Revue de Pneumologie clinique (2009) 65, 40—48

SÉRIE : SOCIÉTÉ D’IMAGERIE THORACIQUELe cancer bronchique : quoi de neuf en imagerie ?

IRM de perfusion et de diffusion dans le bilaninitial et le suivi des patients atteints decancer bronchique

Perfusion and diffusion-weighted MR imaging in the early staging and thefollow-up of patients with lung carcinoma

A. Khalil a,∗, I. Thomassin-Naggaraa, V. Gounantb,N. Nedelcua, C. Marsaulta, M.-F. Carettea

a Service de radiologie, hôpital Tenon, AP—HP, 4, rue de la Chine, 75020 Paris, Franceb Service de pneumologie, hôpital Tenon, AP—HP, Paris, France

Disponible sur Internet le 8 janvier 2009

MOTS CLÉSCancer bronchique ;IRM ;Perfusion tissulaire ;Imagerie de diffusion

Résumé La caractérisation tissulaire est un objectif majeur et ultime de l’imagerie, qu’ellesoit morphologique (la tomodensitométrie, l’imagerie par résonance magnétique) ou métabo-lique (TEP-FDG-[18F]). L’imagerie fonctionnelle, en utilisant l’IRM, émerge depuis quelquesannées avec l’imagerie de perfusion des nodules pulmonaires et très récemment, l’imagerie dediffusion appliquée au cancer bronchique. Nous détaillons dans cette revue l’intérêt et la placede l’imagerie de diffusion et de perfusion par IRM dans le diagnostic, le bilan locorégional et lesuivi des patients atteints de cancer bronchique.© 2008 Elsevier Masson SAS. Tous droits réservés.

KEYWORDSLung cancer;MRI;

Summary Tissue characterization is a major and ultimate goal of imaging, whether morpho-logical (Computed Tomography, Magnetic Resonance Imaging) or metabolic (PET-FDG-[18F]).Functional imaging, using the MRI, began several years ago with the perfusion of lung nodules

Tissue perfusion;Diffusion-weightedimaging

and very recently with diffusion-weighted imaging applied to the lung cancer. The authorsreview the interest and the place of diffusion-weighted and perfusion MR imaging in the diag-nosis, early staging and follow-up of patients with lung cancer.© 2008 Elsevier Masson SAS. All rights reserved.

∗ Auteur correspondant.Adresse e-mail : antoine.khalil@tnn.aphp.fr (A. Khalil).

0761-8417/$ — see front matter © 2008 Elsevier Masson SAS. Tous droits réservés.doi:10.1016/j.pneumo.2008.08.001

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IRM de perfusion et de diffusion dans le cancer bronchique

Durant ces dernières années, l’exploration tumorale parIRM a connu des progrès techniques prometteurs. Les pro-grès récents de l’IRM sont réalisés autour de l’explorationtumorale fonctionnelle. Cette exploration fonctionnelles’intéresse à la spécificité cellulaire, architecturale et vas-culaire de ces tumeurs en utilisant la spectroscopie parIRM, l’IRM de perfusion et l’imagerie de diffusion. L’analysespectroscopique, en étudiant la concentration relative desmolécules, permet de suggérer un diagnostic histologique ;néanmoins, cette technique est actuellement non appli-cable au cancer bronchopulmonaire. L’imagerie de perfusionvasculaire étudie le flux sanguin, le shunt artérioveineuxintratumoral et la perméabilité vasculaire permettant dedistinguer une tumeur maligne d’une tumeur bénigne et debien limiter la tumeur du tissu environnant. Elle est surtoututilisée actuellement dans l’appréciation de la réponse pré-coce à une chimiothérapie utilisant des anti-angiogéniques[1—3]. L’imagerie de diffusion reflète la liberté de diffusionde molécules d’eau à l’échelle cellulaire témoignant de lacellularité tumorale [4]. Des applications de cette imageriedans l’exploration du corps entier couplée à l’IRM standardcommencent à paraître dans les congrès internationaux etdans la littérature médicale récente [5—7].

