L'IRM DE DIFFUSION DANS LA CARACTERISATION DES LESIONS HEPATIQUES FOCALES : EXPERIENCE DU CHU DE FES

Transcription

1 ROYAUME DU MAROC UNIVERSITE SIDI MOHAMMED BENABDELLAH FACULTE DE MEDECINE ET DE PHARMACIE FES UNIVERSITESIDI MOHAMMED BEN ABDELLAH FES L'IRM DE DIFFUSION DANS LA CARACTERISATION DES LESIONS HEPATIQUES FOCALES : EXPERIENCE DU CHU DE FES MEMOIRE PRESENTE PAR : Docteur AIT OUSSOUS SIHAM Née le 24 Aout 1982 àagadir POUR L'OBTENTION DU DIPLOME DE SPECIALITE EN MEDECINE OPTION :RADIOLOGIE Sous la direction de : Professeur TIZNITI SIHAM Juin 2012

2 SOMMAIRE INTRODUCTION 4 RAPPEL SUR L IMAGERIE DE DIFFUSION....5 I. Principe.6 II. Séquences de diffusion pour l exploration hépatique...10 III. Les autres séquences de l IRM hépatique PATIENTS ET METHODE I. Patients II. IRM III. Analyse des images Analyse qualitative Qualité des séquences Intensité du signal Analyse quantitative Mesure des valeurs d ADC moyen au sein des lésions focales hépatiques le diagnostic final Analyse statistique.25 RESULTATS.27 DISCUSSION 41 CONCLUSION.51 BIBLIOGRAPHIE.54 1

3 INTRODUCTION 2

4 L imagerie par résonance magnétique (IRM) occupe une place importante dans l exploration des pathologies hépatiques en raison de sa haute résolution en contraste, sa totale innocuité et la possibilité d obtenir la combinaison d informations morphologiques et fonctionnelles [1]. L imagerie de diffusion fait partie des nouvelles méthodes d imagerie fonctionnelle qui se sont développées en complément des séquences morphologiques. Son application clinique initiale a été décrite en neuroradiologie pour la détection de la pathologie ischémique cérébrale. Elle connaît maintenant des applications dans de nombreux organes abdominaux et pelviens dont le foie. La lecture se base sur une analyse qualitative (intensité du signal) et quantitative (calcul du coefficient de diffusion apparent : ADC) de la diffusion tissulaire, et elle ne nécessite pas d injection de chélates de gadolinium, et peut donc être réalisée chez les patients présentant des contre-indications à l injection de produits de contraste (patients insuffisants rénaux sévères à risque de fibrose néphrogénique systémique, patientes enceintes) [2, 3]. Plusieurs avancées technologiques récentes ont permis d améliorer la qualité d image de l IRM de diffusion. En effet, Les applications viscérales étaient considérées peu satisfaisantes en raison des multiples artéfacts : respiratoires, cardiaques, liés au péristaltisme intestinal, qui majoraient les contraintes d acquisition pour l obtention de résultats fiables et reproductibles. L utilisation de séquences ultra-rapides de type «Echo Planar Imaging» (EPI) [4], La combinaison d antennes en réseau phasé, l utilisation des techniques de synchronisation respiratoire, et utilisation de fort 3

5 gradients magnétiques ont permis l amélioration de la qualité de l imagerie de diffusion [5]. En pratique clinique, la caractérisation d une lésion focale hépatique est une étape cruciale dans la prise en charge des patients, et demeure un véritable enjeu diagnostique, pour la différenciation entre lésion bénigne et maligne, mais également pour l orientation vers un type histologique. Une des premières applications cliniques validée de l imagerie de diffusion intéresse la détection des lésions hépatiques : il a été montré que la séquence de diffusion est plus sensible pour la détection des lésions que la séquence en pondération T2, notamment dans la détection des métastases. Notre travail, premier du genre au Maroc, s intéresse à l étude de l imagerie de diffusion pour la caractérisation d une lésion focale hépatique, étape importante précédant généralement la réalisation d une exploration invasive ou une chirurgie. Cette étude rétrospective présente un double objectif : 1) Evaluer la capacité de la séquence de diffusion pour caractériser les lésions focales hépatiques en analysant la variabilité du signal en fonction du b (chute ou persistance du signal) et en mesurant l ADC (coefficient de diffusion apparent) moyen au sein de la lésion hépatique. 2) Evaluer la pertinence de la valeur seuil d ADC de 1,6 x 10-3 mm2/s sur notre machine. Cette valeur étant la limite donnée dans la littérature pour différencier lésion bénigne/maligne. 4

6 Rappel sur l IMAGERIE DE DIFFUSION 5

7 L imagerie de diffusion mesure à l échelle du voxel la mobilité des molécules d eau dans un tissu donné. Cette mobilité, appelée classiquement mouvements browniens, est due à l agitation thermique et dépend fortement du milieu environnant. La mobilité des molécules d eau étant plus ou moins libre ou restreinte selon la composition et la structure du milieu environnant, l IRM de diffusion (IRMD) peut donner une information spécifique et quantitative sur les modifications pathologiques d un tissu donné [6]. La restriction de la diffusion dans les tissus biologiques est corrélée à la cellularité tissulaire, à l intégrité des membranes cellulaires et à la vascularisation tissulaire [7]. L imagerie de diffusion est aujourd hui une séquence standard disponible sur la plupart des machines pour les applications neurologiques et non neurologiques. En pathologie abdominale, cette sensibilité de détection peut être mise à profit pour mettre en évidence, plus spécifiquement que les techniques conventionnelle, les lésions qui modifient l environnement de l eau tissulaire. Dans ce domaine, les artefacts dus aux mouvements représentent un handicap majeur puisque l analyse du déplacement des molécules d eau nécessite une bonne précision de localisation. Plusieurs améliorations techniques ont permis son application à l imagerie du foie : utilisation de séquences ultrarapides de type «Echo Planar Imaging» (EPI), couplage du déclenchement avec la respiration, réduction du temps de reconstruction par l imagerie parallèle et utilisation de forts gradients (> 20 mt/m) [8]. I. Principe La diffusion spontanée des molécules d eau résulte de leur agitation thermique. Les molécules s entrechoquent ou heurtent d autres molécules et 6

