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Cartographie quantitative de la ventilation spécifique dans le poumon humain utilisant l’imagerie par résonance magnétique de proton et l’oxygène comme agent de contraste

Published: June 5, 2019 doi: 10.3791/59579
Automatic Translation
1, 2, 1, 1, 1
1Pulmonary Imaging Laboratory, Department of Medicine, University of California, San Diego, 2Pulmonary Imaging Laboratory, Department of Radiology, University of California, San Diego

Summary

L’imagerie de ventilation spécifique est une technique d’imagerie par résonance magnétique fonctionnelle qui permet de quantifier la ventilation spécifique régionale dans le poumon humain, en utilisant l’oxygène inhalé comme agent de contraste. Ici, nous présentons un protocole pour collecter et analyser des données spécifiques d’imagerie de ventilation.

Abstract

L’imagerie de ventilation spécifique (SVI) est une technique d’imagerie par résonance magnétique fonctionnelle capable de quantifier la ventilation spécifique ― le ratio du gaz frais entrant dans une région pulmonaire divisée par le volume expiratoire de la région ― dans le poumon humain, en utilisant seulement l’oxygène inhalé comme agent de contraste. La quantification régionale de la ventilation spécifique a le potentiel d’aider à identifier les zones de la fonction pulmonaire pathologique. L’oxygène en solution dans le tissu raccourcit le temps de relaxation longitudinal du tissu (T1), et donc un changement dans l’oxygénation tissulaire peut être détecté comme un changement dans le signal pondéré T1avec une récupération d’inversion image acquise. À la suite d’un changement brusque entre deux concentrations d’oxygène inspiré, la vitesse à laquelle le tissu pulmonaire à l’intérieur d’un voxel est équilibré à un nouvel état d’équilibre reflète la vitesse à laquelle le gaz résident est remplacé par du gaz inhalé. Ce taux est déterminé par une ventilation spécifique. Pour susciter ce changement soudain dans l’oxygénation, les sujets respirent alternativement 20-souffle blocs d’air (21% d’oxygène) et 100% d’oxygène dans le scanner d’IRM. Un changement progressif de la fraction d’oxygène inspirée est obtenu par l’utilisation d’un système de dérivation de débit imprimé en trois dimensions (3D) avec un commutateur manuel pendant une courte attente d’expiration expiratoire. Pour détecter la variation correspondante de T1, une impulsion d’inversion globale suivie d’une séquence d’écho de spin rapide à un seul coup a été utilisée pour acquérir des images pondérées en t1à deux dimensions dans un scanner IRM 1,5 t, à l’aide d’une bobine de torse à huit éléments. Une seule tranche et une imagerie à plusieurs tranches sont possibles, avec des paramètres d’imagerie légèrement différents. La quantification de la ventilation spécifique est obtenue en corréler le temps-cours de l’intensité du signal pour chaque voxel pulmonaire avec une bibliothèque de réponses simulées au stimulus air/oxygène. Les estimations de SVI de l’hétérogénéité spécifique de la ventilation ont été validées par rapport aux multiples lavées à l’haleine et ont prouvé avec précision l’hétérogénéité de la répartition spécifique de la ventilation.

Introduction

L’objectif global de l’imagerie de ventilation spécifique (SVI) ― une technique d’imagerie par résonance magnétique à protons (IRM) qui utilise l’oxygène comme agent de contraste1 ― est de cartographier quantitativement la ventilation spécifique dans le poumon humain. La ventilation spécifique est le rapport du gaz frais livré à une région pulmonaire dans une respiration divisée par le volume expiratoire final de la même région pulmonaire1. En conjonction avec les mesures de la densité pulmonaire locale, une ventilation spécifique peut être utilisée pour calculer la ventilation régionale2. Les mesures de l’hétérogénéité de la ventilation et de la ventilation locales qui sont fournies par le SVI ont le potentiel d’enrichir la compréhension de la façon dont les fonctions pulmonaires, normalement et anormalement3,4.

L’imagerie de ventilation spécifique est une extension du test de physiologie classique, le lavage à respiration multiple (MBW), une technique introduite pour la première fois dans les années 19505,6. Les deux techniques utilisent le Washin/washout de gaz pour mesurer l’hétérogénéité d’une ventilation spécifique, mais le SVI fournit des informations spatialement localisées tandis que MBW ne fournit que des mesures globales d’hétérogénéité. Dans MBW, un spectromètre de masse est utilisé pour mesurer la concentration expirée mélangée d’un gaz insoluble (azote, hélium, hexafluorure de soufre, etc.) sur de nombreuses respirations au cours d’un lavage de ce gaz, comme illustré à la figure 1. Avec le volume expiré par respiration pendant la période de lavage, cette information peut être utilisée pour calculer la distribution globale d’une ventilation spécifique dans le poumon. Dans SVI, un scanner d’IRM est utilisé pour mesurer le signal pondéré T1― qui est un substitut de la quantité d’oxygène en solution dans le tissu pulmonaire, un indicateur direct de la concentration locale d’oxygène ― dans chaque voxel pulmonaire sur de nombreuses respirations pendant plusieurs Washin/washouts d’oxygène. D’une manière qui est directement analogue à MBW, cette information nous permet de calculer la ventilation spécifique de chaque voxel pulmonaire. En d’autres termes, la technique effectue des milliers d’expériences de genre MBW parallèles, une pour chaque voxel, lors d’une expérience SVI. En effet, les cartes spatiales de ventilation spécifique ainsi produites peuvent être compilées pour récupérer l’hétérogénéité de ventilation spécifique de MBW. Une étude de validation7 a montré que les deux méthodologies produisaient des résultats comparables lorsqu’elles étaient exécutées en série sur les mêmes sujets.