Dans cette revue, nous allons nous intéresser à l’IRM fonc-tionnelle par rehaussement dynamique avec injection decontraste et à l’imagerie de diffusion dans le bilan initialet le suivi du cancer bronchique.

Imagerie de perfusion par IRM avecinjection de contraste

La perfusion tumorale tissulaire peut être étudiée essen-tiellement par deux méthodes en IRM. La premièreest l’imagerie de détection de l’oxygénation tissulaire(Blood Oxygen Level Dependent [BOLD]) ; la deuxième estl’imagerie de suivi de bolus avec la cinétique de rehausse-ment tissulaire (IRM dynamique avec injection de produitde contraste : IRM-DPC) [8,9]. La première ne permet quela mesure du flux sanguin et ne permet pas d’accéder auxautres paramètres de la microcirculation tumorale : elle nesera pas étudiée dans cette revue. En revanche, la deuxièmepermet d’évaluer, en plus du flux sanguin tumoral, la per-méabilité capillaire, le volume sanguin tissulaire, le volumede distribution interstitielle et le temps de transit moyen(perfusion tissulaire/volume sanguin) [10—12].

Physiologie

La vascularisation tumorale est complexe ; elle diffèreconsidérablement de celle d’un tissu normal ou d’unelésion bénigne. Elle recrute des structures vasculairespréexistantes et développe une néovascularisation. La néo-vascularisation par angiogenèse est un processus chaotiquedû à l’absence d’ordre et de contrôle qui est la naturemême du cancer. Il est probable qu’il existe un déséqui-

libre entre les cytokines intratumorales de pro-angiogenèse(par exemple, le VEGF : Vascular Endothelial Growth Fac-tor) et anti-angiogenèse (par exemple, endostatine) [9].La prolifération vasculaire est stimulée d’une facon pré-pondérante par l’hypoxie générée dans les zones tumorales

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es plus éloignées en rapport avec des difficultés de dif-usion de l’oxygène. D’autres facteurs spécifiques de laaladie jouent un rôle dans la vascularisation tumorale,

omme l’expression des oncogènes, le PH extracellulairet la distribution des récepteurs des facteurs de croissanceGrowth Factor). L’inhibition naturelle de l’angiogenèse estomplexe et son processus est mal compris. Il est évidentue les éléments structurels des tissus tumoraux commees matrices en fibrine relarguent des éléments chimiques,mpêchant le développement de nouveaux vaisseaux. Enait, nous nous trouvons dans un environnement où règnene compétition d’antagonistes et où le désordre prédo-ine.Au niveau macroscopique, nous observons une tumeur

vec une vascularisation anarchique associant des zones’hypoxie, de nécrose et des régions bien vascularisées aveces vaisseaux présents et bien développés. Au niveau micro-copique, le vaisseau tumoral est irrégulier en taille et enspect, perdant la structure hiérarchique d’un vaisseau nor-al, aboutissant à un développement complexe et à une

ésistance accrue au flux sanguin. Cette paroi vasculairest mal développée et présente des zones d’endothéliumiscontinues, contenant relativement peu de cellules mus-ulaires lisses et une membrane de soutien irrégulière.’ensemble de ces anomalies contribuent à créer une per-éabilité vasculaire accrue aux macromolécules et auéveloppement d’une hyperpression interstitielle au fluide.u final, des groupes de cellules tumorales vont se déve-

opper dans des micrœnvironnements d’hypoxie, de PH bas,boutissant à une angiogenèse accrue et sélectionnant ainsies phénotypes les plus agressifs.