8 effectuent des parcours aléatoires dans toutes les directions de l espace : mouvement «brownien». Si l on considère un grand nombre de molécules, la résultante vectorielle des mouvements individuels est statistiquement nulle. La diffusion ne correspond donc pas à une circulation d eau telle qu elle peut avoir lieu dans un vaisseau sanguin. Par contre, la somme des déplacements absolus (quel que soit leur sens) représente une valeur non nulle. Cette valeur est fonction de la durée de la diffusion, de l espace disponible et des caractéristiques physicochimiques du milieu (température, viscosité). Dans l eau, la diffusion en absence de toute contrainte (diffusion «libre») a lieu de la même façon dans toutes les directions (isotropie). L espace de diffusion est une sphère dont le diamètre augmente avec le temps. Le déplacement absolu «moyen» dans une direction donnée est donné par l équation statistique : σ2 (x) = 2.D.TD où σ2 représente la variance de x c est-à-dire la moyenne des carrés des déplacements individuels (cette mise au carré permet de ne pas tenir compte du sens), D le facteur de diffusion 7

9 (mm2/s) et TD (s) le temps de diffusion. Dans de l eau à la température du corps, D est de l ordre de 3 x 10 3 mm2/s et on estime qu après 50 ms de diffusion libre, 70 % des molécules d eau se sont déplacées dans une sphère de 17 µm de diamètre, soit un ordre de grandeur comparable à celui d une cellule [6]. Dans un milieu biologique, la valeur de D est inférieure à celle de l eau pure à cause de la présence de divers constituants qui augmentent la viscosité. En outre, dans les tissus, le déplacement des molécules d eau est limité par la présence de cellules, de matériel intracellulaire (organites, vacuoles) et de matériel extracellulaire (fibres de collagène dans le foie), qui constituent des obstacles plus ou moins infranchissables. On parle alors de diffusion restreinte et de coefficient de diffusion apparent, ADC (mm2/s) [9]. Figure 1 : Illustration des mouvements d eau dans un tissus hypercellulaire, restriction de la diffusion (a) et dans un tissu lâche, la diffusion est libre (b). 8

10 L évaluation de l ADC repose sur un principe imaginé par E Stejkal, et al. [10] et dont l application a été théorisée par D Le Bihan, et al. [11]. On sait que la fréquence de précession du moment magnétique d un spin est influencée par le champ magnétique environnant. Il en résulte que la fréquence de précession du spin du proton d une molécule d eau en mouvement dans un gradient de champ magnétique varie en fonction de sa localisation, c est-àdire au gré du chemin parcouru dans la direction de ce champ. Si, dans une séquence standard d écho de spin, on intercale deux gradients de champs magnétiques symétriques de part et d autre de l impulsion de radiofréquence à 180, les spins des molécules d eau immobiles entre l application des deux gradients seront déphasés par le premier gradient et rephasés par le second, alors que les spins des molécules d eau qui se sont déplacées dans la direction des gradients pendant et entre les deux applications de gradient ne seront pas rephasés par le deuxième gradient. Au temps d écho, la récupération de l aimantation de ces spins sera donc incomplète et le signal total recueilli sera atténué par rapport à celui obtenu en présence de molécules d eau immobiles. Plus les molécules d eau diffusent rapidement, plus elles seront déphasées et moins le signal enregistré sera important [12]. Ainsi, l atténuation du signal mesure le coefficient de diffusion. La structure des gradients de diffusion peut varier selon les constructeurs d appareils d IRM mais le principe reste le même. Ces gradients peuvent être inclus dans la plupart des séquences d IRM mais on utilise habituellement une séquence EPI single-shot pondérée T2, permettant une acquisition rapide ( ms) et complète du plan de Fourier après l excitation. 9

11 Figure 2 : chronogramme de la séquence de diffusion II. Séquences de diffusion pour l exploration hépatique La séquence repose sur une acquisition T2 échoplanaire avec deux gradients identiques, situés de part et d autre de l impulsion 180, encore appelés gradients de diffusion. Ces gradients permettent de distinguer les protons immobiles au sein d un même voxel, qui se rephasent complètement, des protons ayant diffusé qui sont incomplètement rephasés après l action du deuxième gradient, entraînant une réduction de signal. Le facteur b appelé constante de diffusion est exprimé en s/mm2 et correspond à la combinaison de l amplitude, de la durée et du temps séparant les deux impulsions de gradient. Comme pour tous les organes et en particulier pour le foie, le choix de la valeur de b n est pas standardisé. Dans la conférence de consensus qui s est tenue à Toronto en 2008, les valeurs optimales de b pour l étude des tumeurs hépatiques sont comprises entre 100 et 750 s/mm2 [13] Ce paramètre est donc une combinaison de la force des gradients et surtout du temps qui sépare l excitation de la réponse enregistrée. Intuitivement, on 10

12 comprend bien que si le temps est plus long, on laisse la possibilité à des protons moyennement mobiles de se déplacer. Si le temps est plus court, on explore seulement les protons dont la mobilité est très importante. On a pu démontrer que pour des valeurs de b très petites, la chute de signal est en grande partie liée aux protons situés dans des vaisseaux, emportés par le flux sanguin. C est une indication du degré de perfusion tissulaire, mais inversement si on veut explorer les autres caractéristiques du tissu, on a intérêt à utiliser des valeurs de b plus longues. Les séquences de diffusion à valeurs de b faible présentent donc une composante perfusive non négligeable correspondant aux mouvements protoniques de part et d autres de l endothélium vasculaire, tandis que la diffusion à b élevé (b>200 s/mm2) correspond à la diffusion pure des molécules d eau dans la région analysée, avec une composante perfusive négligeable. [14, 15] Dans certains organes, la diffusion tissulaire est directionnelle, encore appelée anisotrope comme le système nerveux central, le rein et le muscle. Il a été montré que le foie était isotrope [16]; ainsi une seule direction de gradient est suffisante pour mettre en évidence les propriétés de diffusion du tissu intéressé. Cela étant, il est recommandé, même dans les organes isotropes, d enregistrer les mouvements de diffusion le long de trois gradients de direction orthogonaux (ADCx, ADCy et ADCz), le moyennage de ces trois valeurs permettant d éliminer les facteurs confondants [17]. Il n y a pas de consensus concernant la respiration : acquisition en apnée, avec synchronisation respiratoire, ou en respiration libre. Les avantages de 11