Il existe d’autres modalités d’imagerie qui, comme le SVI, fournissent des mesures spatiales d’hétérogénéité de ventilation. Tomographie par émission de positrons (PET)8,9, tomodensitométrie à un seul photon (SPECT)10,11et IRM de gaz hyperpolarisée12,13 techniques ont été utilisées pour créer un corpus substantiel de littérature concernant le modèle spatial de ventilation chez les sujets sains et anormaux. En général, ces techniques ont au moins un avantage distinct par rapport au SVI, en ce que leur rapport signal/bruit est typiquement plus élevé. Cependant, chaque technique présente également un désavantage caractéristique: le PET et le SPECT impliquent une exposition aux rayonnements ionisants, et l’IRM hyperpolarisée nécessite l’utilisation d’un gaz hyperpolarisé hautement spécialisé et d’un scanner MR avec un matériel multinucléi non standard.

SVI, une technique de proton-IRM, utilise typiquement 1,5 Tesla MR matériel avec de l’oxygène inhalé comme un agent de contraste (les deux éléments sont facilement disponibles dans les soins de santé), ce qui rend potentiellement plus généralisables à l’environnement clinique. Le SVI tire parti du fait que l’oxygène raccourcit le temps de relaxation longitudinal (T1) des tissus pulmonaires1, ce qui à son tour se traduit par une modification de l’intensité du signal dans une image pondérée en T1. Ainsi, les changements dans la concentration de l’oxygène inspiré induisent un changement dans l’intensité du signal des images IRM correctement chronométrées. Le taux de ce changement à la suite d’un changement brusque de la concentration d’oxygène inspirée, généralement de l’air et de 100% d’oxygène, reflète la vitesse à laquelle le gaz résident est remplacé par le gaz inhalé. Ce taux de remplacement est déterminé par une ventilation spécifique.

Comme le SVI ne comporte aucun rayonnement ionisant, il n’a aucune contre-indication pour les études longitudinales et interventionnelles qui suivent les patients au fil du temps. Ainsi, il est idéalement adapté pour étudier la progression de la maladie ou évaluer la façon dont les patients individuels réagissent au traitement. En raison de sa facilité relative et de sa répétabilité sûre, l’imagerie de ventilation spécifique est, en général, une technique idéale pour ceux qui souhaitent étudier de grands effets et/ou un grand nombre de personnes dans le temps ou dans plusieurs endroits cliniques différents.

Suite à la publication originale décrivant la technique1, l’imagerie de ventilation spécifique (SVI) a été utilisée dans des études axées sur l’effet de la perfusion saline rapide, de la posture, de l’exercice et de la bronchoconstriction2,3 , le 4 , le 14 , 15. la capacité de la technique à estimer l’hétérogénéité pulmonaire totale de la ventilation spécifique a été validée en utilisant le test de lavage à respiration multiple bien établi7 et plus récemment, une validation croisée régionale a été réalisée, par Comparaison de l’imagerie de ventilation spécifique au gaz à respiration multiple SVI et hyperpolarisée16. Cette technique fiable et facilement déployable, capable de cartographier quantitativement la ventilation spécifique dans le poumon humain, a le potentiel de contribuer significativement à la détection précoce et au diagnostic des maladies respiratoires. Il présente également de nouvelles possibilités de quantifier les anomalies pulmonaires régionales et de suivre les changements induits par le traitement. Ces changements dans la fonction pulmonaire spécifique à la région, que SVI nous permet de mesurer pour la première fois, ont le potentiel de devenir des biomarqueurs pour évaluer l’impact des médicaments et des thérapies inhalées, et pourrait être un outil extrêmement utile dans les essais cliniques.

Le but de cet article est de présenter la méthodologie de l’imagerie de ventilation spécifique en détail et sous une forme visuelle, contribuant ainsi à la diffusion de la technique à plus de centres.

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Protocol

Le programme de protection de la recherche humaine de l’Université de Californie, San Diego a approuvé ce protocole.

