Imagerie de diffusion appliquée à l abdomen : limites, contraintes & perspectives

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1 Imagerie de diffusion appliquée à l abdomen : limites, contraintes & perspectives Boris Guiu Département de Radiologie Diagnostique & Interventionnelle - CHU Dijon Unité Digestif, Thoracique et Cancérologique INSERM U866 Faculté de Médecine - Dijon Formation médicale continue SFR IDF 2012

2 Loi générale Mathématiquement = mouvement aléatoire (brownien) Les molécules parcourent une certaine distance, jusqu à ce quelles subissent un choc et ainsi de suite Ce mouvement stochastique doit être traité par des méthodes statistiques <X 2 > = 2* D* t D = Constante de diffusion (ADC) (ADC = mouvement apparent / au déplacement réel) X t Ex : H 2 O à 37 C, D = 2, mm 2 /s (correspond à 22µm en 100ms)

3 Séquence de diffusion : principe écho Gradient de diffusion (modulé par «b» = facteur de diffusion) Déphasage des protons VOXEL

4 Séquence de diffusion : principe écho Gradient de diffusion (modulé par «b» = facteur de diffusion) Déphasage des protons VOXEL

5 Séquence de diffusion : principe écho Gradient de diffusion (modulé par «b» = facteur de diffusion) Déphasage des protons VOXEL

6 Ln(signal) Signal En considérant le milieu homogène (monocompartimental) Le signal est monoexponentiel S = S 0 * EXP (-ADC*b) Application en IRM S = signal mesuré S 0 = signal pour b=0 b facteur de diffusion appliqué à la séquence en s/mm 2 ADC en mm 2 /s En pratique pour mesurer l ADC (2 valeurs de b) b (s/mm 2 ) ADC = ln(s 0/S 1 ) (b 1 b 0 ) Si b 0 =0, ADC = ln(s 0/S 1 ) b 1 En coord. semi-log, ADC est la pente de la droite Ln(S 0 ) Ln(S 1 ) b (s/mm 2 ) b 1

7 Signal Que se passe-t-il en pratique? Modèle monoexponentiel FOIE b (s/mm 2 ) La courbe théorique et la courbe mesurée sont très différentes!

8 Signal (log) En coordonnées log, la courbe théorique est une droite ADC b 0 -b 400 D(slow) FOIE ADC n a plus de sens! ADC(B0-B800) ADC b 0 -b b (s/mm 2 ) En fait la courbe ne devient une droite que pour des valeurs de b > s/mm 2 Le modèle monoexponentiel (monocompartimental) n est pas adapté!! Le milieu n est pas monocompartimental mais multi-compartimental Le Bihan et al., Radiology 1986

9 Les compartiments Compartiment intra-vasculaire Compartiment extracellulaire Rapide Lent Compartiment intracellulaire

10 Le modèle multi-compartimental S = Σ n (S n0 *e (-D(n)*b) ) ΣS 0 = S Modèle bi-compartimental S = S 0 { f e D fast b + 1 f e D slow b } On extrait 3 paramètres f = Fraction de micro-perfusion D(fast) = D* = D = micro-perfusion D(slow) = D = diffusion moléculaire (extra- & intra-cellulaire)

11 Signal (log) Le modèle bi-exponentiel est + adapté FOIE Modèle mono-exponentiel Modèle bi-exponentiel b (s/mm 2 )

12 Signal (log) Comment mesurer D slow? Diffusion moléculaire extra- & intra-cellulaire 4 D(slow) D slow ADC(B0-B800) D(slow) b (s/mm 2 ) D slow = pente de la «droite» (comme l ADC mais avec b> s/mm2) D slow = ln(s 1/S 2 ) b 2 b 1 D slow n est pas influencé par le choix des valeurs de b ( modèle mono-exponentiel) D slow est indépendant du type de séquence et du champ magnétique.