13 l acquisition en apnée sont la rapidité d acquisition et l absence d artefacts de mouvement, mais le rapport signal-bruit est habituellement faible. L ensemble du foie peut-être examiné en une ou deux apnées de 20 à 30 s. La synchronisation respiratoire est également facile à implanter, mais le temps d acquisition est long (5 à 10 mn). On observe une amélioration du rapport signal sur bruit, mais il existe un risque d artefact pseudoanisotropique qui peut donner des erreurs d ADC [10]. Récemment, il a été proposé un suivi du déplacement du foie «tracking» qui permet d enregistrer tout au long du cycle respiratoire, en diminuant très significativement le temps d acquisition par rapport à la synchronisation respiratoire [17]. Enfin la respiration libre est souvent utilisée. Le temps d acquisition est long, mais inférieur aux techniques de synchronisation respiratoire. Le moyennage multiple améliore très significativement le rapport signal sur bruit et permet des images plus fines que l apnée. L inconvénient est d augmenter le flou dans l image et des erreurs lors de la quantification par volume partiel. Cependant, la détection, notamment des petites lésions, ne paraît pas affectée. Des études récentes semblent être plus en faveur de la synchronisation respiratoire que de l apnée [18], [19]. III. Les autres séquences de l IRM hépatique [20] 1. Séquences en écho de spin en pondération T1 : Le temps de répétition doit être inférieur au temps de relaxation T1 du foie (qui est de 330 millisecondes à 0,6 T et 550 millisecondes à 1,5 T). Un TR à 300 millisecondes est préférable à un TR plus long, mais, dans ce cas il faut 12

14 réaliser un balayage du foie en deux acquisitions avec des coupes entrelacées, ce qui permet de réaliser des coupes de 10 mm jointives. Le temps d écho (TE) est choisi au minimum possible pour optimiser la pondération T1. Des options de compensations de flux et de mouvement respiratoire sont ajoutées, ainsi que des bandes de pré-saturation au dessus du foie (permettant de saturer le signal et les artefacts venant du cœur), une saturation au pôle inférieur du foie (permettant de saturer le sang venant de la veine cave inférieure), et une saturation antérieure (permettant de saturer le signal de la graisse de la paroi abdominale). La taille de la matrice, le champ de vue et le nombre d excitation sont sélectionnés pour optimiser le rapport signal sur bruit. Le critère d'une pondération correcte est l'obtention d'une bonne différenciation cortico-médullaire des reins. Sur cette séquence, le foie normal a un signal nettement supérieur à celui de la rate et des muscles. 2. Séquences en écho de spin T2 conventionnel : Il existe de grandes variations dans les valeurs trouvées dans la littérature pour les TR et les TE. Le TR varie entre et millisecondes. Un TR plus long permet de diminuer la contamination T1 dans le contraste T2. Le choix des temps d échos est également une source de confusion dans la littérature. 13

15 Le premier écho doit être relativement long pour optimiser la détection lésionnelle (70-80 millisecondes), et le deuxième écho doit être très long ( millisecondes) afin de pouvoir différencier les lésions bénignes (kyste et angiome) des métastases. On utilisera les mêmes options que pour la séquence en écho de spin T1 pour diminuer les artefacts de mouvements et respiratoires. 3. Imagerie en T2 en écho de spin rapide : L apparition des séquences en écho de spin rapide, également appelées par les constructeurs fast ou turbo spin echo, a révolutionné l IRM et l imagerie abdominale, en particulier en diminuant drastiquement les temps d acquisition des séquences. On passe en effet d un temps d acquisition aux alentours de 12 minutes pour une séquence conventionnelle en T2 à un temps d acquisition aux alentours de 3 minutes pour environ 18 coupes en séquence en écho de spin rapide. De nombreuses études sont parues dans la littérature pour comparer le contraste et la valeur diagnostique des séquences en écho de spin rapide. La qualité des images obtenues en écho de spin rapide semble identique à celle de l écho de spin conventionnel. Une différence immédiatement notable est la présence d une hyperintensité du signal de la graisse. La graisse souscutanée induit ainsi des artefacts d origine respiratoire par projection du signal dans le sens du codage de phase. La saturation du signal de la graisse est donc intéressante à utiliser avec les séquences en écho de spin rapide T2 pour diminuer ce type d artefacts. 14

16 L optimisation des paramètres des séquences dépend de chaque type de machine. Il est possible de réaliser des séquences en écho de spin rapide avec deux échos, afin de mimer les séquences en écho de spin conventionnel à deux échos dans la différenciation des lésions bénignes et malignes. Le principe est le même que pour les séquences en écho de spin conventionnel : un écho plutôt court (inférieur à 120 millisecondes) permet de détecter des lésions, et l écho tardif (supérieur à 160 millisecondes) permet de distinguer les tumeurs bénignes et malignes. 4. Séquences en écho de spin rapide T2 en apnée : En effet, en maximisant le train d échos, en utilisant un nombre d excitations inférieur à 1 (remplissage partiel du plan de Fourier), en diminuant le nombre de lignes de phase et en utilisant un champ de vue asymétrique, il est possible d arriver à un temps d acquisition d une vingtaine de secondes pour huit coupes, ce qui permet de réaliser une étude hépatique complète en deux apnées. L utilisation d un temps d inversion (TI) à 150 millisecondes permet d annuler le signal de la graisse. Ces séquences en écho de spin rapide en apnée ne sont pas toujours préférées par les radiologues, par rapport aux séquences en écho de spin rapide non en apnée, probablement à cause du mauvais rapport signal sur bruit. 15

17 5. Séquences en écho de gradient rapide en pondération T2 : Elles sont potentiellement intéressantes avec les nouveaux agents de contraste spécifiques (type Endorem) car elles sont très sensibles aux artefacts de susceptibilité magnétique. En fait, les images en pondération T2 du foie sont actuellement surtout réalisées en écho de spin rapide et peu en écho de gradient rapide. 6. Séquences de déplacement chimique (phase et opposition de phase) Il s'agit de séquences en écho de gradient pondérées en T1. L'opposition de phase étudie la différence de fréquence de rotation des protons de l'eau et de la graisse, ceux de l'eau tournant plus vite que ceux de la graisse. La mise en phase et en opposition de phase est obtenue avec une périodicité qui dépend de l'intensité du champ magnétique (respectivement à 4,6, 9,2, 13,8 ms pour la mise en phase et à 2,3, 6,9, 11,5 ms pour l'opposition de phase à 1,5 Tesla). Cette séquence trouve son intérêt dès que se pose le problème d'une stéatose hépatique. Elle permet également de caractériser les lésions hépatiques en fonction de leur contenu en graisse (adénome, carcinome hépatocellulaire et plus rarement hyperplasie nodulaire focale). En phase, le signal total correspond au signal de l'eau auquel s'ajoute celui de la graisse. En opposition de phase, le signal total correspond au signal de l'eau auquel se soustrait celui de la graisse. 16

