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Journal de radiologie
Vol 91, N° 3-C2  - mars 2010
pp. 408-420
Doi : JR-03-2010-91-3-C2-0221-0363-101019-200909879
le point sur…
Apport de l’IRM de diffusion en pathologie rénale
 

C Roy, A Matau, G Bierry, G Bazille
[1] Service de Radiologie B, Hôpitaux Universitaires de Strasbourg, Nouvel Hôpital Civil, 1 place de l’Hôpital, BP 426, 67091 Strasbourg cedex France.

Tirés à part : Catherine Roy

[2] 

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Parmi les applications abdominales, l’imagerie de diffusion rénale est émergente après l’application hépatique. Le rein est le seul organe anisotropique de l’abdomen. C’est un organe complexe, avec différents types de flux, qui fait l’objet de beaucoup de travaux de recherche. L’imagerie de diffusion est très sensible pour la détection des lésions tumorales, en particulier celles de petite taille. Elle facilite également la caractérisation des lésions par le calcul du coefficient de diffusion apparent (ADC).

Sa chute est le reflet de l’hypercellularité et donc évocatrice de malignité. Cette application est actuellement disponible en routine sur tous les imageurs. La caractérisation des différents types de collection est possible. L’étude des néphropathies reste du domaine de la recherche clinique.

Abstract
Diffusion-weighted MR imaging of the kidney

After being first used for liver imaging, diffusion-weighted imaging of the kidney is in development. The kidney is the only anisotropic organ in the abdomen. It is a complex organ, with different types of flow, that is the subject of multiple research projects. Diffusion-weighted imaging is very sensitive for the detection of tumors, especially small ones. It also facilitates lesion characterization with the help of ADC values. Diffusion restriction indicates hypercellularity, which suggests malignancy. Diffusion-weighted imaging is currently available on clinical scanners. Characterization of different types of collections is possible. The characterization of nephropathies remains investigational.

Keywords: MRI, kidney , Diffusion-weighted imaging , Tumors , Nephropathy


Introduction

L’imagerie de diffusion fait partie depuis des années de l’arsenal de routine clinique en neuroradiologie. Les progrès récents des imageurs et les perfectionnements de la séquence d’écho planar, avec l’apparition de l’imagerie parallèle, permettent actuellement son utilisation en pathologie abdominale, car les artéfacts de mouvements sont réduits. Ces applications débutantes apparaissent déjà très intéressantes pour l’exploration de la pathologie hépatique et des masses ganglionnaires. L’étude de l’appareil urinaire est émergente et prometteuse.

Principe de la diffusion et particularités du rein
1.Principe de la diffusion

La séquence de diffusion utilisée en pathologie abdominale est identique à celle de l’application neurologique ; c’est une séquence ES T2 single shot EPI avec deux larges gradients dit “de diffusion” similaires, mais de direction opposée, appliqués de part et d’autre du pulse de 180°. Le rephasage incomplet des spins en mouvement entre les impulsions entraîne une perte de signal d’autant plus importante que la diffusion est élevée.

Il y a deux possibilités pour l’annulation du signal de la graisse :

  • Une saturation spectrale de la graisse [1]: la suppression de la graisse y est hétérogène ; il s’y ajoute de nombreux artéfacts provenant du tube digestif, mais sa résolution spatiale est satisfaisante.
  • La séquence appelée DWIBS (Diffusion Weighted whole body Imaging with background Body Suppression Signal 2D) [2] a été décrite plus récemment. Elle ajoute une inversion récupération avec un TI court (STIR) pour supprimer le signal de la graisse. La suppression de la graisse y est plus homogène et les artéfacts du tube digestif sont moins nombreux. Sa résolution en contraste est supérieure et elle est plus sensible aux lésions à contenu liquidien. Son principal inconvénient est une plus faible résolution spatiale.

Ces deux types de séquences sont acquises dans le plan axial en 2D. Des projections MIP et des reformations MPR sont possibles.

Dans notre expérience, nous privilégions la séquence avec saturation spectrale de la graisse. L’acquisition est en respiration libre. Le temps d’acquisition a une durée acceptable de 2 à 4 minutes pour couvrir tout l’abdomen supérieur. Ce temps dépend du nombre de coupes souhaitées, du nombre de valeurs de b, de la valeur maximum de b et du nombre de directions que l’on souhaite encoder en diffusion. Nous utilisons deux gradients b = 0 et b = 1 000. Les gradients sont appliqués simultanément dans les trois directions. Cette séquence est robuste, avec une bonne qualité d’image sur le rétropéritoine postérieur pour une coopération satisfaisante du patient.

