière d'antenne et de séquences ont amélioré récemment la qualité des images, laissant penser que cette concurrence avec la TDM n'est pas terminée.

II. IRM : PRINCIPES

Contrairement aux rayons X qui traversent le corps humain, en IRM, c'est la matière elle-même qui émet le signal.

Ce signal est créé en 3 étapes grâce à l'exposition du tissu dans deux champs magnétiques :

- aimantation de la matière dans un champ magnétique principal (champ magnétique longitudinal permanent, fixe et élevé Bo)

- entrée en résonance par des impulsions brèves d'ondes de radiofréquence d'un 2e champ magnétique (champ magnétique tournant M). Il réalise une excitation sélective de « tranches » du sujet examiné.

- observation du retour à l'équilibre : émission du signal.

L'IRM ne concerne actuellement que le noyau d'hydrogène , et donc l'eau, H2O, qui est le principal constituant du corps humain (Schema 1).

III. DANGERS, EFFETS SECONDAIRES ET CONTRE-INDICATIONS DE L'EXAMEN

PAR IRM

L'IRM est basée sur la création d'un très haut champ magnétique (30 000 fois celui du champ magnétique terrestre), ce qui nécessite un certain nombre de précautions.

1. Dangers de l'IRM

Elle est la seule technique d'imagerie qui ait entraîné la mort immédiate de plusieurs patients au cours des dix dernières années, mort directement imputable à la technique :

L'aimant de très haute énergie est capable de mobiliser des implants ou corps étrangers intracorporels mais aussi d'attirer vers lui tout matériel métallique introduit dans la salle ou non solidement fixé [11] :

- chez des patients porteurs de stimulateurs cardiaques

- chez des patients porteurs de clips sur des anévrismes cérébraux

- par attraction à forte vitesse d'objets métalliques de toutes natures (défibrillateur, chaise roulante, aspirateur, boîte à outils, voire pistolet de policier, ce qui a déclenché un tir de balle, ...) vers le centre de l'anneau (effet « missile ») ; les dernières publicatiosn concernent une fracture du crâne ayant entraîné la mort chez un enfant dont la tête a été percutée par un obus d'oxygène introduit dans la salle d'IRM [ 4, 17].

2. Autres effets secondaires

Ils sont moins importants :

- brûlures provoquées par la présence de particules ferromagnétiques dans différents pigments (tatouages mais aussi des traits d'eye-liner permanent sur les paupières), ainsi que par des piercings.

- brûlures au contact de câbles électriques soumis au champ magnétique B1

- échauffement des cellules de l'organisme soumises au champ électromagnétique oscillant (les normes de sécurité visent à ce que cette augmentation de température reste inférieure à 1°C).

- nuisances acoustiques liées au niveau de bruit élevé

- des modifications de la fréquence cardiaque ou de l'ECG ainsi que des troubles du goût sont anecdotiques.

Il n'y a pas à l'heure actuelle d'étude prouvant une nocivité pour l'embryon. Par précaution on évite une exposition in utero pendant les deux premiers mois de la grossesse.

Une fiche d'information est remise à tous les patients devant être soumis à un examen par IRM dans le but d'identifier ceux présentant un risque à ce type d'exploration.

3. Matériels implantables et IRM

En Chirurgie en général, et en Urologie en particulier, certaines précautions doivent être prises, notamment pour tous les matériels implantables :

* Contre-indications absolues à l'examen : - pace maker, défibrillateur implantable,

- neurostimulateur Medtronic

- pompes implantables comme les pompes à Baclofène pour les vessies neurologiques

- tous les systèmes à aimant

Les clips, agrafes (GIA, TA ...) ne posent pas de problème, si un délai de 6 semaines est respecté entre leur pose et l'examen.

Les prothèses péniennes ne posent pas de problème sauf Duraphase & Omniphase de Dacomed.

Les prothèses uréthrales type Wallstent et tous les stent en Nitinol, : OK

Les sphincters artificiels AMS 800 : OK

Pour des renseignements complets et réactualisés, on pourra consulter le site http://mrisafety.com comportant la liste de centaines de matériels qui ont été testés (essentiellement avec les IRM courantes à 1,5 Tesla).