1. sécurité et formation des sujets

  1. Obtenir le consentement écrit et éclairé du sujet. Décrivez les risques potentiels présentés par l’exposition à des champs magnétiques en évolution rapide, et l’inconfort potentiel de l’utilisation du masque facial et de la respiration des gaz secs.
  2. Assurez-vous que le sujet peut subir un balayage MR en toute sécurité, en utilisant le questionnaire de dépistage de la sécurité IRM approuvé localement.
  3. Si le sujet est une femme en âge de procréer, et incertain de son statut de grossesse, demandez-lui d’administrer un test de grossesse en vente libre. Si le sujet est enceinte, exclure le sujet du reste de l’étude.
  4. Mesurez le poids du sujet. Les paramètres de sécurité du scanner qui limitent la quantité d’énergie de radiofréquence (RF) livrée au sujet exigent l’entrée de cette caractéristique. Vérifiez que le poids du sujet est inférieur à la limite de poids maximale de la table d’IRM (dans ce cas, 136 kg).
  5. Entraînez le sujet à respirer dans le temps avec la séquence de balayage MR. De préférence, lisez un enregistrement audio d’une analyse précédente et demandez au sujet de respirer normalement et terminez un souffle tous les 5 s, en utilisant les signaux audio du scanner comme guide; respirer en même temps que le sujet à des fins de formation.
  6. Déterminez la taille du masque (tailles allant de petite à extra-large [XL]) qui correspond le mieux au sujet en mesurant les dimensions de nez à menton du sujet. Un masque de taille appropriée s’adaptera confortablement encore empêchera l’air de fuir entre le masque et la peau du sujet à tout moment. Essayez d’autres tailles si nécessaire.
  7. Vérifiez que les poches et les vêtements du sujet sont exempts de cartes de crédit magnétiques et de pièces métalliques contenant du fer. Si nécessaire, faire changer le sujet dans la blouse médicale fournie par l’installation d’IRM.
    Remarque: Le métal peut être dangereux dans l’environnement d’IRM, et les objets métalliques tels que les clips (généralement dans les soutiens-gorge), les bagues en métal (soutiens-gorge et Sweats à capuche), les boutons en métal ou les fermetures éclair (chemises, chandails), les extensions de cheveux et les perruques ont le potentiel de créer des artefacts d’imagerie.

2. préparation de l’environnement IRM

  1. N’autorisez le personnel formé à la sécurité IRM qu’aux normes de l’installation d’imagerie à pénétrer dans la salle du scanner ou à participer à l’exécution de cette expérience.
  2. Configurez le scanner MR pour l’utiliser avec une bobine de torse en connectant la bobine au connecteur approprié dans la table du scanner.
  3. Préparez la table du scanner avec des draps, des tampons et des oreillers pour que le sujet soit à l’aise pendant au moins 30 min pendant l’imagerie.
  4. Assembler le système de distribution d’oxygène.
    Remarque:     un schéma schématique de la tubulure est présenté à la figure 2.
    1. Placez une vanne de commutation à deux ou trois voies à portée de l’opérateur du scanneur ou de la personne effectuant l’expérience SVI.
    2. Raccordez soit le réservoir d’oxygène médical (à l’extérieur de la salle du scanner), soit l’alimentation de la paroi d’oxygène (si disponible) à une entrée de la vanne de commutation à l’aide d’un tube en plastique de 1/4 de pouce.
    3. Raccorder la sortie de la vanne de commutation située dans la salle de commande à la tubulure de 8 m (longueur suffisante pour le scanneur) 1/4-inch en plastique. Faire passer le tube à travers le passage, de la salle de contrôle à la salle du scanner, et s’assurer qu’il atteindra le milieu de l’alésage du scanneur.
      Remarque: Le tube en plastique reliant la sortie de la vanne de commutation au masque de dérivation de débit comprenait une étape de diamètre dans les 2 derniers m, de 1/4 pouce à 3/8 pouce à 1/2 pouce, afin de diminuer le bruit produit par l’air circulant dans le système de dérivation de débit.
    4. Raccordez l’extrémité de la tubulure de 1/2 pouce à la pièce jointe du masque de dérivation de débit.
    5. Fixez l’accessoire de dérivation de débit au masque qui correspond au sujet.
    6. Réglez la pression sur le régulateur du réservoir de gaz ou de la prise murale sur une valeur qui produit un débit d’oxygène supérieur au débit inspiratoire maximal attendu. La pression nécessaire dépend de la nature de l’étude (repos, exercice, etc.) et de la résistance globale du système de distribution de gaz (typiquement ~ 70 psi pour le système de livraison décrit à l’étape 2.4.3 pour les études au repos).
    7. Testez la vanne de commutation en activant le débit d’oxygène, en veillant à ce qu’un écoulement adéquat soit présent à la sortie de l’accessoire de dérivation de débit et qu’aucune fuite ne soit présente dans le tube en plastique.

3. instrumenter et préparer le sujet pour l’imagerie

  1. Que le sujet se trouve sur la table IRM. Assurez-vous que le haut de l’élément de la bobine inférieure fournit une couverture adéquate des apex pulmonaires, en veillant à ce que le haut de l’élément de la bobine inférieure soit plus élevé que les épaules du sujet.
  2. Demandez au sujet d’insérer des bouchons d’oreille et vérifiez que le son est bloqué.
  3. Collez la boule de compression (ou un autre mécanisme de sécurité) au poignet du sujet afin qu’il puisse être facilement accessible.
  4. Fixez le masque et le système de dérivation de flux au visage du sujet. Occlure brièvement le côté expiratoire de l’attachement de dérivation de débit et demandez au sujet de tenter une inspiration normale et l’expiration pour vérifier les fuites.
  5. Placez le sujet dans le scanneur, en utilisant l’outil de centrage de lumière pour vous assurer que la bobine du torse occupe le centre de l’alésage.
  6. Raccordez la ligne de dérivation de débit à la fixation du masque de dérivation imprimée en 3D à l’aide de l’écrou en laiton étanche à l’entrée.