L’intensité du signal en diffusion est le reflet d’une part des mouvements moléculaires au sein des espaces intra et extracellulaires (température, barrières biologiques de chaque tissu, cellularité…) et d’autre part de paramètres extérieurs comme la perfusion des tissus, la susceptibilité magnétique du tube digestif, ainsi que divers mouvements (battements artériels, mouvements respiratoires, mouvements du tube digestif).

Afin de minimiser la sensibilité aux artéfacts de mouvements du tube digestif, l’utilisation d’un antispasmodique (Glucagen®), recommandée pour la pathologie digestive, est moins utile pour le rétropéritoine, sauf chez le patient maigre. L’acquisition triggée à la respiration serait facile à utiliser, mais elle allonge de façon trop importante le temps d’acquisition. L’utilisation d’un trigger cardiaque, pour minimiser les battements artériels, augmente également le temps d’acquisition et n’est pas utilisé en pratique, bien qu’il ait été démontré qu’il améliorait la fiabilité des mesures d’ADC (coefficient de diffusion apparent) au niveau du foie, de la rate et du rein en diminuant les effets de déphasage aléatoire qui majorent ces dernières [3]. L’utilisation d’échos navigateurs positionnés sur la coupole diaphragmatique est une nouvelle possibilité pour minimiser les artéfacts dus à la respiration. L’effet des différents mouvements sur la valeur de l’ADC reste à évaluer.

L’intensité du signal en diffusion est également le reflet de paramètres techniques. La séquence de type EPI est très sensible aux artéfacts de mouvements. Les imageurs à haut champ 3T ont en imagerie abdominale deux types d’inconvénient. D’une part, l’effet diélectrique entraîne des pertes de signal localisées centrales, mais qui sont inconstantes car fonction du morphotype du patient. D’autre part, il y a une majoration des artéfacts de mouvements, des artéfacts de susceptibilité magnétique aux interfaces avec le tube digestif, ainsi que de l’artéfact de déplacement chimique. Les techniques de suppression de graisse permettent de s’affranchir de ce dernier. Cependant les imageurs à haut champ offrent une augmentation du rapport signal/bruit avec une meilleure résolution spatiale et une meilleure évaluation de la diffusion, car la qualité d’image est conservée avec un gradient de diffusion b élevé. En effet, avec une valeur de b faible, l’ADC est plus élevé par contribution des facteurs non liés à la diffusion (essentiellement la perfusion et d’autres mouvements). Au niveau du rein, la valeur de l’ADC intègre à la fois le flux sanguin et le flux urinaire dans les tubules. La perfusion capillaire est beaucoup plus rapide que la diffusion de l’eau et la perte de l’intensité du signal provient plus de la perfusion que de la diffusion de l’eau. Avec un gradient de diffusion élevé, soit b > 800 sec/mm², la contribution de la perfusion dans la valeur de l’ADC est fortement diminuée et la diffusion est prédominante. De ce fait, la valeur du coefficient de diffusion est plus faible quand le b est élevé. Dans notre pratique, nous utilisons un gradient b de 1 000 sec/mm². L’analyse de la cartographie ADC est indispensable pour éliminer un effet de surbrillance T2 responsable d’un hypersignal à b1000. D’une façon générale, une élévation de la valeur de l’ADC indique la présence d’un œdème ou de modifications kystiques et/ou nécrotiques, tandis qu’une diminution témoigne d’une ischémie, d’une infection ou encore d’une tumeur.

2.Particularités du rein

L’étude du rein est particulièrement complexe pour trois raisons :

  • il est très sensible aux mouvements respiratoires dans le sens crânio-caudal ;
  • il possède un débit sanguin très élevé ;
  • il est composé de plusieurs compartiments de petite taille (le cortex et la médullaire).