IV. LES TERMES EMPLOYÉS

Il existe 3 grands types d'acquisition : - séquences en pondération T 1

*
le contraste de l'image dépend essentiellement du T1 de chaque tissu *l'injection IV d'un produit de contraste paramagnétique (Gadolinium) raccourcit le T1 des tissus imprégnés par le produit. - séquences en pondération T 2 - sans injection

*
le contraste de l'image dépend essentiellement du T2 de chaque tissu *étude des fluides stationnaires - séquence en pondération « rho » ou densité protonique

*
le contraste de l'image dépend essentiellement de la quantité de protons de chaque tissu . *indications essentiellement en pathologie ostéo-articulaire et en neurologie T1& T2, temps de relaxation longitudinale et transversale, sont des grandeurs physiques : chaque tissu a son T1 et son T2 TR(temps de répétition) et TE(temps d'écoute ou d'écho) sont choisis par le radiologue. Ce sont les paramètres d'acquisition de la séquence (Schema 2).

V. QU'EST-CE QUI A PERMIS DE GAGNER DU TEMPS EN IRM ?

1. Au départ, les séquences utilisées avaient un temps d'acquisition long :

* spin écho (1ère réalisée) -> 1mn / coupe *écho de gradient -> 20-30 sec / coupe

2. Ces séquences, avec les progrès techniques, s'appellent maintenant

* Fast Spin Echo *Echo de Gradient rapide

3. Ces améliorations techniques ont été apportées par:

a) De meilleures antennes réceptrices de surface entraînant - l'amélioration du rapport signal / bruit

- la détection de plus petits signaux b) Des ondes de Radiofréquence plus intenses et plus

courtes
- réduction du temps des séquences c) Une informatique plus puissante(Figure 1)

VI. QUELS SONT LES MODES

D'ACQUISITION ?

1. Acquisition 2D (bidimentionnelle)

Il s'agit d'un bloc de coupes d'épaisseur variable (3 mm à 1 cm en pratique) réalisable dans tous les plans (orthogonaux - coupes axiales, frontales, sagittales - ou obliques). Par exemple : 10 à 15 coupes sont réalisées en 18 à 25 secondes.

2. Acquisition 3D (tridimentionnelle ou volumique)

Il s'agit de coupes très fines (inférieures au mm), multiples, juxtaposées. Elles nécessitent une reconstruction informatique de sommation (MIP ...). Elle est très utilisée pour l'exploration des vaisseaux ou des voies excrétrices avec une bonne qualité.

3. La technique d'élimination de la graisse (fat-sat)

C'est une saturation spécifique du signal de la graisse par l'émission d'une radiofréquence particulière, centré sur le pic de signal de la graisse. Elle est applicable sur toutes les séquences T1 ou T2. Elle entraîne un effacement de la graisse. Son intérêt est d'une part de renforcer le contraste entre le tissu exploré et le reste du rétropéritoine et d'autre part d'affirmer la présence de graisse dans un tissu (Figures 2) .

VII. LES STRATEGIES D'IMAGERIE EN IRM

1. La pondération T1

a) Les images en pondération T1*Les paramètres d'acquisition sont : TE court TR court

Elles peuvent être réalisées avec ou sans injection

En T1 les images sont reconnaissables par certaines caractéristiques du signal des tissus :

- liquide non circulant : en hyposignal (noir)

- graisse : en hypersignal (blanc)

- os, calculs : en hyposignal (noir)

- tissus : ± gris *En pondération T1 avec injection de Gadolinium, il y a un rehaussement des tissus et des vaisseaux puis de la voie excrétrice ( la biodistribution et la pharmacocinétique du Gadolinium sont équivalents à celles de l'iode ) b) Le Gadolinium est l'agent de contraste le plus utilisé en IRM. A la différence du scanner où l'intensité du signal est proportionnelle à la quantité de produit de contraste injecté, en IRM le signal est indirect et dépend de la relaxation des protons des molécules d'eau et de la modification entraînée sur le T1 du tissu considéré (très peu d'effet sur le T2) par le produit injecté. De très petites quantités sont donc suffisantes.