4. imagerie IRM

  1. Sélectionnez l’emplacement anatomique des tranches d’imagerie.
    1. Procurez-vous une séquence d’alignement pour obtenir une carte anatomique qui servira à prescrire le reste de l’examen.
    2. Sélectionnez jusqu’à 4 tranches de poumon sagittal à étudier en cliquant et en faisant glisser la tranche d’imagerie à l’emplacement désiré à l’aide de l’interface utilisateur graphique du scanneur. En règle générale, le champ de vision est réglé sur 40 x 40 cm et l’épaisseur de tranche à 1,5 cm. Sélectionnez des tranches centrées dans le champ pulmonaire ciblant la région d’intérêt pour l’étude, minimisant généralement l’intrusion de grands vaisseaux pulmonaires en milieu et la paroi thoracique latéralement à maximiser le volume pulmonaire échantillonné.
      Remarque: La sélection de tranches peut être effectuée dans n’importe quel plan; jusqu’à 4 tranches peuvent être sélectionnées. Aux fins de démonstration, une tranche sera acquise.
    3. Notez l’emplacement des tranches d’imagerie par rapport à l’emplacement de la colonne vertébrale de sorte que le même volume puisse être réimagé pour des études longitudinales.
  2. Imagerie de ventilation spécifique
    Remarque:     une liste de paramètres IRM typiques est présentée dans le tableau 1.
    1. Réglez le temps d’inversion dans l’ordinateur MR pour la tranche la plus médiale à 1 100 ms pour maximiser le contraste air-oxygène17.
    2. Définissez les paramètres d’acquisition (tableau 1) pour l’acquisition d’images. Pour l’acquisition de tranches multiples, chaque tranche supplémentaire est acquise après la première, à des intervalles de 235 ms (1 335 ms, 1 570 ms, 1 805 ms).
      Remarque: Après l’impulsion de récupération d’inversion et un intervalle de temps (décrit par le temps d’inversion), chaque image de tranche est acquise à l’aide d’un spin-Echo de demi-Fourier à un seul coup Turbo (hâte), à 128 x 128 résolution (70-lignes de k-Space échantillonnées); les images sont reconstruites à 256 x 256 résolution.
    3. Réglez le nombre de répétitions à 220 et le temps de répétition (TR) à 5 s. Cela se traduira par la répétition 4.2.1 et 4.2.2 pour un total de 220 respirations consécutives, 5 s à part. Demandez au sujet de se faire volontairement la respiration dans le temps avec l’acquisition d’image.
      Remarque: Les images sont acquises à la fin d’une expiration normale dans une courte interruption volontaire de respiration à la capacité résiduelle fonctionnelle (FRC). Il est important qu’un volume pulmonaire similaire soit atteint uniformément au cours de chacune de ces acquisitions consécutives.
    4. Surveillez la cohérence du volume pulmonaire du sujet (expiration finale) lors des acquisitions ultérieures et fournissez des commentaires pour améliorer la qualité si nécessaire. Augmenter TR (intervalle de temps entre les acquisitions successives) si le sujet trouve difficile d’atteindre un volume pulmonaire cohérent tous les 5 s.
    5. Changez le mélange de gaz inspiré du sujet toutes les 20 respirations (pendant la prise d’haleine d’acquisition pour le confort du sujet), alternant entre l’air de la pièce et l’oxygène médical. Notez quand les interrupteurs se sont produits, et les intervalles pendant lesquels le sujet respirait chaque gaz. Laisser le sujet à respirer 100% d’oxygène pour 40 respirations consécutives à un moment donné de l’expérience (généralement des respirations 20-60 ou 180-220) pour augmenter la sensibilité aux régions pulmonaires à faible ventilation.
    6. Vérifier régulièrement la fréquence cardiaque (40 − 80 pour les sujets normaux au repos) et la saturation en oxygène (typiquement 98 − 100%) en regardant l’oxymètre de pouls (figure 2); les écarts par rapport à la norme peuvent signaler la détresse ou l’anxiété.
    7. Parlez fréquemment au sujet en appuyant sur le bouton Push-to-Talk du clavier du scanneur, en donnant régulièrement des mises à jour du temps restant.
    8. Après le souffle 220, l’imagerie est terminée. Retournez le sujet à l’air de la pièce et retirez-le du scanner.

5. création d’une carte de ventilation spécifique à partir d’une série temporelle d’images

  1. Vérifiez qu’une pile de 220 images MR consécutives pour chaque tranche pulmonaire a été acquise.
  2. Importez les images à enregistrer dans le logiciel d’analyse d’image (par exemple, MATLAB).
  3. Parmi les 220 images, choisissez, par inspection visuelle de la pile d’images entière, pour chaque tranche qui représente le mieux la capacité résiduelle fonctionnelle. La capacité résiduelle fonctionnelle est identifiée comme le «mode» des volumes pulmonaires dans la pile.
  4. En utilisant l’image "mode" comme référence, utilisez l’enregistrement projective ou affine pour enregistrer toutes les images dans la référence fonctionnelle de la capacité résiduelle.
    Remarque: L’enregistrement est généralement effectué à l’aide d’un algorithme développé dans la maison18 ou un algorithme de point le plus proche itératif de bootstrap généralisé-Dual public-available (gdb-ICP19).
  5. Utilisez la sortie de l’algorithme d’enregistrement pour calculer le changement de zone de chaque image. Jetez les images dont l’étape d’enregistrement a exigé > 10% de zone changent de la pile d’image, et traitez-les comme données manquantes20.
  6. Quantifier la ventilation spécifique dans le poumon de la pile enregistrée en utilisant un algorithme développé dans la maison1,7. Effectuer la quantification en comparant la réponse temporelle de chaque voxel à la série de lavage et de lavage à l’oxygène consécutive, à une bibliothèque de 50 réponses simulées, sans bruit, correspondant à des ventilations spécifiques allant de 0,01 à 10, par incréments de 15%. Chaque voxel se voit attribuer une valeur de ventilation spécifique correspondant à la ventilation spécifique de l’idéal simulé présentant une corrélation maximale avec les séries chronologiques de chaque voxel, comme présenté à l’origine dans1.
  7. La sortie de l’étape précédente est une carte de ventilation spécifique. Créer un histogramme de la distribution, et calculer la largeur de la distribution de ventilation spécifique, une mesure de l’hétérogénéité de ventilation spécifique, indépendamment du volume de marée.