18 Les tissus contenant principalement de l'eau ou de la graisse voient leur signal peu modifié sur ces séquences. La perte de signal est maximale quand il y a des pourcentages voisins d'eau et de graisse (50 %-50 %). Ceci explique l'apparition d'un liseré hypo-intense aux interfaces eau-graisse en opposition de phase, délimitant ainsi les organes. 7. Étude dynamique après injection Il faut utiliser une séquence en écho de gradient en apnée et avec suppression du signal de la graisse. Il est indispensable d'obtenir un incrément temporel d'acquisition relativement court (aux alentours de 20 secondes) pour être sûr d'avoir une phase artérielle adéquate, certaines lésions hypervasculaires ayant un rehaussement extrêmement fugace. La première acquisition doit être débutée juste avant le début de l'injection. La séquence est ensuite répétée toutes les 20 secondes pendant 2 minutes. Le volume injecté de chélate de gadolinium est de 0,2 ml/kg avec un débit faible de 1 ml/s, poussé par 20 ml de sérum physiologique (injecteur double tête). Si le débit est trop élevé (responsable d'une durée d'injection inférieure à la durée de deux acquisitions), le pic de contraste risque alors de survenir entre les deux acquisitions (exemple : un volume de 20 ml à 2 ml/s est injecté en 10 secondes). Un des avantages de l'irm par rapport au scanner est de pouvoir répéter autant de fois que nécessaire une séquence. 17

19 Il est donc possible de réaliser une véritable étude dynamique permettant d'obtenir une courbe de rehaussement du foie et des éventuelles lésions. Il ne faut en aucun cas se limiter, par analogie à ce qui est fait en scanner, à une phase artérielle et une phase portale. Pour obtenir une courbe de rehaussement il est indispensable de commencer l'acquisition dès le début de l'injection. Il faut ensuite répéter rapidement les acquisitions 5 à 8 fois. Les séquences étant de préférence effectuées en apnée, la durée d'acquisition ne doit pas dépasser 10 secondes, ce qui permet au patient de reprendre sa respiration pendant 10 secondes. En 10 secondes, il est parfaitement possible d'étudier une hauteur de 20 cm. Cette durée peut être réduite à 5 secondes pour les patients tenant mal l'apnée. En cas d'impossibilité d'apnée, il faut employer une acquisition coupe à coupe dont la durée d'acquisition de chaque image est inférieure à la seconde. Les séquences sont alors enchaînées en continu, sans arrêt. Lors de l'interprétation de l'étude dynamique, la phase artérielle parenchymateuse (Environ 30-35s) correspond à la série où l'aorte et la veine porte sont nettement rehaussées, alors que les veines sus-hépatiques ne sont pas encore rehaussées. La phase portale se situe approximativement 60 secondes après, quand la veine porte et les veines sus-hépatiques ont un rehaussement maximal. 18

20 8. Étude tardive après injection Cette séquence en pondération T1 est identique à la séquence T1 de référence. Elle doit être réalisée au mieux 10 minutes après le début de l'injection. La réalisation d'une IRM hépatique ne comportant pas l'ensemble de ces séries peut être considérée comme incomplète et donc inadéquate. L'examen ne nécessite pas que le patient soit à jeun. Il est réalisé avec une antenne de surface en réseau phasé, l'épaisseur de coupe variant de 5 à 7 mm selon les séquences. Le plan standard d'acquisition est le plan axial. Le plan frontal ne doit être employé que pour des cas particuliers et en complément de l'étude axiale. Dans le cas de l'étude du lobe gauche ou lorsqu'il existe un doute sur la présence d'une lésion d'origine artefactuelle au niveau du lobe gauche (exemple : artefacts de battement de l'aorte à l'origine d'images «fantôme» le long de l'axe de codage de la phase), il peut être utile d'inverser la direction de la phase et de la fréquence. 19

21 PATIENTS ET MÉTHODE 20

22 I. Patients Il s agit d une étude rétrospective portant sur 28 patients, colligés au service de radiologie du CHU Hassan II de Fès entre janvier 2011 et mars À partir de notre système d archivage PACS, nous avons relu de façon rétrospective 50 dossiers de patients ayant une IRM hépatique. Ces patients ont été adressés soit pour la caractérisation de lésion découverte sur un autre moyen d imagerie (échographie ou TDM), soit pour des bilans pré thérapeutiques. Seules les lésions focales hépatiques de plus de 10 mm de diamètre ont été retenues. Pour les patients avec plusieurs lésions, seules les 2 lésions les plus volumineuses ont été incluses dans l étude. Les critères d exclusion étaient les lésions infracentimétriques, les patients traités par chimiothérapie, par chimioembolisation, par radiofréquence et enfin les examens avec protocole IRM non conforme ou IRM ininterprétable. Nous avons donc retenu les IRM hépatiques de 28 patients. Ces IRM hépatiques associaient des séquences pondérées T2 en écho de spin rapide, pondérées T1 en écho en phase et en opposition de phase, des séquences de diffusion à b bas (<200) et à b 600 s/mm2, et des séquences dynamiques LAVA (Liver Acquisition with Volume Acceleration - écho de gradient) avant puis après injection de 0,2 mg/kg de chélates de gadolinium. Vingt huit patients avec trente huit lésions focales hépatiques (1 HNF, 8 angiomes, 11 CHC, 9 métastases hépatiques, 1 cholangiocarcinomes, 4 lymphomes, 4 Kystes) ont été étudiés. Les huit angiomes ont été retrouvés chez 5 patients dont un patient avait 3 angiomes de taille et d aspect différent, les 11 CHC chez 9 patients (chez 2 patients, nous avons étudié 2 21

23 CHC qui avaient un aspect différent sur les séquences T2), les 9 métastases chez 7 patients, et les 4 lésions lymphomateuses chez 2 patients. Un patient avait à la fois une métastase et un angiome. Huit de ces patients avaient des foies d hépatopathie chronique et Huit d autres une tumeur maligne primitive connue (2 cancers du sein, et 6 cancers colorectaux). Un patient avait une tumeur primitive connue (cancer du sein) et une lésion bénigne (angiome). Nous n avons pas retrouvé dans notre étude d association CHC et lésion bénigne ni de lésion bénigne sur foie d hépatopathie chronique. II. IRM hépatique Tous les examens ont été réalisés sur l IRM 1,5T dans notre service (GE 1.5T). Le protocole habituel d IRM hépatique a été appliqué chez tous les patients, comportant les séquences classiques : une séquence axiale pondérée T1 double écho en phase et en opposition de phase (temps de répétition ms/temps d écho ms, 145/49 [en phase], 145/2,3 [en opposition de phase] ; angle de bascule, 80; matrice, 416x 256; épaisseur de coupe, 4 mm ; intercoupe, 0,5 mm ; champ de vue, 46 x 46 mm), une séquence axiale pondérée T2 SSFSE (temps de répétition ms/temps d écho ms, 738/90 ; matrice, 320 x 224; épaisseur de coupe, 6mm ; inter-coupe, 2mm ; champ de vue, 40 x 40 mm), T2 FIESTA (temps de répétition ms/temps d écho ms, 3,8/1,7; angle de bascule, 70 ; matrice, 192 x 288; épaisseur de coupe, 4 mm ; inter-coupe, 2 mm ; champ de vue, 38 x 38 mm), une séquence axiale pondérée T2 en écho de spin rapide avec saturation du signal de la graisse (temps de répétition ms/temps d écho ms, 2455/65; angle de bascule, 19; matrice, 416 x 320; 22