La seule limite à l'injection de Gadolinium est la grossesse (pas d'AMM).

Après injection intraveineuse, le Gadolinium est éliminé quasi complètement par filtration glomérulaire au niveau des reins. C'est également la principale voie d'élimination chez les insuffisants rénaux [16, 20]. Le Gadolinium est bien éliminé par l'hémodialyse (97% en 3 dialyses sur 6 jours) alors qu'il l'est moins en dialyse péritonéale (69% en 20 jours) [10].

Il n'est pas néphrotoxique à la dose injectée donc utilisable en cas d'insuffisance rénale (une faible concentration est suffisante pour modifier les temps de relaxation). c) Applications de la pondération T1 :*L'exploration du parenchyme (néphro-IRM ) Cette acquisition en pondération T1 est faite en séquence Echo de Gradient 2D avant et avec une injection dynamique de Gadolinium (ex : une acquisition de 12 coupes en 18 à 24 sec ­ en apnée- répétée à des temps successifs 30 sec, 60 sec, 90 sec etc ...). C'est une exploration morphologique associée à une étude dynamique (qualitative et quantitative) du rehaussement.

Avantage : exploration morphologique et « fonctionnelle », identique à celle du scanner. (Figure 3)



*
L'exploration vasculaire : angio-IRM(T1 + Gadolinium)

C'est une séquence d'écho de gradient 3D très rapide (15 sec d'acquisition) avec Gadolinium réalisée au temps artériel et/ou veineux. Les acquisitions multiples sont possibles du fait de l'absence de toxicité (20 à 30 ml de Gadolinium IVsont suffisants) ; (Figure 4)

*L'exploration de la voie excrétrice non dilatée [16] est également possible : Uro-IRM injectée(T1 + Gadolinium + faible dose de Lasilix®)

Il s'agit de la même séquence que celle de l'angio-IRM mais réalisée au temps excréteur (3 à 5 mn après IV de Gadolinium).

Le Gadolinium étant excrété par les reins, cette séquence reproduit le principe de l'UIV conventionnelle.

L'association de Gadolinium et d'une faible dose de Lasilix® assure une distribution homogène du produit de contraste dans l'appareil excréteur et évite les concentrations excessives de Gadolinium sources de perte de signal (Figure 5) .

2. La pondération T2

a) Les images en pondération T2*Les paramètres d'acquisition sont : TE long TR long

Elles sont réalisées sans injection de Gadolinium.

En T2 les images sont reconnaissables par certaines caractéristiques du signal des tissus :

- liquides non circulants en hypersignal (blanc)

- os, calculs en hyposignal (noir)

- graisse en hypersignal (blanc), mais plus faible que les liquides

- tissus ± gris

Les séquences de fast spin echo (FSE) permettent d'accélérer l'acquisition par l'enregistrement de plusieurs échos (trains d'écho de refocalisation) après une seule impulsion. b) Applications de la pondération T2*L'exploration du parenchyme (néphro-IRM)

Cette acquisition est faite en séquence de Fast Spin Echo 2D avec une pondération T2 peu élevée. Son temps d'acquisition varie de 1 à 2 min avec plusieurs coupes. Elle permet une analyse morphologique complémentaire sur la nature des tissus (hémorragie, fibrose) (Figure 6)

*L'exploration de la voie excrétrice dilatée ou non dilatée : uro-IRMnon injectée ou hydro-IRM Cette acquisition est faite en séquence de Fast Spin Echo 2D/3D avec une pondération T2 très élevée.

Dans cette séquence le signal apparaît très faible ou absent pour les tissus solides et les liquides en mouvement, mais les liquides stationnaires (LCR, bile, liquide digestif, urines) sont en hypersignal (temps de relaxation T2 > 500 millisecondes).