6. combiner des cartes de ventilation et de densité spécifiques pour calculer la ventilation alvéolaire régionale

  1. En plus de la SVI, acquérir des images de densité de protons du poumon21, comme décrit dans une étude précédente22 (sections 4,4 et 5,1 dans la référence22). Obtenir les images de densité de protons dans la ou les mêmes tranches pulmonaires, au même volume pulmonaire (FRC, fin d’une expiration normale); Réglez la résolution sur 64 x 64, ce qui correspond à une taille de voxel de ~ 6,3 mm x 6,3 mm x 15 mm (~ 0,6 cm3).
  2. Alignez les images spécifiques de ventilation et de densité de protons.
    1. Lisser à la fois les images spécifiques de ventilation et de densité de protons à l’aide d’un filtre gaussien d’une taille de noyau de ~ 1 cm3.
    2. Effectuer un enregistrement rigide (translation et rotation) entre la carte de ventilation spécifique et la carte de densité à l’aide d’un algorithme basé sur l’information mutuelle.
  3. Calculez la ventilation alvéolaire à partir de données de ventilation spécifiques co-enregistrées et de densité de protons.
    1. Calculer une carte de (1-densité), qui est la fraction de l’air dans le volume échantillonné à la fin d’une expiration normale, en supposant que le poumon est composé d’air et de tissus et que la densité tissulaire est ~ 1 g/cm3.
    2. Calculez une carte de ventilation régionale en tant que produit (1-Density) x SV (unités naturelles). Multiplier ce produit par le volume d’un voxel (ou d’une autre région d’intérêt) et la fréquence respiratoire (imposée, typiquement 12 respirations/min), pour obtenir une carte de ventilation dans les unités plus familières de ml/min.
      Remarque: Pour chaque région pulmonaire, SV = ΔV/V0 et (1 – densité) ≈ v0. Ainsi, le produit (1-Density) x SV = ventilation régionale, exprimée en unités naturelles.

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Representative Results

Une seule tranche de SVI dans un sujet sain
L’imagerie de ventilation spécifique produit des cartes quantitatives de ventilation spécifique, comme le montre la figure 3A, qui représente une seule tranche dans le poumon droit d’une femelle en bonne santé de 39 ans. Noter la présence du gradient vertical attendu dans une ventilation spécifique; la portion dépendante du poumon présente une ventilation spécifique plus élevée que la portion non dépendante du poumon. Un histogramme des valeurs de ventilation spécifiques mappées est présenté (figure 3b, cercles remplis) ainsi qu’une fonction de distribution de probabilité log-normale de meilleure qualité (ligne pointillée). La largeur de la distribution du meilleur ajustement peut être utilisée comme mesure d’hétérogénéité de ventilation spécifique7, 23. La figure 1 montre un lavage à respiration multiple acquis dans le même sujet, dans la même posture. La figure 1a montre l’enregistrement temporel de la concentration d’azote mesurée à la bouche après un passage de l’air inspiré à 100% d’oxygène inspiré. La figure 1b présente la répartition de la ventilation spécifique, estimée à partir du lavage. Pour les deux SVI et MBW, la variable pertinente est la largeur de la distribution, mesurée ici par la largeur d’une distribution normale de log ajustée aux données (ligne pointillée), a été trouvée à 0,41, en utilisant SVI et 0,42 en utilisant MBW dans la plage normale saine. La validation de l’hétérogénéité de ventilation spécifique estimée par SVI par comparaison avec MBW a été réalisée chez 10 sujets et la différence entre les techniques a été jugée plus faible que la variabilité inter-test MBW7. Une comparaison spatiale avec une imagerie de ventilation spécifique au gaz hyperpolarisé à respiration multiple16 a également montré des estimations de groupe fiables d’hétérogénéité de ventilation spécifique (la largeur de la répartition spécifique de la ventilation sur les 8 sujets étudiés ont été 0,28 ± 0,08 et 0,27 ± 0,10 pour l’hyperpolarisation 3HE et l’imagerie de ventilation spécifique, respectivement), malgré une variabilité intra-sujet plus élevée que prévu (l’écart type des différences de largeur individuelles était de 0,13)16.