RM de perfusion

a différence de vascularisation entre tissu tumoral et nor-al permet en imagerie de distinguer une tumeur bénigne’une tumeur maligne et d’identifier les cibles spécifiquesour un traitement antivasculaire ou anti-angiogénique13,14,8]. L’IRM dynamique avec produit de contraste (IRM-PC ; DCE-MRI en anglais) est une technique qui utilise uneolécule paramagnétique de petit poids moléculaire (lesroduits de contraste utilisés en routine), injectée par voieeineuse périphérique et suivie d’une facon dynamique aveces multiples images durant entre trois et huit minutesu minimum. Les premières acquisitions sont réalisées deanière rapprochée (une à quelques secondes) pour appré-

ier la pente de prise de contraste (Fig. 1). Ainsi, on peutuivre la cinétique du produit paramagnétique pénétrant laumeur par les vaisseaux, sa diffusion vers l’espace extra-asculaire et sa stagnation dans cet espace. Les séquencestilisées durent d’une à deux secondes pour les coupesécessitant l’exploration de la tumeur à étudier et d’unertère et ce, afin d’obtenir la fonction d’entrée artérielle15,16]. L’analyse de la prise de contraste peut être effec-uée soit de manière descriptive à l’aide des courbes et desourcentages de rehaussement, soit de manière quantita-

ive en modélisant les valeurs du signal pour calculer desoncentrations de gadolinium.

Le rehaussement du signal d’une tumeur dépend desacteurs physiologiques et physiques incluant la fonctionénale, la fonction cardiaque, la pression artérielle, la

42 A. Khalil et al.

Figure 1. Patiente suivie pour une masse tumorale lobaire supérieure droite. A : type d’image en écho de gradient pondérée en T1 pourle suivi du rehaussement (une image toutes les deux secondes) pendant cinq minutes. B : la courbe de rehaussement obtenue avec une zoned entaa morp

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’intérêt dans la tumeur et une autre dans l’aorte montre un pourcvec une pente raide témoignant de sa nature maligne. C : l’image

urface capillaire, la perméabilité capillaire et le « volumee diffusion dans l’espace extracellulaire et extravasculaireumoral » (Ve). L’IRM-DPC génère des paramètres reflétantn ou plusieurs facteurs de ce processus de rehaussement ;lle peut ainsi être utilisée pour mesurer les anomalies danse flux artériel tumoral, le « volume vasculaire tumoral oue plasma tumoral » (Vp), la perméabilité, la tortuosité et laression interstitielle. Les paramètres quantitatifs utilisésn imagerie de perfusion tels que le flux sanguin tumoral,e volume sanguin tumoral, le volume sanguin total et lavitesse de transfert vers l’espace extravasculaire ou per-éabilité capillaire » (Ktrans), sont indépendants du type de

a machine, de la séquence utilisée ou du post-traitementffectué. Il s’agit de paramètres quantitatifs reproduc-ibles exprimés en concentration de produit de contraste,tilisables en pratique pour un éventuel suivi thérapeutique.

Le flux sanguin tissulaire, exprimé en millilitre par minutear millilitre de tissu, reflète la perfusion du tissu tumoralorrespondant au volume de sang parvenant à la tumeur parnité de volume de tissu.

La perméabilité capillaire Ktrans, exprimée par milli-itre par minute par 100 ml de tissu, reflète le débit duontraste « perfusion » et le passage à travers la paroi capil-aire « perméabilité », et correspond à la quantité de sangue le traceur diffuse à travers les membranes capillaires

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ge de rehaussement du signal de 145 % par rapport au signal initialhologique correspondante en STIR et en respiration libre.

ar unité de temps et unité de volume de tissu. Le Ktransst un dérivé de la conversion des valeurs de l’IRM-DPC enoncentration de produit de contraste avec un modèle phar-acocinétique. Le Ktrans est très utilisé dans la littérature,

ar il s’agit d’un paramètre robuste, reproductible, mais quie signifie rien sur le plan physiopathologique.