L'image est donc très contrastée, faisant ressortir l'hypersignal des liquides (blanc) par rapport au signal faible ou absent des structures environnantes qui sont ainsi effacées.

Une image est acquise en 1 à 5 sec avec une seule coupe épaisse incluant tout l'arbre urinaire. Les terminologies sont multiples (HASTE, RARE, SS-FSE ...). Avantages :excellente analyse morphologique « ultra-rapide »

- exploration de l'ensemble des voies urinaires sur une coupe

- lecture directe des images

- coupes dans tous les plans de l'espace, mais de préférence dans le plan frontal (comme une UIV) ou sagittal .

- absence d'injection d'iode (Figure 7)

- réalisation possible quelle que soit la fonction rénale Limites : - des artifices sont nécessaires : hyperdiurèse (par hyperhydratation ou injection de Lasilix®) en cas de cavités pyélo-calicielles non dilatées ou, pour certains, compression urétérale [1].

- les kystes sinusaux peuvent être difficilement différenciés d'une dilatation des voies excrétrices.

- les uretères pelviens sont mal visualisés, même après injection de Lasilix®, leur péristaltisme venant parasiter les images.

- la résolution spatiale est inférieure à celle de l'UIV

La visualisation est dégradée si les urines sont infectées ou hématuriques (par diminution du temps de relaxation qui se rapproche de celui des tissus environnants). (Figure 8 )

3. L'angio-néphro-uro-IRM :

Technique d'exploration complète de l'appareil urinaire combine plusieurs acquisitions :

- exploration des voies excrétrices : uro-IRM T2 non injectée

- exploration parenchymateuse : T1 et T2

- exploration vasculaire : T1 + Gadolinium + MIP

- exploration urographique T1 tardive (<=> cliché UIV

post-scanner).

L'examen complet peut être réalisé en 30 minutes.

VIII. NOUVEAUX DEVELOPPEMENTS

EN IRM

1. IRM fonctionnelle et spectroscopie : « MRSI »

a) L'IRM a un potentiel important en imagerie fonctionnelle : c'est une méthode non invasive qui peut apporter des renseignements sur de multiples paramètres de la fonction rénale comme la filtration glomérulaire, la fonction tubulaire, la perfusion du rein, les mouvements de l'eau, l'oxygénation du parenchyme et se placer en concurrente des techniques isotopiques [8, 13]. Elle utilise pour cela des produits de contraste endogènes comme les protons de l'eau ou exogènes comme le gadolinium ou les USPIO (ultrasmall superparamagnetic iron oxide).

Elle se heurte cependant à des problèmes pratiques comme les mouvements respiratoires des reins ou des artefacts d'origine abdominale qui rendent son utilisation difficile en clinique. Les progrès attendus en IRM (haut champ ...) permettront probablement une amélioration de ces résultats. b)La spectroscopie par résonance magnétique du proton se déroule et s'ajoute à l'interprétation de l'image : c'est une étude des densités de certains métabolites détectables dans les tissus : choline, citrate, créatine ... Elle permettrait une caractérisation des tissus néoplasiques voire même dans le cancer de prostate, de retrouver un profil différent sous traitement hormonal.

Elle est réalisée sur des imageurs à haut champ avec des logiciels adaptés et devrait rentrer en routine dans un proche avenir.

Les modifications du métabolisme des cancers de la prostate donnent une information spécifique avec des modifications des taux de citrates, créatine et choline enregistrées sur la courbe spectrale localisée dans un secteur de la glande. Le tissu néoplasique prostatique est caractérisé par une élévation significative du pic de choline et une chute du pic des citrates par rapport au parenchyme normal ou encore du tissu avec hyperplasie prostatique bénigne [22].