Des cartes de ventilation spécifiques peuvent également être utilisées en conjonction avec des cartes de densité pulmonaire pour calculer la ventilation alvéolaire régionale. Pour générer des cartes de ventilation alvéolaire, des images spécifiques de ventilation et de densité doivent être spatialement lissée pour minimiser les éventuels mauvais alignements mineurs entre les deux modalités.

Réponse au défi de la méthacholine dans un sujet asthmatique
Le SVI peut être utilisé pour mesurer les réponses à l’échelle pulmonaire et régionale à des interventions telles que l’exercice4, la posture2ou le médicament3. À titre d’exemple, la figure 4 représente les cartes à une seule tranche du poumon d’un sujet femelle asthmatique doux à l’inclusion (figure 4a), suite à une bronchoconstriction avec la méthacholine (figure 4b), et après une récupération assistée par l’albutérol ( Figure 4C). Notez l’hétérogénéité de ventilation spécifique accrue au cours de l’événement d’asthme induit, et la présence de grandes taches de peu ou pas de ventilation spécifique (régions bleu foncé dans la portion dépendante du poumon). Notez également que la ventilation a augmenté paradoxalement dans certaines régions pendant la bronchoconstriction (régions vert-rouge).

SVI à plusieurs tranches
Jusqu’à six tranches de poumon de 15 mm (typiquement quatre) contiguës peuvent être imagées simultanément avec le SVI. La figure 5 représente quatre tranches de poumon droit contiguë, couvrant ~ 70% du poumon droit, chez un sujet mâle asthmatique modéré qui avait été retiré de ses médicaments contre l’asthme pendant 24 heures.

Carte de ventilation
Si l’information sur la densité pulmonaire a été acquise dans la même tranche et que la fréquence respiratoire est connue, une carte de ventilation entièrement quantitative peut être calculée en unités de mL/min/mL. Un exemple de carte de ventilation est illustré à la figure 6.

Figure 1
Figure 1: lavage à respiration multiple. (A) traçage typique de MBW montrant la concentration d’azote (N2) expirée (en haut) et le volume de marée (en bas) au fil du temps (secondes, s). Les données ont été acquises dans la posture décubitus dorsal; le sujet était une femme saine de 39 ans. (B) histogramme illustrant la répartition de la ventilation spécifique (SV) calculée à partir de l’expérience MBW selon la méthode proposée par Lewis et coll.23 (ligne solide). La ligne pointillée représente le log (gaussien) le mieux adapté à la distribution de ventilation spécifique. L’hétérogénéité de la ventilation spécifique, le résultat clé, est mesurée comme la largeur de la meilleure distribution d’ajustement, dans ce cas 0,42. Ce chiffre a été réimprimé avec la permission de la référence7. S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Figure 2
Figure 2: schéma du système de plomberie et de l’instrumentation. L’imagerie de ventilation spécifique nécessite 100% d’oxygène médical, soit à partir d’un réservoir de gaz comprimé (tel que dessiné) ou d’une prise murale. La source d’oxygène est reliée à une vanne de commutation (salle de commande), qui à son tour est connectée, par le biais du passage de l’IRM, au système de dérivation de débit imprimé en 3D24, attaché à un masque (salle du scanner). Le côté gauche du dessin correspond à la salle de contrôle IRM, le côté droit de la salle du scanner. Le tube en plastique reliant le réservoir à l’interrupteur est 1/4 pouce de diamètre. Le tube de la sortie de la vanne de commutation au système de dérivation de débit est également 1/4. Les derniers 2m incluent un pas en haut de diamètre, de 1/4 pouce à 3/8 pouce, puis à 1/2 pouce, afin de diminuer le bruit produit par le débit de l’air24. Un oxymètre de pouls est utilisé pour surveiller les niveaux de fréquence cardiaque (HR) et de saturation en oxygène (SAT) du sujet. S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Figure 3
Figure 3: imagerie de ventilation spécifique. (A) carte typique de ventilation spécifique (couleur), superposée sur une image anatomique d’IRM du même sujet de décubitus dorsal (échelle de gris). La ventilation spécifique varie de très faibles valeurs (bleues) à SV = 1,0 (rouge). Le sujet, un bénévole sain de 39 ans (même sujet que dans la figure 1) a été imagé dans la posture décubitus dorsal. Notez le gradient vertical dans une ventilation spécifique. Un fantôme de caractéristique MR connu utilisé pour l’étalonnage de la densité absolue a été placé dans la paroi thoracique antérieure. Les Phantoms ne sont pas requis pour la quantification SVI. (B) histogramme de la répartition de la ventilation spécifique (cercles remplis) compilé à partir de la carte de ventilation spécifique. La largeur de la distribution représente l’hétérogénéité de la ventilation spécifique dans la tranche pulmonaire étudiée. Dans cet exemple, la distribution est unimodale et la largeur de la distribution ajustée gaussienne du journal (ligne pointillée) était 0,41; Ceci est comparable à la distribution de ventilation spécifique aux poumons de MBW présentée dans la figure 1b, pour le même sujet et la même posture, où la largeur de la distribution) était de 0,42. S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Figure 4
Figure 4: les cartes de bronchoconstriction et de bronchodilatation dans un asthmatique doux. Ventilation spécifique mesurée chez un sujet asthmatique doux (femelle, 24 ans) à l’inclusion (a), après inhalation de 1 mg/ml de méthacholine (B) et après inhalation d’Albuterol (C). Notez les changements significatifs dans la distribution de la ventilation spécifique après l’induction d’un événement semblable à l’asthme à l’aide de la méthacholine (Panel B), avec de grandes régions du poumon dépendant montrant une ventilation spécifique très faible. Notez également la récupération après l’administration de bronchodilatateur (Panel C). Comme dans la figure 3, les cartes de ventilation spécifiques ont été superposées dans une IRM anatomique. La largeur de la distribution de ventilation spécifique était de 0,31 à l’inclusion, 0,94 post-méthacholine et 0,28 post-Albuterol. S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Figure 5
Figure 5: carte de ventilation spécifique à plusieurs tranches dans un asthmatique modéré après le sevrage du médicament 24 h. Carte de ventilation spécifique de 4 tranches de poumon contiguës dans le poumon droit, acquise chez un homme âgé de 25 ans asthmatique modéré après 24 h de sevrage des médicaments quotidiens contre l’asthme. Les 4 tranches montrées couvrent ~ 70% du poumon droit du sujet. Les régions de faible ventilation spécifique (bleu foncé) sont présentes dans toutes les tranches. À l’inclusion, la FEV1 était estimée à 84%. Après 24 h de sevrage des médicaments quotidiens, le FEV1 de ce sujet était de 69% des prévisions; post-imagerie, le sujet a utilisé son inhalateur de sauvetage et FEV1 récupéré à 83% des prévisions. S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Figure 6
Figure 6: exemple de carte de ventilation montrant la ventilation (ml/min/mL) acquise chez un sujet mâle sain de 27 ans. Les cartes de ventilation ont été générées comme décrit dans la section 6, en utilisant une carte SV avec une carte de densité de protons du poumon dans la même tranche. Dans cet exemple, le SV et les cartes de densité ont été lissée à l’aide d’un noyau gaussien log avec une pleine largeur à moitié maximum de 5 voxels, entraînant une échelle spatiale de ~ 0,64 cm2 dans le plan. S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Paramètres IRM Svi Notes
Temps d’écho (TE) 21,6 ms (tranche simple)
18,2 ms (multi Slice)
Temps de répétition (TR) 5 s Toute valeur > 4 s
Ajustement pour le confort du patient
Temps d’inversion (TI) 1,100 s (tranche simple) Pour tranche multiple, TI de tranche n
1,100, 1,335, 1,570, 1,805 s (4 tranches) TI (n) = 1.100 s + 0.235 * (n-1)
matrice 256 x 128 (tranche simple)
128 x 128 (multi-tranche)
Champ de vision 40 cm 32-44 cm
largeur 125 kHz