Le volume vasculaire tumoral (Vp) et le volume de dis-ribution interstitielle ou extracellulaire (Ve) sont exprimésn pourcentage (ou ml/ml de tissu). Le volume sanguineflète la proportion de volume tissulaire occupé par lesaisseaux, mais il ne détectera que les vaisseaux effecti-ement circulants dans lesquels l’agent de contraste seraistribué. Le calcul de l’ensemble de ces paramètres peuttre effectué soit au moyen de régions d’intérêts, soit auoyen d’une cartographie paramétrique. Ainsi, les para-ètres mesurés par IRM de perfusion sont des paramètres

ndirects de l’angiogenèse.Les stratégies d’acquisition des images d’IRM-DPC varient

’un protocole à l’autre, mais en général, elles permettent’obtenir trois types d’image : l’image initiale de la tumeur

our la localisation et pour une analyse anatomique, laéquence suivante pour le calcul du temps de relaxation T1nitial avant l’injection du produit de contraste et enfin,ne acquisition dynamique toutes les quelques secondesl’intervalle le plus court possible) durant une période

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IRM de perfusion et de diffusion dans le cancer bronchique

comprise entre cinq et dix minutes. La séquence dynamiqueest un compromis entre la résolution spatiale, la résolutiontemporelle et la couverture anatomique [16].

Caractérisation tissulaire par IRM deperfusion en imagerie thoracique

Les études concernant la caractérisation tissulaires’intéressent essentiellement à l’analyse du pourcen-tage de rehaussement en fonction du temps, de la pentede la courbe de croissance de la prise de contraste et dela décroissance du signal rapporté au temps (wash out)(Tableau 1). Le résultat de plusieurs études d’IRM a suggéréque les index dynamiques et morphologiques de l’IRM deperfusion permettent de différencier un nodule bénin d’unnodule malin [14,17—19]. Le pourcentage de rehaussementdu nodule (l’intensité de signal initiale est celle qui précèdele début d’injection du produit de contraste) varie entre82 et 260 % pour le nodule malin et entre 26 et 117 % pourle nodule bénin. La sensibilité, la spécificité, la valeurprédictive positive, la valeur prédictive négative et lavaleur diagnostique de cette mesure sont respectivementde 96 à 100 %, 76 à 88 %, 72 à 90 %, 95 à 100 % et 85 à 92 %. Lavaleur prédictive négative de 74 % dans l’étude de Kono etal. [14] s’explique par le nombre important de pneumoniescryptogéniques organisées focales dans les lésions bénignesdont le pourcentage de rehaussement est aussi proche,voire plus élevé, qu’une tumeur maligne.

Enfin, Fujimito et al. [20] ont rapporté que la prise decontraste dynamique en IRM d’un nodule pulmonaire per-met d’étudier la vascularisation tumorale et de prédirel’évolution des tumeurs bronchiques périphériques. Le pour-centage de rehaussement et la pente de la courbe étaientcorrélés positivement avec le contage des microvaisseaux ;en revanche, le temps d’arrivée au rehaussement maxi-mal (Tmax) était négativement corrélé avec le contage desmicrovaisseaux. La pente était corrélée à la présence ouà l’absence de VEGF dans les tumeurs. Les patients ayantune tumeur VEGF positive présentaient significativementune survie plus courte.

Évaluation de la réponse thérapeutique

L’IRM de perfusion permet de détecter les effets biolo-giques d’une chimiothérapie par la mise en évidence, demanière précoce, des modifications des paramètres micro-vasculaires, avant même une modification de la taille destumeurs. Ces modifications précoces ont été rapportéesentre 24 et 48 heures après le début d’une chimiothérapie.Devant l’importance croissante de l’IRM-DPC dans le suiviet l’évaluation de la réponse thérapeutique précoce chezles patients traités par une thérapie anti-angiogénique, unestandardisation des paramètres à mesurer a été proposéepar Leach et al. [2]. Les paramètres essentiels sont le Ktranset l’aire sous la courbe.

