Caractérisation in vivo des propriétés thermiques rénales par ultrasons focalisés guidés par IRM de température F. Cornelis, B. Quesson, C. Moonen, N. Grenier UMR 5231
Résumé Objectifs: Evaluer in vivo les propriétés thermiques rénales par des chauffages non destructifs induits par ultrasons focalisés. Grâce au modèle Bio-heat Transfert, le coefficient d absorption (α), la diffusion thermique (D) et la perfusion (wb) peuvent être dérivées des données d IRM de température. Matériels et méthodes: Quarante deux chauffages (120W, 20s) ont été effectués sous anesthésie générale sur 6 porcs. Le débit artériel a été modifié par un ballonnet d angioplastie positionné dans l aorte. A partir des mesures de température volumétrique acquises en temps réel par IRM 1.5T (méthode PRF), α et wb sont obtenus par analyse de la courbe de l'évolution temporelle obtenue après intégration spatiale (Eth), la diffusion thermique a été obtenue par l analyse de la propagation spatiale, gaussienne, dans le temps. Résultats: Sans occlusion, Eth diminue de façon exponentielle au cours de la période de refroidissement, alors qu elle reste constante lors de l'occlusion. La variance de la gaussienne évolue linéairement dans le temps. Absorption et diffusion sont indépendantes de l écoulement à l'opposé de la perfusion (réduction moyenne de 85 % après gonflage du ballon, p < 0,0001). Conclusion: Une excellente correspondance existe entre le modèle et les données expérimentales, montrant la pertinence de ce modèle. Cette méthode non invasive pourrait améliorer la planification des traitements par ultrasons focalisés.
Plan Cliquez pour accéder au chapitre correspondant Introduction Comment prévoir l apparition de lésions thermiques après chauffage? Comment obtenir une IRM de température? 1 application: les ultrasons focalisés guidés par IRM Le modèle BHT Comment calculer le taux d absorption et de perfusion? Comment calculer le coefficient diffusion? Matériel et méthodes Résultats Analyse de l intégrale de température Estimation des coefficients de perfusion et d absorption Estimation du coefficient de diffusion Effet des tirs destructifs Limites Conclusion Cliquez pour revenir à cette diapositive
Introduction
Introduction Actuellement, plusieurs options sont possibles pour traiter une lésion tumorale Chirurgie Tissu sain Tumeur Alcoolisation Chimiothérapie Radiothérapie Et notamment les techniques d ablation par hyperthermie locale US focalisés (HIFU) Hyperthermie locale Radiofréquence Laser Cryothérapie Micro-onde Mais il pourrait être intéressant de connaitre la distribution de la température après chauffage en fonction de différents paramètres tissulaires: perfusion, absorption, diffusion Car ces paramètres modifient le dépôt d énergie.
Comment prévoir l apparition de lésions tissulaires après chauffage? IRM Etablir la dose thermique au niveau de la zone chauffée Imagerie de température Image de dose thermique T Possible par IRM Fin procédure si dose suffisante IRM dynamique: seule technique permettant un monitorage spatial et temporel de la température time Lepetit-Coiffe M et al. J MRI. 2006
Comment obtenir une IRM de température? Echo Gradient: images de phase (φ) Carte de température Phase 1 Phase 2 Phase 2 Phase 1 Chauffage zoom x 4 zoom x 4 zoom x 4 Sans chauffage Pendant chauffage Soustraction 20 mm Car les variations de température modifient la phase dσ / dt = β = 0.01 ppm/ºc ± 5% ΔT = - Δ φ/ (β γ B o T E ) Denis de Seneville M et al. Int J Hyperthermia. 2005
Application: Ultrasons focalisés (HIFU) guidés par IRM de température Avantages: Non invasifs Balayage spatial d un volume (mécanique, réseau d émetteurs) Point focal HIFU T C Exemple de tirs multipoints et de thermométrie IRM: Transducteur Cliquez pour visualiser le film
Le modèle BioHeatTransfert Pennes