Tableau 1: liste des paramètres IRM typiques utilisés pour l’acquisition d’une imagerie de ventilation spécifique.

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Discussion

L’imagerie de ventilation spécifique permet la cartographie quantitative de la répartition spatiale de la ventilation spécifique dans le poumon humain. Des alternatives à la SVI existent mais sont limitées d’une manière ou d’une autres: le lavage à respiration multiple fournit une mesure d’hétérogénéité mais manque d’information spatiale23. Des méthodes d’imagerie alternatives exposent les patients à des rayonnements ionisants (p. ex. SPECT, PET, CT, scintigraphie gamma) ou ne sont pas largement disponibles (imagerie de gaz hyperpolarisée utilisant l’IRM). L’imagerie de ventilation spécifique fournit des informations spatiales et peut être effectuée à l’aide d’un scanner clinique standard et de l’oxygène inhalé comme source de contraste, et peut donc être traduite dans presque tous les paramètres de recherche clinique. Le fait que le SVI n’exige pas l’utilisation d’agents de rayonnement ou de contraste le rend bien adapté aux études répétées ou longitudinales qui évaluent quantitativement les réponses régionales aux médicaments, aux thérapies ou aux interventions. Ce type d’information quantitative régionale sur l’impact du traitement peut être particulièrement utile dans le contexte de la délivrance de médicaments inhalés.

Les inconvénients de SVI sont qu’il a un rapport signal-bruit relativement faible (typiquement 4-7), il faut ~ 18 minutes pour acquérir et qu’il est un peu laborieux pour le sujet et l’analyste de données. La formation des sujets est essentielle pour l’acquisition de données de ventilation spécifiques fiables. Le sujet est généralement formé, en utilisant une bande sonore enregistrée des bruits du scanner, avant la session d’imagerie, afin qu’il ou elle puisse atteindre un volume reproductible (FRC) pour chacune des 220 images de maintien respiratoire. Idéalement, ceci est réalisé tout en respirant à un volume de marée normal et confortable sans hyperventilation. Les suspensions d’haleine imprécises doivent être comptabilisées dans le post-traitement par l’analyste de données, qui doit utiliser le logiciel d’enregistrement d’image pour tenir compte des différences dans le volume pulmonaire (section 5,3 ci-dessus).

Depuis la publication originale de la technique1, SVI a subi une modification pour rationaliser sa mise en œuvre. Un système de dérivation de débit compatible MR en 3D24 permet une commutation quasi instantanée entre la livraison de l’air de la pièce et l’oxygène au sujet. Ce système diminue sensiblement la complexité de la configuration originale, qui ressemblait à la configuration de distribution de gaz décrite précédemment dans un document JoVE relatif à l’imagerie de perfusion22. Ceci, ainsi que le développement continu des techniques d’acquisition de la respiration libre, rendra la technique plus proche de l’applicabilité de la recherche clinique.