Nous avons participé à une étude multicentrique de phaseII d’une chimiothérapie anti-angiogénique ciblée contre lesrécepteurs VEGF chez des patients ayant une maladie can-céreuse avancée [21]. Le paramètre utilisé était le Ktrans.Nous avons observé une réduction significative de Ktrans à j2

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35,2 % (p < 0,0001, N : 35 patients) sans prédire l’évolutioners la stabilité ou l’aggravation. L’explication est possible-ent en rapport avec la petite taille de l’échantillon et

’hétérogénéité des cibles.

magerie de diffusion par IRM

’IRM représente la seule méthode d’imagerie permettante mesurer la diffusion moléculaire in vivo. Ce phénomènest lié aux mouvements browniens des molécules d’eau danses tissus, mais d’autres facteurs, tels que la perfusion danses réseaux capillaires, sont à considérer [4]. Dans un tissuivant, la molécule d’eau ne diffuse pas de facon égale,ans toutes les directions, mais suit une direction ordonnéeomme les fibres et autres éléments structurels tissulaires.e déplacement de ces molécules d’eau est restreint pares facteurs naturels tels que la membrane cellulaire, lesacromolécules et la variation des pressions interstitielles.

n fait, la diffusion correspond à un reflet de l’ordre tri-imensionnel tissulaire. Le cancer, par sa nature, tend àroduire du désordre, détruisant les limites tissulaires nor-ales, induisant une distorsion fibrillaire et perturbant ainsi

e déplacement habituel des molécules d’eau.

rincipes d’acquisition et traitement desonnées

a faible diminution du signal secondaire aux mouvementsléatoires des molécules d’eau (diffusion liée aux mouve-ents browniens), par la perte de cohérence de leur phase,

’est pas détectable par les séquences d’IRM habituelles.a sensibilisation du signal IRM à ces mouvements, de plusetite échelle (la diffusion brownienne) que l’écoulementanguin macroscopique, est possible en ajoutant des gra-ients de champ magnétique dans la direction à étudier [4].n effet, Stejkal et Tanner [22] ont initialement décrit uneéthode qui consiste à appliquer deux gradients bipolaires

ymétriques de part et d’autre de l’impulsion de 180◦ d’uneéquence écho de spin pour accentuer le déphasage despins mobiles et produire une atténuation du signal, relativeu mouvement des spins à l’intérieur du voxel. La pondéra-ion de diffusion dépend de la valeur de « b » (b = �2 G2 �2�—�/3], où b est exprimé en sec/mm2) ; plus la valeur de

est élevée, plus la séquence est pondérée en diffusion.fin d’augmenter la valeur de b, on peut, selon la for-ule, augmenter l’amplitude des gradients (G), leur durée’application (�) ou bien l’intervalle de temps séparant leseux gradients (�).

Dans les publications récentes, les auteurs utilisent deuxaleurs de b (b = 0 sec/mm2, pondération T2 exclusive ; et= 600 à 1000 sec/mm2, pondération en diffusion) avec des

équences en échoplanar permettant d’avoir des imagesn moins de 100 ms et surtout d’observer une décroissanceu signal. Il existe une relation entre l’intensité du signalprès application du gradient de diffusion (S) et avant

’application de ce gradient (S0), avec la valeur de b et uneonstante physique indépendante du champ magnétique,e la machine, des séquences et de leurs paramètres,ui est le coefficient apparent de diffusion (ADC). Lealcul de l’ADC est obtenu à partir de la formule « S = S0.

44A.

Khaliletal.

Tableau 1 Récapitulatif des séries analysant l’apport de l’IRM de perfusion dynamique avec injection de produit de contraste rapportées dans la littérature récente.

Auteurs/année Ohno et al. (2002) [17] Kim et al. (2004) [18] Schaeffer et al. (2004) [19] Kono et al. (2007)[14]

Nodules : Total/Malins/Bénins 58/38/20a 54/21/33 51/27/24 202/144/48Contraste : Quantité/débit 0,1 ml/kg ; 5 ml/sec 0,1 ml/kg ; 2 ml/sec NP 0,1 ml/kg : manuelleÉpaisseur des coupes 10 mm 3 à 5 mm 6 mm 8 mmEspacement 0 0 à 1,5 mm 0 2 mm3D/2D 3D 2D 2D 2DRépétition 1,1 s 10 coupes/min 15 s 1 minNombre des répétitions 30 8 24 0, 1, 2, 3, 4, 5, 6, 8 minFacteur analysé % RRM, la pente % de rehaussement % de rehaussement % de rehaussement, wash

outMalin (M) RRM : 0,200—0,749

Pente : 0,027—0,138131,2 ± 46 (82,6—260) 126 (105—144) % de rehaussement :