Comment déterminer les caractéristiques thermiques des tissus lors d une thermothérapie? réaliser un chauffage non invasif (pour ne pas modifier le milieu): utilisation des HIFU mesurer: IRM de température dériver les paramètres d un modèle mathématique: Modèle de bio-transfert de l énergie thermique (BHT) aux tissus biologiques Pennes HH. J Appl Physiol. 1948
Théorie: modèle BHT r T t ( r,t) 2 = D PERTE CHALEUR T D : diffusion thermique [mm² s-1] w b : perfusion [mg.cm-3.sec-1] α : absorption [ C J-1] r ( r,t) w T ( r,t) + αp( r,t) b r DEPOT ENERGIE Elévation de T C (nécrose)= énergie déposée P x interactions locales (α) - perte de chaleur (wb et D) Questions: 1. Ce modèle est-il valable? 2. Est-ce que ce modèle est suffisant pour décrire l évolution de la température dans les organes perfusés? Choix du rein comme organe d étude car perfusion+++ 3. Comment obtenir des valeurs quantitatives pour chaque paramètre? r Pennes HH. J Appl Physiol. 1948
Comment résoudre ces équations? BHT: Equation à 3 inconnus D, wb et α r T ( r,t) r r r = D 2 T ( r,t) w T ( r,t) αp( r,t) b + t Nécessiter de simplifier l équation par 2 analyses différentes: Pour volume suffisant: diffusion D négligeable rôle de l intégration spatiale de plusieurs voxels (pour englober tous les effets de diffusion) Si analyse durant refroidissement: suppression de αp analyse spatiale et temporelle des effets de la diffusion thermique depuis le point focal (significatifs seulement durant cette période)
En un point Pour un volume Equation r BHT: T r,t r r r = D 2 T ( r,t) w T ( r,t) + αp( r,t) Energie Thermique = th ETh t Coefficients de perfusion et ( ) t () t r r = D T b Th + r d absorption b ( r,t) dr w E ( t) α P( r,t) r r r d E T ( r, t) 2 P P ( r, t dr Pour un volume d intégration spatial suffisant (diffusion en dehors du volume négligeable): E th Equation différentielle 1 ordre E Th t () t + w b E Solution analytique: = tot Th( t) = αptot αp ( 1 exp( w t )) / w E th b ( 0) exp( w t ) b b heating cooling Rôle de la modulation de la perfusion (par ballonnet d angioplastie dans notre étude) pour visualiser les variations d Eth en fonction de la présence ou non du flux sanguin entrant Un fit des résultats (méthode de Levenberg-Marquardt) permettra d obtenir les paramètres α et wb tot r = r r ) Si perfusion (wb 0): Élévation selon exponentielle lors du chauffage exponentielle décroissante lors du refroidissement: Si occlusion (wb=0): Élévation selon droite lors du chauffage constante lors du refroidissement (Eth=Eth0) r
Calcul de la diffusion Equation BHT: r T ( r,t) = D 2 T t r ( r,t) w T ( r,t) + αp( r,t) b r r Durant le refroidissement La coupe contenant le pic de température à la fin du chauffage est sélectionnée Le pic de température évolue selon une courbe gaussienne durant le refroidissement Un fit Gaussien (Levenberg-Marquardt) est appliqué en 2D (x et y) au cours du temps pour en dériver la variance σ²0: TEMPERATURE C Evolution de la température au point focal σ²(t) 2 3 1 [mm] T r ( r,t) = T 1 / 2 2 2 y + z 2 x 0 exp exp exp 2 2 2 2 0 yz 0x 2( σ 0 yz + 2Dt) 2( σ 0x + 2Dt) σ 2 σ 0 yz + 2Dt σ 2 σ 0 x + 2Dt ( w t) b La diffusion spatiale de la température ne dépend pas du coefficient de perfusion wb ( qui agit comme facteur d échelle) La variance σ²(t) de la fonction gaussienne augmente linéairement dans le temps selon σ²(t) = σ²0 + 2D.t : obtention du coefficient D par la dérivée
Objectif de l étude Valider in vivo le modèle de bio-transfert de l énergie thermique (BHT) aux tissus biologiques: Apprécier in vivo les effets de l occlusion vasculaire sur les données d IRM de température (intégrale Eth) Evaluer in vivo quantitativement : le taux de perfusion wb le taux d absorption α le coefficient de diffusion thermique D Evolution des paramètres après tir destructif?