24 épaisseur de coupe, 4 mm ; inter-coupe, 0,5 mm ; champ de vue, 40 x 40 mm) avec gating respiratoire, et des séquences axiales dynamiques LAVA (Liver Acquisition with Volume Acceleration - écho de gradient) avant puis après injection de 0,2 mg/kg de chélates de gadolinium(temps de répétition ms/temps d écho ms, 3,3/1,5 ; matrice, 260 x 260; épaisseur de coupe, 3,8 mm ; inter-coupe, -1,9 mm ; champ de vue, 46 x 41,4mm). L imagerie de diffusion a été réalisée dans le plan axial, avec la séquence standard General Electric Medical System (GEMS) basée sur une séquence de type echo-planar imaging single shot (SS EPI DWI) avec gating respiratoire et technique d imagerie parallèle, avec 2 valeurs de b (b<200, b=600) (temps de répétition ms/temps d écho ms, 5750/66,8 ; matrice, 96 x 96; épaisseur de coupe, 7 mm ; inter-coupe, 0 mm ; champ de vue, 40 x 40 mm). Cette séquence a toujours été réalisée avant injection de produit de contraste et a été obtenue après une acquisition de 50 secondes. III. Analyse des images Toutes les images d IRM ont été analysées rétrospectivement, sur une console de post traitement ADW, par un radiologue sénior spécialisé en imagerie digestive (expérience de 3 ans) et par un résident en radiologie en fin de spécialité. 1. Analyse qualitative 1.1. Qualité des séquences Les deux lecteurs ont évalué la qualité des images à b faible (<200) et de diffusion à b 600 s/mm2, pour les différentes lésions. 23

25 1.2. Intensité du signal Nous avons évalué qualitativement l intensité du signal pour chacune des lésions en la comparant à l intensité du signal du parenchyme hépatique adjacent, sur les séquences de diffusion à b faible et à b 600 s/mm2. 2. Analyse quantitative Mesure d ADC : valeurs d ADC moyen au sein des lésions focales hépatiques Les cartographies d ADC ont été automatiquement obtenues à partir du logiciel Functool, en utilisant une station de post traitement (Advantage Workstation VS 2, GE Healthcare). Le radiologue sénior a établi des régions d intérêts (ROI) pour chacune des lésions sur la cartographie ADC et ce à l aide des séquences pondérées T2 et T1 après injection de contraste. Pour s assurer que les mêmes régions d intérêt ont été mesurées, celles ci ont à chaque fois été copiées et collées sur les images pondérées T2, sur l imagerie de diffusion (à b 600 s/mm2) et sur la cartographie ADC. Les ROI étaient de forme ronde et mesuraient en moyenne 100 mm2. L ADC a été mesuré pour les différentes lésions. Deux mesures ont été faites pour chaque lésion et deux autres mesures au sein du parenchyme hépatique sain. La moyenne de ces mesures a été retenue. 24

26 Figure 3 : Méthode de mesure d ADC. (a) séquence à b 600 s/mm2. (b) la cartographie ADC dans la lésion du foie gauche. 3. le diagnostic final: Les diagnostics ont été établis sur la présence de caractéristiques séméiologiques IRM pathognomoniques lorsqu elles suffisaient. Une confirmation histologique a été obtenue chez 8 patients, dont 6 confirmations par biopsie et 2 par chirurgie. Pour les autres lésions le diagnostic a été porté selon le contexte clinique, les résultats biologiques, l apport des autres techniques d imagerie (scanner, échographie, ou artériographie pré-chimioembolisation pour les CHC) et sur le suivi évolutif. 3. Analyse statistique : Les valeurs d ADC ont été recueillies pour 38 lésions chez 28 patients. Pour comparer les valeurs d ADC entre les différents types de lésions focales un test d analyse de variance (ANOVA) a été utilisé. Pour comparer les groupes de lésions bénignes et malignes le test de t Student a été utilisé. 25

27 Les résultats d ADC sont exprimés en moyenne (x 10-3 mm2/s ± écarttype). Une valeur de p inférieure à 0,05 a été considérée comme déterminant une différence statistiquement significative pour l ensemble des tests. Les sensibilités et les spécificités correspondantes ont été mesurées. 26

28 RESULTATS 27

29 RESULTATS Notre population comporte 15 hommes et 13 femmes. La moyenne d âge est de 58 ans (de 24 à 72 ans). La série comportait 38 lésions focales hépatiques dont 13 lésions bénignes représentées par les angiomes (n : 8), une HNF, et les kystes (n : 4) dont un kyste hydatique et 25 lésions malignes représentées par des CHC (n : 11), des métastases (n : 9), deux lymphomes et un cholangiocarcinome. Ces lésions mesuraient toutes plus de 10 mm de diamètre (taille moyenne 44mm mm; varie de 20 à 120 mm). Le tableau suivant résume le détail de la population et des entités histologiques étudiées. (Tableau 1) HNF ANG CHC Méta CC K L Patients Nombre Nombre Lésions Topographie FD FG Tableau 1 : Détail des patients et des lésions étudiés. HNF : hyperplasie nodulaire focale ; CHC : carcinome hépatocellulaire ; méta : métastase hépatique ; CC : Cholangiocarcinome ; K : Kyste ; L : Lymphome ; FD: foie droit ; FG : foie gauche. 28

30 L analyse de la modification du signal selon le b a montré une chut du signal des lésions kystiques à b6oo. Pour les autres lésions, il n ya pas eu de modifications de l intensité du signal à b élevé. Les valeurs d ADC moyen pour les différents types de lésions sont rapportées dans le tableau (2) et leur comparaison visible sur la figure (4). HNF ANG CHC META LYMP KYSTES CC (n : 1) (n : 8) (n : 11) (n : 9) (n : 4) (n : 4) (n : 1) ADC /- 1.4+/ /- 0.6+/ / lésion ADC / / / / / foie Tableau 2 : Détail des valeurs d ADC moyen au sein du parenchyme hépatique (ADC F) à b 600 s/mm² et des différents types de lésions étudiées. Les résultats sont exprimés en moyenne ± écart-type. *(x 10-3 mm²/s). HNF : hyperplasie nodulaire focale ; ANG : angiome ; CHC : carcinome hépatocellulaire ; META: métastase hépatique ; LYMP : lymphome ; CC : cholangiocarcinome. 29