101(79—124) Pente(%/min) : 36 (24—50)

Bénin (B) RRM : 0,045—, 218Pente : 0,002—, 021

54,2 ± 45,3 (0,7—117,7) 42 (26—79) % de rehaussement/Pente :POCF : 128 (113—160)/50(30—83) Tuberculome : 36(16—65)/5 (2-11)Hamartome : 68 (54—88)/9(7—13)

Sensibilité/Spécificité (%) RRM : 100/75 Pente :100/85

100/76 96/88 Cancer/tuberculome ouhamartome % rehaussement(75 %) 81/81 Pente(13,5 %/min) 94/96

VPP/VPN/Diagnostic (%) RRM : 88/100/91Pente : 93/100/95

72/100/85 90/95/92 Cancer/tuberculome ouhamartome %rehaussement(75 %) : 96/44Pente (13,5 %/min) : 99/74

Type de prise de contraste NPGlobale M/B NP 19/4 6/5 60/19b

Hétérogène M/B NP 2/4 21/7 81/19Périphérique NP 0/15 0/7 3/16Absente NP 0/10 0/5 0/4

Abréviations : NP : non présent ; VPP : valeur prédictive positive ; VPN : valeur prédictive négative ; RRM : rehaussement relatif moyen (la référence est le parenchyme pulmonaire) ; POCF :pneumopathie organisée cryptogénique focale ; M : malin ; B : bénin.a Le groupe bénin est divisé en infectieux évolutif (n = 10) et tumeur bénigne et infectieuse chronique (n = 10).b Les 19 nodules bénins correspondaient à une pneumopathie organisée cryptogénique focale.

IRM de perfusion et de diffusion dans le cancer bronchique 45

Figure 2. A : M. T., âgé de 32 ans, consulte pour une altération de l’état général. La radiographie thoracique montre une masse lobaireinférieure gauche et des adénopathies pédiculaires. Les séquences d’IRM suivantes sont effectuées dans le plan axial transverse en respirationlibre, sans asservissement cardiaque et les coupes sont jointives de 8 mm d’épaisseur. A : coupe d’IRM pondérée en STIR centrée sur lepédicule lobaire inférieur gauche montrant les masses ganglionnaires (flèche), l’image correspondante (B) en diffusion avec une valeurde b de 1000 sec/mm2 (image en fenêtre inversée) montre la persistance d’un signal dans la masse ganglionnaire. Notez un artéfact lié àl’imagerie en échoplanar dans la région latérale gauche (tête de flèche). C : la cartographie de la valeur de l’ADC (coefficient apparentde diffusion) montre une valeur de 1,7 10−3 ± 0,15 mm2/sec. D, E, F : les coupes pondérées en STIR (D), en diffusion avec une valeur deb = 1000 sec/mm2 (E) et la cartographie de l’ADC centrée sur la masse lobaire inférieure gauche. La valeur de l’ADC de la tumeur principaleest de 1,57 10−3 ± 0,13 mm2/sec. G : le contrôle après trois cycles de chimiothérapie ne montre pas une réponse tumorale cellulaire avecune valeur de l’ADC diminuée à 1,39 10−3 ± 0,15 mm2/sec. Cette donnée était corroborée par les mesures de la SUV par la TEP-FDG.

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(−b. ADC) », permettant de réaliser une cartographie de’ADC. En s’aidant des images morphologiques, on peutéfinir des zones cibles avec des valeurs moyennes d’ADC.’ADC peut être comparé avant et après traitement. Il estnversement proportionnel à la cellularité tumorale [23].