Ceci permet d'une part la détection du cancer et d'autre part d'en prédire l'agressivité. En effet un pic de choline très élevé est le reflet d'une tumeur agressive avec un taux de prolifération cellulaire élevé. Dans la localisation du cancer de la prostate, les résultats obtenus en associant l'analyse spectroscopique avec celle de l'image ont une spécificité et sensibilité de 91 à 96%, ce qui est la performance la plus élevée de toutes les méthodes d'imagerie. L'utilisation de la spectroscopie est donc à intégrer dans l'avenir pour le diagnostic et le bilan d'extension des cancers de la prostate. Elle permettra également d'évaluer la réponse thérapeutique dans les différents types de traitement proposés [14] (Figure 9).

2. Fusion d'image

La superposition des images IRM & TDM, acquises chez un même patient permet d'améliorer la cartographie tumorale et une analyse du volume tumoral.

Au niveau vasculaire, elle permet de superposer une image de flux (en IRM) à celle des calcifications vasculaires (TDM sans injection). (Figure 10)

3. Lymphographie IRM avec injection IV d'USPIO

Malgré ses capacités d'analyse tissulaire supérieures à celles du scanner, l'IRM est encore incapable de faire la différence entre des ganglions normaux ou inflammatoires et des ganglions métastatiques.

De nouveaux produits de contraste spécifiques du système réticulo-endothélial à base de microparticules de fer (USPIO = ultrasmall superparamagnetic iron oxide) sont en développement et devraient améliorer ces résultats.

Injectées en IV, ces particules passent dans les espaces interstitiels puis sont transportées dans les ganglions lymphatiques. Une petite partie gagne les ganglions directement par le flux sanguin.

Le produit de contraste capté par les macrophages des ganglions normaux provoque une perte de signal, alors que le tissu métastatique qui ne possède plus la même capacité de phagocytose reste inchangé : ainsi, les ganglions bénins s'assombrissent alors que les ganglions tumoraux gardent la même intensité de signal lors de la deuxième IRM qui, compte tenu du temps de diffusion du produit, est réalisée 24h après l'injection d'USPIO.

Les USPIO ont été qualifiés de « produit de contraste négatif» car ils ne modifient pas les ganglions tumoraux (habituellement le produit de contraste rehausse les structures tumorales hypervascularisées) (Figure 11) .

La différenciation entre ganglions inflammatoires et ganglions tumoraux serait également possible, les premiers contenant des macrophages fonctionnels qui gardent la capacité de capter le produit [23].

Par ailleurs, l'injection étant faite en IV, la diffusion du produit se fait dans tout l'organisme, ce qui permet une analyse de tous les ganglions avec ce seul examen.

Les premiers résultats des évaluations cliniques montrent pour cette nouvelle technique de « lympho IRM » une tendance à augmenter la sensibilité, en particulier pour les ganglions suspects voisins de 1 cm. La valeur prédictive négative atteindrait 95 % [2, 3, 24].

D'autres études effectuées en cancérologie de la tête et du cou [21] ne montrent pas d'augmentation de la sensibilité, mais une meilleure spécificité.

La technique des USPIO qui met en évidence des modifications à l'échelon cellulaire, se heurte aux problèmes de la résolution spatiale nécessaire à la visualisation de structures de très petite taille; l'amélioration des techniques IRM (haut champ ...) permettra probablement d'améliorer la sensibilité de la lymphographie IRM par voie intraveineuse [9].

D'autres études sont nécessaires pour déterminer les indications cliniques de cette méthode et son rapport coût/bénéfice [3].

Une autre voie de recherche vise à utiliser ces produits en angio-IRM car leur séjour plus prolongé dans les vaisseaux permet d'avoir une période d'acquisition plus longue avec un bruit de fond plus faible [24] (Figure 12).

4. IRM ouverte

L'IRM a un certain nombre de caractéristiques qui encouragent à l'utiliser en imagerie interventionnelle :

- détection possible d'anomalies des tissus avant que leur forme ne soit modifiée

- informations sur la perfusion ou température tissulaires

- multiplicité des plans d'exploration

- indépendance vis à vis des interfaces (à la différence de l'échographie)

- absence d'irradiation

La technique avec les appareils classiques consiste à procéder par étapes successives, en introduisant une aiguille, contrôlant sa position, puis en la remobilisant, et à chaque fois en déplaçant le patient en dehors du tunnel d'examen.