Matériel et méthodes
Mise en place du matériel 6 porcs 50-70kg Anesthésie générale Mise en place d un cathéter sous échographie Puis du ballonnet d angioplastie dans l aorte abdominale Modulation de la perfusion
Positionnement du ballonnet Cliquez pour visualiser le film Vidéo IRM EG rapide: True-Fisp Mise en place du ballonnet aux ostia des artères rénales
Débitmètrie en Contraste de Phase Aorte sus rénale Coupes Artère rénale gauche Débimétrie en contraste de phase Aorte sous rénale Ballonnet gonflé Contrôle de l occlusion vasculaire lors du gonflage du ballonnet 60 50 40 Débit aorte sous rénale Débit aorte sus rénale Débit artère rénale droite Débit artère rénale gauche Position Artère rénale droite 5 Débit (ml/s) Débit instantané (ml/s) 30 20 Artère rénale gauche 4,5 10 0 Aorte sus rénale 21,5-10 Temps 14 41 68 95 123 150 177 204 232 259 286 313 341 368 395 422 450 477 504 532 559 586 613 641 668 695 722 750 777 804 831 859 886 Aorte sous rénale 11,5 Temps (ms)
Positionnement du transducteur Détermination du point focal en 3D Axial Coronal Sagittal Y IRM 1.5T Achieva-Intera, Philips HIFU T1 EG rapide 3D Transducteur: 256 éléments diamètre d'ouverture de 126 millimètres 120 millimètres de rayon de courbure X
Thermométrie par IRM 5 à 6 coupes Single Shot EPI 500-600 dynamiques (0,4 ou 0,48 s) Résolution spatiale: 2,68x2,68x7 mm³ T C T C Chauffage HIFU Occlusion Perfusion libre Visualisation des effets de la perfusion dans 1 voxel Temps Y X
Chauffages Etude sur 52 chauffages HIFU 42 Non destructifs (120W, 20s) 21 sans occlusion (ballon dégonflé) 21 avec occlusion (ballon gonflé) validation du modèle/ obtention des paramètres 10 Destructifs (250W, 30s) recherche de variation des paramètres
Résultats
Validation du modèle A partir des données expérimentales (fits des 42 chauffages non destructifs) et de l équation de Pennes
Analyse de l intégrale de température après tir non destructif (120W, 20s) Ballonnet dégonflé (wb 0) Ballonnet gonflé (wb=0) HIFU HIFU Chauffage Lors du chauffage: dépendance à αp et temps Élévation selon droite (si wb=0) ou exponentielle (si wb 0) Lors du refroidissement: Si perfusion (wb 0): exponentielle décroissante Si occlusion (wb=0): constante (si occlusion totale) Conforme au modèle BHT Rappel: E th = αp ( 1 exp( w t )) / w E th tot b ( 0) exp( w t ) b b Temps/sec heating cooling
Analyse de l évolution spatiale de la température au cours du refroidissement La variation de la variance de la fonction gaussienne σ2 (t) en x et en y montre une dépendance linéaire avec le temps Conforme avec BHT Ballonnet dégonflé Ballonnet gonflé Rappel: Le pic de température peut être approcher par une gaussienne Durant le refroidissement: σ²(t) = σ²0 + 2D.t
Détermination des paramètres thermiques à partir de tirs non destructifs A partir des données expérimentales (fits des 42 chauffages) et de l équation de Pennes
Perfusion 0,14 0,12 Diminution 0,08 significative de la 0,06 perfusion (p<0,0001) 0,04 l.s -1 ) Perfusion rate (ml -1.ml 0,1 0,02 0 120 Wac Without Obstruction 120 Wac With Obstruction
Absorption 35 30 Pas de différence significative Absorption rate (mm m 3.K.J -1 ) 25 20 15 10 5 0 120 Wac Without Obstruction 120 Wac With Obstruction
Diffusion selon x et y Ballonnet dégonflé Ballonnet gonflé X Durant le refroidissement: σ²(t) = σ²0 + 2D.t X Pas de modification significative (p=0,6) de l'évolution temporelle en fonction de l état d occlusion Diffusion coefficient (mm 2.s -1 ) 1 0,9 0,8 0,7 0,6 0,5 0,4 0,3 0,2 0,1 0 En X ballonnet dégonflé En X ballonnet gonflé Y En Y ballonnet dégonflé Y En Y ballonnet gonflé
Mesures des paramètres in vivo en fonction de l état d occlusion Précision suffisante (1 C) de l imagerie de température volumique et rapide Conforme avec: la théorie de Pennes les mesures ex vivo Paramètres Etude Littérature Taux de perfusion (ml -1.ml.s -1 ) Taux d'absorption (mm³.k.j -1 ) Coefficient de Diffusion (mm 2.s -1 ) 0.061 ± 0,025 0.02-0.05 9.142 ± 1,744 11.0 ± 1.85 0.269 ± 0.177 0.172 ± 0.003 In vivo Ex vivo Poulsen et al. Urol Res. 1988 Dragonu et al. NMR Biomed. 2009
En résumé Validation du modèle BHT Sous l effet de l occlusion artérielle obtenu par le ballonnet: Modification de l évolution temporelle de l intégrale spatiale de température Pas de modification de l absorption et du coefficient de diffusion
Effet des tirs destructifs
1 ère expérience: Intégrale de température après tir destructif 250W Existe-t-il des modifications d Eth par rapport aux résultats des tirs non destructifs? T C HIFU Sans occlusion Temps (dyn) HIFU Avec occlusion Temps (dyn) Comparable aux résultats des tirs non destructifs (ex: décroissance vs plateau pendant refroidissement) Pas d information sur la présence de lésions tissulaires
2 ème expérience: Recherche de modification de la perfusion Tir HIFU 200W, 20s Ballon dégonflé après le début du refroidissement après tir destructif Analyse de Eth Dégonflage du ballonnet HIFU Visualisation de l influence de la perfusion sur l intégrale spatiale de température: l effet du flux entrant est maintenu même après un tir destructif dans le volume d intégration pas d information sur la présence ou non de lésions tissulaires dues aux HIFU
3 expérience: Analyse des propriétés thermiques après tir destructif 6 protocoles de suivi (minimum 5 chauffages): 1 de 120W, 20s de référence 1 destructif (250W, 30s) au moins 3 de 120W pour le suivi Puissance (W) 300 250 200 150 100 50 0 250W Puissance Référence 0 10 20 30 Temps (min) Puissance 120W 120W 120W 120W Référence Tir destructif But: visualiser les modifications dans le temps des paramètres après tir destructif caractérisation des lésions secondaires aux HIFU?