Le rein est le seul organe abdominal à diffusion anisotropique, c’est-à-dire prédominant dans une direction radiale correspondant à la configuration anatomique des tubules de la médullaire. Ceci a été démontré sur un imageur de routine clinique à l’aide d’un seul gradient dans l’axe z [4]. Dans le pôle supérieur, l’orientation de ces structures anatomiques est parallèle à celle du gradient, alors que dans la partie moyenne du rein leur orientation y est perpendiculaire. L’anisotropie existe essentiellement dans la médullaire, la corticale étant un espace considéré globalement comme isotrope. Cette caractéristique de diffusion anisotropique est importante à prendre en considération, car les valeurs d’ADC vont varier selon la direction de l’encodage. Dans le cas d’un organe anisotropique, la seule mesure reproductible est le calcul de la trace (ADC-trace ou cartographie) qui nécessite un encodage simultané dans les 3 directions de l’espace. Le temps d’acquisition de la séquence en sera allongé par rapport à une séquence pour un tissu où la diffusion est isotropique, car l’encodage d’une seule direction est suffisant. D’autre part, l’anisotropie étant surtout le fait de la médullaire, l’application simultanée dans les 3 directions orthogonales des gradients de diffusion a pour conséquence un moyennage et une tendance à minimiser les effets de la diffusion anisotropique dans la médullaire.

L’imagerie des tenseurs de diffusion est du domaine de la recherche. En appliquant 6 gradients avec un imageur de routine clinique, l’orientation radiaire de la médullaire est clairement identifiée avec un meilleur contraste qu’en imagerie de diffusion, définissant ainsi parfaitement une plus grande anisotropie dans la médullaire. Il a été démontré que la fraction d’anisotropie de la médullaire est significativement plus élevée que celle du cortex, tandis que la valeur d’ADC est supérieure dans le cortex [5], [6]. De ce fait, ce type de séquence pourrait dans l’avenir explorer la fonction rénale.

Aspect normal (fig. 1)

La valeur de l’ADC du rein est supérieure à celle des autres organes abdominaux. Elle est très variable dans la littérature, allant de 1,8 à 3,5 mm²/s. Cette hétérogénéité est explicable d’une part par l’utilisation d’imageurs, en majorité de 1,5T, utilisant des séquences de diffusion différentes, avec un encodage parfois unidirectionnel et d’autre part et surtout des gradients de diffusion b très variables et plus bas, ainsi qu’un positionnement du ROI incluant l’ensemble du parenchyme, sans distinction entre corticale et médullaire à cause d’une résolution spatiale médiocre [7], [8].

La différentiation cortico-médullaire est souvent visible sur les imageurs de dernière génération, avec un cortex de signal plus faible que celui de la médullaire, mieux distincte sur l’image inversée. Cette différentiation cortico-médullaire est moins visible qu’en pondération T1 avec un b élevé mais identique à b = 0. Les cavités pyélocalicielles normales sont en hyposignal. Le contraste est satisfaisant avec l’absence de signal du tissu graisseux environnant. Le foie a un signal le plus souvent inférieur ou plus rarement identique et homogène. La rate a un signal nettement supérieur, également homogène. La différentiation cortico-médullaire est toujours mieux visible sur la cartographie ADC. Pour certains [4], [9] et dans notre expérience, les valeurs d’ADC sont significativement plus élevées dans le cortex que dans la médullaire pour un b à 1 000 sec/mm² en positionnant le ROI soit dans la corticale, soit dans la médullaire. L’orientation radiaire des tubules dans la médullaire réduit les mouvements de l’eau libre dans les structures de la médullaire à une seule direction. Cette différence est probablement également due à la présence de plus de restriction de la diffusion libre dans les structures voisines des tubules qu’au niveau de ces mêmes structures présentes dans le cortex. D’autres auteurs attribuent la valeur d’ADC plus élevée du cortex à l’importance du flux sanguin cortical incluant une participation de perfusion résiduelle, même en cas de b élevé. La différence entre ADC du cortex et de la médullaire est plus significative avec un b élevé, car avec une valeur de b faible il s’ajoute une forte participation de perfusion dans les deux secteurs et l’ADC est globalement plus élevé, avec une distinction cortex-médullaire moindre. Seul un travail déjà ancien a retrouvé une valeur de l’ADC dans le cortex rénal plus faible que celle de la médullaire [10].