Avec les nouveaux appareils « ouverts », l'examen peut être réalisé en temps réel, le médecin ayant un accès direct au patient pendant l'acquisition des images.

Les anneaux de l'IRM sont ouverts, horizontalement (« hamburger design») ou verticalement (« double doughnut design») [7].

Outre l'utilisation de matériels spécifiques non métalliques, ces procédures nécessitent d'être encore plus attentif au respect strict de consignes liées à l'utilisation d'un champ magnétique très puissant par l'ensemble de l'équipe médicale et para-médicale. Un trousseau de clés, un tournevis, un obus d'oxygène ( ! ) introduits dans la salle d'examen se transforment en projectiles qui peuvent blesser le personnel et le patient. (Figure 13)

5. IRM à très haut champ (3 Tesla)

Le parc mondial des IRM à 3T ne représente actuellement que 2%, et il s'agit quasi exclusivement d'appareils destinés à la neuroradiologie ou à la recherche (comme les 4 installés en France).

Tous les constructeurs ont présenté au RSNA de 2002 un IRM 3T corps entier d'application clinique. a) Ces très hauts champs apportent des avantages :*amélioration du rapport signal sur bruit permettant une meilleure résolution spatiale *augmentation des T1 des tissus *meilleur contraste en angiographie *meilleur contraste en IRM fonctionnelle *imagerie spectroscopique plus facilement réalisable b) Inconvénients*distorsions importantes et artefacts plus importants, *difficulté de produire un champ magnétique élevé et homogène sur un volume important, *confort du patient (diamètre interne de l'aimant inférieur à 60 cm), *plus grande difficulté de développement d'antennes corps entier adaptées au champ de 3 T .

Les IRM haut champ vont avoir des applications pour l'étude fonctionnelle et des métabolismes.

Leur développement est lié à des indications émergentes comme le vasculaire, le cardiaque, l'abdominal et l'IRM fonctionnelle mais également à un intérêt dans les pathologies ostéo-articulaires.

Cependant, jusqu'à ce jour, aucune autorisation en routine clinique d'un IRM 3T n'a été accordée en France.

IX. CONCLUSION

L'exploration des voies urinaires en IRM, a pu être qualifiée de « all in one » car elle apporte : *une exploration morphologique et fonctionnelle *des images dans les 3 plans de l'espace *une grande souplesse de réalisation *peu de contre-indications *l'absence d'irradiation

Les limites actuelles : *la résolution spatiale de l'Uro-IRM est encore inférieure à celle de l'UIV, mais des améliorations sont à attendre dans un proche avenir *le faible nombre d'imageurs performants (200 appareils en France en 2002 pour 1200 en Allemagne et 10 000 au Japon) *le coût de l'examen (300 à 380 euros) *c'est un examen de réalisation complexe, nécessitant une maîtrise de la technique et de la pathologie urologique. *la nécessité d'un patient coopérant

Le radiologue manipule une telle variété de plans de coupe et de séquences aux acronymes exotiques que cela devient déroutant pour le non spécialiste. Plus que pour d'autres explorations une communication des informations cliniques est indispensable pour que le radiologue puisse choisir les séquences appropriées.

Les prochaines améliorations technologiques attendues, en particulier en cancérologie, justifient de rester très attentifs aux évolutions de ce mode d'imagerie auquel les urologues sont encore peu familiers.

X. GLOSSAIRE

Fat-sat : saturation ou suppression de la graisse

Gadolinium : produit de contraste paramagnétique

HASTE : half Fourier acquisition single shot turbo spin echo

IRM : imagerie par résonance magnétique

MIP : maximum intensity projection

RARE : rapid acquisition with relaxation enhancement

SSFSE : single shot fast spin echo

TE : temps d'écho

TR : temps de répétition

USPIO : ultrasmall superparamagnetic iron oxide

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25. http://mrisafety.com : site américain très complet, mis à jour régulièrement, concernant tous les matériels médicaux et leurs compatibilités ou incompatibilités avec un examen par IRM