ilan initial du cancer bronchique

ce jour, une seule publication portant sur la caractérisa-

ion tumorale [24] des cancers bronchiques par l’utilisatione l’imagerie de diffusion en IRM a été publiée commene série préliminaire (Fig. 2). Matoba et al. [24] ontapporté la valeur ADC du cancer bronchique en fonctione son type histologique. Cette étude ne concerne que

dnpp

igure 3. M. A., âgé de 43 ans, est suivi pour un lymphome de type Basse pulmonaire gauche et un aspect tumoral des surrénales. A : coupe d

ne hypertrophie tumorale bilatérale des surrénales droite (flèche) et gaune valeur de b croissant de 0 sec/mm2 (B), 200 sec/mm2 (C), 600 sec/mignal en augmentant la valeur du b. F. L’image de la cartographie de l’ADne valeur d’une tumeur de type adénocarcinome. La biopsie de la surrébréviations : RD : rein droit ; RG : rein gauche.

A. Khalil et al.

0 lésions. Les valeurs de l’ADC (10−3 mm2/sec) moyenstaient de 2,12 ± 0,6 (adénocarcinome), 1,63 ± 0,5 (épi-ermoïde), 1,3 ± 0,4 (carcinome à grandes cellules) et,09 ± 0,3 (carcinome à petites cellules). La valeur de l’ADCes adénocarcinomes était significativement supérieure àelle des cancers épidermoïdes et des cancers à grandesellules (p < 0,05). De plus, la valeur de l’ADC des adénocar-inomes bien différenciés (2,52 × 10−3 ± 0,4 mm2/sec) étaitignificativement supérieure à celle des adénocarcinomeseu différenciés et des cancers épidermoïdes.

Fujisawa et al. [25] ont montré qu’il est possible deifférencier un abcès pulmonaire d’un cancer bronchiqueécrotique. La valeur moyenne de l’ADC dans l’abcès (troisatients) était de 1,11 ± 0,11 10−3 contre 1,63 ± 0,30 10−3

our le cancer bronchique nécrotique (sept patients). L’ADC

centrofolliculaire. Il consulte pour une toux faisant découvrir une’IRM pondérée en STIR centrée sur les glandes surrénales montrantche (tête de flèche). Les images correspondantes en diffusion avecm2 (D) et 1000 sec/mm2 (E) montrent la diminution progressive duC montre une valeur de 2,0110−3 ± 0,25 mm2/sec correspondant ànale droite confirme la nature adénocarcinomateuse de la tumeur.

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IRM de perfusion et de diffusion dans le cancer bronchique

plus faible des abcès est en rapport avec une restrictiondes déplacements des molécules d’eau dans le pus. Dansune série de 74 patients comparant l’IRM de diffusion corpsentier avec la TEP-FDG dans le bilan d’extension métasta-tique du cancer bronchique, Ohno et al. [26] ont montré,pour l’IRM de diffusion (Fig. 3) corps entier, une sensibi-lité, une spécificité et une valeur diagnostique respective de85,7 %, 90 % et 89,2 %, en comparaison à une sensibilité, unespécificité et une valeur diagnostique respective de 85,7 %,81,6 % et 82,4 % pour la TEP-FDG.

Évaluation de la réponse thérapeutique

Tous les traitements anticancéreux tendent à produire unedestruction cellulaire, une nécrose et une réduction de lapression interstitielle du fluide intratumoral. Cette destruc-tion cellulaire aboutit à une augmentation du mouvementdes molécules d’eaux entre les différents compartimentsliquidiens, entraînant une augmentation du coefficientapparent de diffusion mesuré par IRM (Fig. 2G). Ainsi,l’augmentation de la valeur de l’ADC peut être interprétéecomme une réponse à un traitement [27,28,7].

En conclusion, l’IRM fonctionnelle de perfusion et de dif-fusion paraît prometteuse aussi bien dans la prise en chargediagnostique et le staging tumoral que dans l’appréciationde la réponse thérapeutique. La confirmation de cetteorientation nécessite des études multicentriques compor-tant un nombre de patients suffisant et une méthodologieadaptée. Une standardisation, comparable à celle d’essaisthérapeutiques, ainsi que des méthodes et des paramètresquantitatifs indépendants des facteurs extratumoraux avecdes modèles bi-ou tricompartimentaux, sont nécessairespour une analyse reproductible et fiable.

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