Evolution du taux de perfusion obtenu avant/après tir destructif 0,14 Perfu usion (ml.ml/s) 0,12 0,1 0,08 0,06 0,04 0,02 0 HIF FU 250W t0 t0+10min t0+20min t0+30min t0+40min Temps (min) Puissance (W) 300 250 200 150 100 50 Puissance Puissance Diminution du taux de perfusion dans le temps Différence significative à 20 minutes (p=0,041) Dispersion des valeurs s atténue (homogène) 0 Référence 0 10 20 30 Temps (min)
Evolution du coefficient d absorption Coeffic cient Absorption (mm3.k/j) 16 14 12 10 8 6 4 2 0 HIF FU 250W t0 t0+10min t0+20min t0+30min t0+40min Temps Puissance (W) 300 250 200 150 100 50 0 Puissance Puissance Référence 0 10 20 30 Temps (min) Pas de variation de l absorption Absence de différence significative (p=0,126)
Evolution du taux de diffusion Diffusion en x Diffusion en y fficient Diffusion (mm2/s) Coef 1 0,9 0,8 0,7 0,6 0,5 0,4 0,3 0,2 0,1 0 HIFU 250W t0 t0+10min t0+20min t0+30min t0+40min fficient Diffusion (mm2/s) Coef 1 0,9 0,8 0,7 0,6 0,5 0,4 0,3 0,2 0,1 0 HIFU 250W t0 t0+10min t0+20min t0+30min t0+40min Temps (min) Temps (min) Puissance Puissance (W) 300 250 200 150 100 50 Puissance Absence de différence significative (p=0,11-0,25) 0 Référence 0 10 20 30 Temps (min)
Etude complémentaire: IRM de suivi après tir destructif T1 Gd+ T2W ADC Dose thermique Acquisitions réalisées à distance du tir à 250W Puissance (W) 300 250 200 150 100 50 0 Puissance Référence 0 10 20 30 Temps (min) Puissance Visualisation de la lésion créée Correspondance pondérations T1 Gd+, T2, cartographie ADC et cartographie de dose thermique
Etude complémentaire: IRM de diffusion après tir destructif ADC t=0 t=5 t=15 t=25 Acquisitions réalisées entre les différents tirs HIFU/thermométrie Puissance (W) 300 250 200 150 100 50 0 Puis sanc e Puissance Référence 0 10 20 30 Temps (min) Détection précoce des lésions par mesure ADC après tir destructif Volume superposable aux pixels ayant atteint la dose thermique létale 0 5 15 25
En résumé Modification des paramètres après tirs destructifs Baisse significative du taux de perfusion après chauffage destructif Pas de modifications précoces et significatives de l absorption et de la diffusion modification de ces paramètres plus tardivement? Parallèlement: Modifications associées de l ADC, du T2 et du T1 Bonne correspondance avec la cartographie de dose thermique létale
Limites du modèle Méthode d intégration spatiale Minimise les différences locales Méthode d occlusion: Occlusion incomplète possible par: Variante anatomique Cercle anastomotique périrénal Effet du chauffage dit «non destructif» (<120W): Effet retardé? Phénomène d apoptose? Difficile à évaluer
Conclusion Le modèle BHT est: Validé in vivo par cette étude Adapté à la description des propriétés thermiques des tissus perfusés Permet d obtenir des valeurs quantitatives de perfusion, d absorption et de diffusion thermique fiables et reproductibles sous différentes conditions Changements des propriétés thermiques des tissus après chauffage destructif confirmé par l IRM de diffusion et de suivi
Perspectives Ces résultats permettront à terme de: déterminer les paramètres pour d autres tissus sains et pathologiques optimiser les dépôts d énergies aux tissus limiter les effets indésirables (brûlures) Des tirs tests permettront de calibrer les procédures pour chaque situation (type de tumeur, localisation, interface sur le trajet de propagation)