31 La valeur d ADC moyen des lésions bénignes (2.09 x 10-3 mm2/s ± 0,6), était plus élevée que celle des lésions malignes (1,13 x 10-3 mm2/s ± 0,29) avec une différence significative (p< 0,0001) (Tableau 3) (Figure 5). Nous retrouvons une sensibilité de 93% et une spécificité de 84% pour le diagnostic de tumeur maligne, en utilisant le seuil de 1,6 x 10-3 mm2/s. Il existait une différence significative (p= 0,0002) pour les valeurs d ADC moyen entre les lésions bénignes et les lésions malignes mais avec un recouvrement des valeurs (Figure 4). LESIONS BENIGNES LESIONS MALIGNES ADC Lésion / / ADC Foie 1.74+/ /-0.28 Tableau 3 : Détail des valeurs d ADC moyen au sein des lésions, du parenchyme hépatique à b 600 s/mm2, pour les deux groupes de lésions: bénignes et malignes. Sur la séquence de diffusion à b 600 s/mm2 et sur la cartographie ADC, une première ROI a été placée dans la lésion et une seconde dans le parenchyme hépatique «non lésionnel» (au sein du foie droit en évitant les artéfacts liés aux vaisseaux). La valeur d ADC F moyen du parenchyme hépatique tous patients confondus était de 1,58 x 10-3 mm2/s ± 0,30. La valeur d ADC F moyen du 30

32 parenchyme hépatique sain était de 1,62 x 10-3 mm2/s ± 0,30, et celle mesuré sur des foies d hépatopathie chronique de 1,35 x 10-3 mm2/s ± 0,30. La comparaison entre les valeurs d ADC des lésions malignes sur foie sain et des valeurs d ADC des lésions malignes sur foie d hépatopathie chronique n a pas retrouvé de différence significative. (Tableau 4) LESIONS MALIGNES SUR FOIE SAIN LESIONS MALIGNES SUR FOIE D HEPATOPATHIE CHRONIQUE ADC Lésion 1,13 +/ / (x 10-3 mm2/s) Tableau 4 : Détail des valeurs d ADC moyen au sein des lésions malignes en fonction du parenchyme hépatique à b 600 s/mm2. 31

33 4,5 4 3,5 3 2,5 2 1,5 1 0,5 Ouvert haut bas Fermé 0 CHC Angiomes Métastases Kystes Lymphome Figure 4 : Boîtes à moustaches des valeurs d ADC (x 10-3 mm2/s) au sein des lésions. 5 4,5 4 3,5 3 2,5 2 1,5 1 0,5 0 ADC LESIONS BENIGNES ADC LESIONS MALIGNES Ouvert Haut Bas Fermé Figure 5 : Boite à moustaches des valeurs d ADC (x 10-3 mm2/s) des lésions bénignes et malignes. Des exemples de lésions tumorales sont présentés sur les figures 6 à

34 Figure 6 : Hyperplasie nodulaire focale du foie droit. Femme de 24 ans adressée pour la caractérisation d un nodule hypoéchogène du foie droit découvert fortuitement en échographie, à l occasion d un bilan de douleurs abdominales. Séquences axiales T2 FSE (a), T1 après injection de gadolinium au temps artériel (b), portal (c), puis tardif (d). Séquence de diffusion à b 600 s/mm2 (e). Cartographie ADC (f). Diagnostic d HNF établi sur la présence de caractéristiques IRM typiques : lésion homogène, à contours nets en Isosignal T1 et T2, avec une zone centrale en hyposignal T1 et hypersignal T2, prise de contraste précoce au temps artériel (c) et rehaussement tardif de la cicatrice centrale (e). L ADC de la lésion était mesuré à 1,5 x 10-3 mm2/s ; l ADC du foie à 2,05 x 10-3 mm2/s. 33

35 Figure 7 : Angiomes hépatiques. Homme de 58 ans, suivi pour des lésions hépatiques d allure angiomateuse depuis 1998, révélées par des douleurs abdominales et des sensations de pesanteur de l HCD, adressé dans le cadre de son suivi. Séquences axiales T2 FSE (a), T1 avant injection (b), T1 après injection de gadolinium au temps artériel (c), portal (d), puis tardif (e). Séquence de diffusion à b 600 s/mm2 (g). Cartographie ADC (h). Diagnostic d angiomes établi sur la présence de 34

36 caractéristiques IRM typiques : Lésions hétérogènes en franc hypersignal T2 et hyposignal T1. Prise de contraste progressive en motte et homogénéisation au temps tardif (e). L ADC de la lésion était mesuré à 3,17 x 10-3 mm2/s ; l ADC du foie à 1,9 x 10-3 mm2/s. 35

37 Figure 8 : Cholangiocarcinome du foie gauche. Femme de 56 ans, sans antécédents particulier, adressé pour la caractérisation d une lésion du foie gauche. Séquences axiales T2 FSE (a), T1 avant injection (b), T1 après injection de gadolinium au temps portal (c). Séquence de diffusion à b 600 s/mm2 (d). Cartographie ADC (e). Lésion en discret hypersignal T2 et en hyposignal T1. Discrète prise de contraste hétérogène (e). Diagnostic définitif de cholangiocarcinome intra hépatique après hépatectomie gauche. L ADC de la lésion était mesuré à 1,15 x 10-3 mm2/s ; l ADC du foie à 1,1 x 10-3 mm2/s. 36

38 Figure 9 : Carcinome hépatocellulaire sur cirrhose post virale C. Femme de 60 ans adressée pour la caractérisation d un nodule du segment VII découvert à l échographie dans un contexte de cirrhose post virale. Séquences axiales T2 FSE (a), T1 avant injection (b), T1 après injection de gadolinium au temps artériel (c), portal (d), puis tardif (e). Séquence de diffusion à b 600 s/mm2 (g). Cartographie ADC (h). Lésion du segment VII est en discret hypersignal T2, et hyposignal T1. Prise de contraste précoce au temps artériel (c). Wash out aux temps portal et tardif (d,e). Diagnostic définitif de CHC bien différencié après résection chirurgicale. L ADC de la lésion était mesuré à 1,21 x 10-3 mm2/s ; l ADC du foie à 1,30 x 10-3 mm2/s. 37