13 Signal (log) Comment mesurer f? f appelé «perfusion fraction» f représente la proportion du signal du secteur vasculaire à b=0 s/mm 2 Compart. vasculaire S 0 S 0D(slow) Compart. extra- & intra-cellulaire D(slow) D(slow) D(slow) ADC(B0-B800) b (s/mm 2 ) f = [S 0 -S 0D(slow) ] / S 0

14 Comment interpréter f? f représente la proportion du signal du secteur vasculaire à b=0 s/mm 2 f = «perfusion fraction» évolue souvent à l envers de la logique f augmente en cas d efficacité des antigiogéniques..!!?? Lewin et al., Eur Radiol 2011 Le flux sanguin et la perfusion hépatique diminuent en cas de stéatose Rijzewisk et al., Diabetes 2010 IVIM / stéatose Foie Normal (< 5.56%) Stéatose (> 5.56%) P f (%) 28% 33% Guiu et al., Radiology, sous presse

15 Comment interpréter f? f foie 28% ; f rein 9% ; f pancréas 20% [à 3T] La valeur de f est dépendante de la pondération T2 de la séquence influencée par le type de séquence, ses paramètres en particulier TE et le champ magnétique. T2 foie = 46 ms T2 sang = 290 ms f est donc variable selon les conditions de mesure peu utilisable en pratique Lemke et al., Magn. Res. Med. 2010

16 D fast : intérêt & difficultés Luciani et al., Radiology 2008 D fast = l. v / 6 l = longueur moyenne capillaire v = vitesse moyenne Nécessité de séquences avec beaucoup de valeurs de b (10 à 20) Nécessité d accéder à des valeur de b très faibles ( 5 s/mm 2 ) De faibles variations de signal entrainent des variations importantes de D fast En pratique les résultats sont à prendre avec prudence +++ D fast est utilisable à l échelle statistique mais pas à l échelle individuelle

17 Signal (logarithmic scale) En résumé : théorie IVIM (IntraVoxel Incoherent Motion) f 4.5 Diffusion moléculaire + Microperfusion D fast (=D*) 3 paramètres de diffusion : D slow, D fast, f 4.1 Diffusion moléculaire 3.7 D slow (=D) b (s/mm 2 ) S= S 0. [(1 f) e b.d(slow) + f e b.d(fast) ] Le Bihan D et al., Radiology 1986 & 1988

18 Signal (logarithmic scale) L imagerie pondérée en diffusion 4.5 Diffusion moléculaire + Imagerie parallèle, Gating respiratoire +++ Microperfusion Gradients de diffusion 3D (hypothèse: isotropie) TE le + court : gagner du signal ++++ b??? 4.1 Diffusion moléculaire T2 b (s/mm 2 ) Pondération en diffusion

19 Neoplasia, 2009 Tentative de consensus Peu suivie en pratique b = 100 s/mm2 et 600 s/mm2 (calcul D slow )

20 Diffusion et cellularité : attention à l effet T2! Diffusion normale de l eau Tissu hypercellulaire = restriction diffusion HYPERSIGNAL EN DIFFUSION (b>100) Hypercellularité +++ (en général malin) Structure très hyper-t2 (Kyste, angiome) Effet T2 shine-through Séquence diffusion (b=600)

21 CHC : Imagerie standard

22 Imagerie multiparamétrique de diffusion D(slow) Foie sain: 1.08 f Foie sain: 0.32 Tumeur :0.94 Tumeur :0.06 D(fast) Foie sain: 92 Tumeur : 29 Guiu B, Eur Radiol 2011

23 CONCLUSIONS 3 paramètres : D slow, D fast, f On ne devrait plus parler d ADC! Sauf si calculé à partir de b> s/mm2 mais çà revient à calculer D slow!! Attention à la nomenclature D slow =D ( =ADC si b > ) D fast = D* = D f D fast et f sont du domaine de la recherche Le Bihan, Radiology 1988 Hypersignal en diffusion = restriction diffusion et/ou Hyper-T2 Avenir = modèles + complexes

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