Comme présenté ici, SVI a 2 principales limitations: 1) les quatre tranches (typiquement) du poumon droit qui sont acquises ne représentent que ~ 70% du poumon droit-dans sa mise en œuvre actuelle, pas plus de six tranches peuvent être acquises à 1,5 T en raison de dépôts RF conduisant à des tissus, il naires le chauffage tissulaire augmente à des intensités de champ plus élevées, limitant encore l’acquisition multi-tranche à 3T; et 2) SVI prend ~ 18 minutes pour acquérir, et donc la carte de ventilation spécifique reflète la ventilation spécifique en moyenne temporelle de chaque voxel au cours de cet intervalle.

Cependant, la couverture pulmonaire complète peut être obtenue en répétant la procédure ou en dégradant la résolution spatiale, et le temps de balayage peut être réduit au détriment de la précision dans la quantification de ventilation spécifique. La technique est, en général, polyvalente et différents compromis d’acquisition sont possibles, chacun optimal pour différentes applications. Par exemple, dans une étude sur la récupération dynamique à partir d’un événement d’asthme25, les données SVI ont été analysées à une résolution temporelle plus élevée (~ 7 min contre ~ 18 min) et la même résolution spatiale, au coût d’une augmentation de ~ 30% de l’incertitude de ventilation spécifique (estimation des simulations de Monte Carlo). Une récente étude de modélisation26 visait à quantifier l’impact de plusieurs limitations mineures de la technique SVI, à savoir 1) que le volume imagé n’englobe pas l’ensemble du poumon droit, 2) que les petits désalissements entre les images successives peuvent exister même après enregistrement, et 3) que les veines pulmonaires, en transportant le sang d’ailleurs dans le poumon dans une région imagée, peuvent ajouter un signal de confusion qui reflète la ventilation dans la région où ce sang a été initialement oxygéné et non dans la région dans laquelle il est image. L’étude26 a révélé que 1) chez les sujets sains, une image à une seule tranche (qui ne comprend que 8% du poumon total) évalue le gradient vertical de ventilation spécifique dans 10% de sa valeur réelle, 2) analyse SVI effectuée sur des données modélisées de façon ponctuelle mal alignées, en moyenne, de 9% (scénario le plus défavorable, aggravée par la non-élimination des images avec des désalignements > 10%) a entraîné une sous-estimation de ~ 20% de la ventilation spécifique moyenne, une sous-estimation probablement entraînée par le fait que le mélange d’unités d’équilibration rapides et lentes résultera vraisemblablement en un biais vers les plus lents, les faibles ventilations spécifiques, et 3) la veineuse pulmonaire signal conduit à une surestimation systématique de la ventilation spécifique de moins de 10%.

La capacité de produire des images fonctionnelles du poumon humain-par opposition à la fonction infrosive des changements anatomiques-a le potentiel de contribuer au diagnostic précoce et d’augmenter la compréhension du poumon dans la santé et la maladie. En particulier, la capacité de produire des cartes régionales reproductibles et quantitatives de ventilation permet des études longitudinales sur la progression de la maladie et permet de quantifier l’effet des interventions, comme les médicaments contre l’asthme inhalés. En combinant l’imagerie de ventilation spécifique avec deux techniques d’IRM pour mesurer la densité pulmonaire21 et la perfusion pulmonaire (précédemment présentée dans ce journal22), des cartes du rapport ventilation-perfusion dans la santé et la maladie peuvent être générées 2. comme la non-concordance entre la ventilation et la perfusion est une cause majeure d’hypoxie et d’hypercapnie, des informations régionales sur le rapport de perfusion de ventilation dans la santé et la maladie peuvent fournir un aperçu supplémentaire sur l’impact de la maladie pulmonaire.

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Disclosures

Les auteurs n’ont rien à divulguer.

Acknowledgments

Ce travail a été appuyé par l’Institut national de cardiologie, de poumon et de sang (NHLBI) (subventions R01 HL-080203, R01 HL-081171, R01 HL-104118 et R01-HL119263) et l’Institut national de recherche biomédicale spatiale (subvention nationale de l’aéronautique et de l’espace NCC 9-58). E.T. Geier a été soutenue par NHLBI Grant HL127980.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
3D-printed flow bypass system
Face mask Hans Rudolph 7400 series Oro-nasal mask, different sizes
Gas/oxygen regulator
Mask head set Hans Rudolph 7400 compatible head set
Matlab Mathworks analysis software developed locally
Medical oxygen Air Liquide/Linde Oxygen to be delivered to the subject
MRI GE healthcare 1.5 T GE HDx Excite twin-speed scanner
Plastic tubing ¼”, 3/8” and 1/2” tubing and connectors
Pulse oximeter Nonin 7500 FO (MR compatible)
Switch valve
Torso coil GE healthcare High gain torso coil for GE scanner

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References

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Médecine numéro 148 respiration poumon ventilation spécifique imagerie par résonance magnétique fonctionnelle imagerie par résonance magnétique renforcée à l’oxygène ventilation
Cartographie quantitative de la ventilation spécifique dans le poumon humain utilisant l’imagerie par résonance magnétique de proton et l’oxygène comme agent de contraste
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