39 Figure 8 : Métastase hépatique d un adénocarcinome rectal. Homme de 70 ans adressé en complément du scanner qui objectivait une lésion hépatique dans un contexte d adénocarcinome rectal de découverte récente. Séquences axiales T2 FSE (a), T1 avant injection (b), T1 après injection de gadolinium au temps portal (c), séquence de diffusion à b 600 s/mm2 (d), Cartographie ADC (e). Lésions en discret hypersignal T2, en hyposignal T1. Prise de contraste périphérique (c). Diagnostic de métastase hépatique établi sur le contexte carcinologique. L ADC de la lésion était mesuré à 0,98 x 10-3 mm2/s ; l ADC du foie à 1,36 x 10-3 mm2/s. 38

40 Figure 9 : Lymphome à localisation hépatique. Homme de 59 ans, suivi pour une infection retrovirale, adressé en complément de l échographie et du scanner qui objectivaient des lésions hépatiques. Séquences axiales T2 FSE (a), T1 avant injection (b), T1 après injection de gadolinium au temps portal (c), séquence de diffusion à b 600 s/mm2 (d), Cartographie ADC (e). Lésions bien limitées, en franc hypersignal diffusion, en hypersignal T2, et en hyposignal T1. Faible rehaussement après contraste. Diagnostic de Lymphome établi sur la ponction biopsie hépatique. L ADC de la lésion était mesuré à 0,8 x 10-3 mm2/s ; l ADC du foie à 1,6 x 10-3 mm2/s. 39

41 Figure 10 : Association angiomes et métastase chez le même patient. Homme de 67 ans, suivi pour un cancer de rectum, adressé en complément de l échographie et du scanner qui objectivaient des lésions hépatiques dont une d apparition récente. Séquences axiales T2 FSE (a et b), T1 après injection de gadolinium au temps précoce (c), séquence de diffusion à b 600 s/mm2 (d), Cartographie ADC (e). Lésions bien limitées, dont 2 au niveau du segment VIII en franc hypersignal T2 et diffusion, présentant un rehaussement en motte péripherique, et une lésion du segment VII en discret hypersignal T2, présentant un rehaussement annulaire. L ADC de la lésion métastatique était mesuré à 1,88 x 10-3 mm2/s ; l ADC du foie à 1,66 x 10-3 mm2/s. 40

42 DISCUSSION 41

43 On connait depuis quelques années l utilité de l imagerie de diffusion et la mesure d ADC pour caractériser les lésions hépatiques focales et notamment pour différencier les lésions focales hépatiques bénignes des lésions malignes. La première étude du genre à été publiée en 1994 par Muller et al. [21], sur la mesure d ADC au sein des lésions focales hépatiques (trois kystes, trois hémangiomes, une métastase et un CHC). Les résultats préliminaires indiquaient des valeurs d ADC élevées pour les lésions bénignes (kystes et les angiomes) et plus basses pour les lésions malignes (métastases et les CHC). Depuis, l ensemble des études de la littérature corroborent ces données et rapportent que les valeurs d ADC moyen pour les lésions bénignes sont significativement plus élevées que pour les lésions malignes (tableau 5) [22, 23-24]. Ceci a laissé penser que le calcul de l ADC pouvait être utilisé, en valeur absolue, comme test diagnostique fiable pour différencier les lésions bénignes des lésions malignes. L analyse de l ensemble des résultats ne permet pas de dégager une valeur d ADC standardisée fiable et reproductible permettant d affirmer la bénignité ou la malignité de la lésion, les valeurs obtenues étant dispersées, donc non applicables en routine clinique. Les résultats des publications sont difficilement comparables. Ceci est expliqué par: - un choix de population hétérogène 42

44 - l emploi de paramètres d acquisition variables (type de séquence, valeur de b+++) (Tableau 5) - des paramètres de post traitement variables (placement et taille des régions d intérêt) En effet, la première limite est l hétérogénéité des protocoles réalisés pour l imagerie de diffusion. Au cours de ces études, les systèmes, les paramètres techniques et d acquisition sont différents, or tous ces facteurs peuvent influer et faire varier la valeur de l ADC. Pour exemple, les mesures d ADC rapportées dans les études à b faibles (inférieur à s/mm2) [23, 25, 26-27] sont plus élevées que celles utilisant des b plus élevés (supérieur à 500 s/mm2) ou de multiples pas de b [23, 25, 28, 29]. La seconde limite est liée à la nature des lésions incluses dans le groupe des lésions bénignes. Dans la majorité des cas celui ci est composé de kystes et d angiomes et dans de rares cas d HNF et d adénomes. Or les lésions kystiques ou angiomateuses, qui ont un ADC moyen très élevé (respectivement de 3,40 et 2,26 x 10-3 mm2/s dans une série incluant 323 lésions bénignes [22], augmentent artificiellement la valeur moyenne d ADC lorsqu elles sont associées aux lésions bénignes tissulaires. Il est donc plus facile de mettre en évidence une différence significative de valeur moyenne d ADC entre une cohorte de tumeurs bénignes et malignes lorsque les kystes et les angiomes sont inclus dans le groupe de tumeurs bénignes. 43

45 Malgré toutes ces limites, certains travaux ont quand même proposé une valeur seuil d ADC espérant ainsi pouvoir caractériser les lésions hépatiques (Tableau 7). Parikh et al. proposent, dans une série de 211 lésions incluant 75 lésions bénignes (dont 4 HNF et 5 adénomes), un seuil d ADC à 1,60 x 10-3 mm2/s. Lorsque l ADC est inférieur à cette valeur, la lésion est considérée comme maligne [23]. Dans une autre étude comportant 37 lésions (15 kystes, 7 angiomes, 13 métastases et 2 CHC), Gourtsoyianni et al. rapportent un seuil d ADC inférieur à 1,47 x 10-3 mm2/s pour le diagnostic de lésion maligne [24]. Sandrasegaran et al. [19], dans une série de 104 patients incluant 76 lésions (17 angiomes, 5 kystes, 6 HNF, 3 adénomes, 41 CHC et 4 métastases), démontrent qu en ne considérant que les lésions solides, la valeur seuil d ADC (1,04) est beaucoup plus basse que celles rapportées antérieurement. Plus récemment, dans une série de 382 patients incluant 323 lésions bénignes (dont 43 HNF et 9 adénomes), Miller et al. [29] retrouvent une sensibilité de 63,5% et une spécificité de 86,4% pour le diagnostic de tumeur maligne, en utilisant le seuil de 1,6 x 10-3 mm2/s proposé par Parikh [25]. Tout comme Sandrasegaran [27, 30], après avoir exclu les kystes et les angiomes de leur analyse statistique, les auteurs montrent que la sensibilité n est pas modifiée mais que la spécificité chute à 64,5%, ce qui est bas en comparaison aux études antérieures. Ceci suggère l existence de nombreux faux positifs qui correspondent aux lésions focales bénignes solides (HNF, adénomes). 44

46 Ces valeurs seuils d ADC, définies dans la littérature pour caractériser une lésion focale hépatique, ont peu de pertinence clinique et ne sont donc pas applicables actuellement. Dans notre étude la valeur d ADC moyen de l unique HNF (1,52 x 10-3 mm2/s) est cohérente avec les données de la littérature comprise entre 1,40 x 10-3 mm2/s pour une série incluant 4 HNF [30] et 1,79 x 10-3 mm2/s pour une autre série incluant 43 HNF [29]. Pour Taouli et al. [28], la valeur d ADC moyen des HNF significativement plus élevée que pour les lésions malignes (CHC, métastases et cholangiocarcinomes) avec cependant un recouvrement important des valeurs. Ce résultat est en opposition avec les études plus récentes de Sandrasegaran [27] et Miller [29, 32] qui ne retrouvent pas cette différence significative. Cette hétérogénéité des résultats montre encore une fois la difficulté pour comparer les études et la grande variabilité de l ADC, influencée par les paramètres d acquisition (bien que les valeurs de b utilisées dans ces études soient proches : entre 400 et 600 s/mm2) (tableau 5). Cependant nous ne pouvons tirer des conclusions à ce sujet vu que nous ne disposant que d un cas unique de HNF. Concernant les hémangiomes, la valeur d ADC moyen dans notre série est de 2,16 +/- 0,75 x 10-3 mm2/s. Cette valeur est tout à fait compatible avec les valeurs de la littérature, comprises entre 1,90 x 10-3 mm2/s pour Gourtsoyanni [24] et 2,95 x 10-3 mm2/s pour Taouli [28]. (tableau 5) 45

47 Comme les hémangiomes, les kystes ont également des valeurs d ADC élevées. Dans notre série la valeur d ADC moyen, tout type de kyste confondu, est de /-0.69 mm2/s. Dans notre série les CHC et les métastases ont des valeurs d ADC moyen basses, et qui sont respectivement 1,4 +/- 0,18 et 1,39 +/- 0,30 x10mm2/s. Ces valeurs sont comprises dans la littérature pour les CHC entre 1,05 x10mm2/s (Bruegel et Al.) [33] et 1,38 x10mm2/s (Gourtsoyanni et al.), et pour les métastases entre 0,94 x10mm2/s (Taouli et al.) [31] et 1,50 x10mm2/s (Parikh et al.). Nos résultats sont donc tout à fait cohérents avec ceux de la littérature (Tableau 6). La différence entre la valeur moyenne d ADC des CHC et des métastases est non significative. Il est donc impossible d utiliser ce moyen comme un critère distinctif entre ces deux types de lésions. Concernant le cholangiocarcinome, la valeur d ADC moyen dans notre étude est de 1,15 x10 mm2/s. l étude de Colignon et al. [34] inclut 13 cas de cholangiocarcinome avec une valeur d ADC mesurée à 1,14 ± 0,41 x 10-3 mm2/s. Il existe donc une authentique restriction de la diffusion dans les cholangiocarcinomes en rapport avec leur caractère très fibreux à l histologie. Dans notre étude, la valeur d ADC moyen des lésions malignes (1,19 ± 0,33 x 10-3 mm2/s) est significativement plus basse que celle des lésions bénignes (2,26 +/- 0,75 x 10-3 mm2/s) ce qui est conforme aux données de la littérature [22,23, 24, 27-29]. Les valeurs d ADC moyen pour les lésions malignes sont variables : la valeur la plus basse (1,04 x 10-3 mm2/s) 46

48 est rapportée par Gourtsoyianni [27] dans une étude qui inclut 13 métastases et seulement 2 CHC. La valeur la plus haute (1,52 x 10-3 mm2/s) est rapportée par Miller [29] qui inclut dans une étude multicentrique 112 CHC et 107 métastases. (Tableau 6) Nos résultats montrent une dispersion importante des valeurs d ADC de 0,33 x 10-3 mm2/s pour la plus basse (dans un cas de lymphome), jusqu à 1,88 x 10-3 mm2/s pour la plus haute (dans un cas de métastase d un cancer rectal). La première valeur s explique par le caractère hyper cellulaire du lymphome à l origine de la restriction de l ADC. La seconde valeur s explique bien par le caractère fibreux des lésions secondaires d origine colorectale. Nous constatons dans notre étude également la baisse de l ADC dans les foies d hépatopathie chronique par apport aux foies sains, compatibles avec les données de la littérature, en rapport avec les altérations cellulaire diffuses, et le développement de la fibrose dans le foie qui modifient la densité cellulaire et vraisemblablement la diffusibilité des protons de l eau. Les résultats de notre travail confirment l utilité de l imagerie de diffusion et du calcul de l ADC malgré la grande hétérogénéité des valeurs d ADC dans la littérature. Cette étude présente un certain nombre de limites. - Tout d abord, le nombre limité des patients et des lésions. Notre population ne comporte qu un cas unique d HNF dans la cohorte de lésions bénignes et pas d adénome. En revanche les hémangiomes et les kystes représentent une grande part dans cette cohorte. 47

49 De plus, nous avons exclu de l analyse de nombreux patients en raison d artéfacts sur l imagerie de diffusion ne permettant pas de mesure fiable sur la cartographie ADC. Ce nombre important illustre bien la difficulté qui persiste pour réaliser une imagerie de diffusion hépatique. Les diagnostics lésionnels ont été établis sur les données anatomopathologiques pour uniquement 8 patients présentant des lésions malignes. En effet, certaines lésions ont un aspect radiologique pathognomonique et de ce fait ils ne nécessitent pas de biopsie pour confirmation histologique (KH, angiome, et HNF). La présence de multiples lésions chez un patient porteur d une tumeur primitive évoque leur nature métastatique. Seul un radiologue senior expérimenté a placé les ROI, et nous n avons pas de données sur la reproductibilité de ces mesures. Enfin, nous n avons utilisé qu un seul pas de b pour effectuer les mesures d ADC, ce qui participe à l approximation de nos valeurs d ADC. Une étude multi-b aurait permis de réduire la variabilité des mesures mais sa réalisation est impossible dans notre pratique. 48