Il est décrit des variations selon la localisation : les valeurs d’ADC sont plus élevées dans les pôles (en positionnant le ROI sur une large portion du parenchyme, sans distinction des compartiments) que dans la partie moyenne du rein. Cette constatation pourrait être attribuée à la localisation du ROI incluant plus de cortex que dans la médullaire aux extrémités du rein. Dans cette partie du rein, la valeur plus élevée de l’ADC est le reflet d’un flux plus élevé, associant la perfusion du cortex et le déplacement de l’eau libre dans la jonction cortico-médullaire. En pratique, il est parfois difficile de positionner strictement le ROI dans la corticale ou la médullaire. Dans la littérature, le rôle du positionnement n’est pas discuté et la plupart des auteurs ont inclus l’ensemble du parenchyme dans leur surface de ROI. Dans notre expérience, en positionnant de façon rigoureuse la mesure, nous avons également observé une augmentation significative de l’ADC de la corticale par rapport à la médullaire, ainsi qu’au niveau des pôles par rapport à celui de la partie moyenne. L’hypothèse du rôle prédominant de l’anisotropie pour le tissu rénal est retrouvée en pratique clinique.

L’effet de l’hydratation n’est pas établi et contradictoire. Les valeurs de l’ADC ne sont pas significativement différentes en fonction de l’état d’hydratation pour certains [11], alors qu’un autre auteur rapporte une chute de l’ADC chez les patients déshydratés [10].

L’âge entraîne une chute de la valeur de l’ADC attribuée à la glomérulosclérose, responsable d’une réduction du flux sanguin rénal et du débit de filtration glomérulaire.

Nos résultats obtenus avec un imageur de 3T sont identiques à ceux des articles récents de la littérature avec, pour un b de 1 000 sec/mm², une différence significative entre cortex et médullaire, soit une valeur moyenne de 2,0 10-3 mm²/s ± 0,11 pour la corticale et de 1,8 10-3 mm²/s ± 0,11 pour la médullaire. Au niveau du parenchyme du pôle supérieur, la valeur d’une même surface de ROI est supérieure à celle enregistrée dans la partie moyenne. D’autre part, dans notre expérience, la différentiation cortico-médullaire est moindre dans la partie moyenne du rein qu’à sa partie supérieure.

Les applications cliniques

Les applications potentielles en pathologie rénale sont classées en deux catégories : la pathologie tumorale et l’évaluation des affections tissulaires diffuses.

1.La pathologie tumorale (fig. 2 et 3)
1.1.La détection des tumeurs (fig. 4)

L’imagerie de diffusion facilite la détection des lésions, en particulier des petites masses centimétriques ou infracentimétriques. La tumeur apparaît en hypersignal homogène ou hétérogène en fonction de sa taille et de son contenu hémorragique ou nécrotique. Le contraste entre la lésion et le reste du parenchyme sur l’image de diffusion est nettement supérieur à celui des autres séquences. L’addition d’une séquence de diffusion dans le protocole classique d’exploration du rein augmente la sensibilité globale de l’IRM pour la détection des lésions, même si ces lésions sont généralement visibles rétrospectivement sur les séquences classiques.

1.2.La caractérisation des tumeurs

Les premiers travaux [12] ont montré une valeur plus faible de l’ADC des tumeurs par rapport à celle des kystes simples. L’utilisation de la diffusion pour caractériser les tumeurs relève de l’architecturale tumorale. Elle est multifactorielle. En effet, les tumeurs, en fonction de leur nature et de leur agressivité, présentent une perfusion, une densité cellulaire, une intégrité des membranes biologiques, un contenu en eau libre et un contingent nécrotique extrêmement variable. Tous ces paramètres sont autant de barrières aux mouvements des protons de l’eau. Les lésions tumorales ont une diffusion de type isotropique. Les tumeurs malignes se caractérisent par une forte densité cellulaire, avec une grande quantité d’organelles intracellulaires et un certain degré d’intégrité des membranes cellulaires, contribuant à une forte restriction de la diffusion des molécules d’eau. De ce fait, la composante tissulaire des tumeurs malignes présente une valeur d’ADC plus faible que celle des tumeurs bénignes (fig. 3). En revanche, ce coefficient augmente dans les zones nécrotiques et dans les zones kystiques. Les carcinomes kystiques ont une valeur d’ADC nettement supérieure à cause de leur contenu liquidien. Il y a une différence significative entre la portion kystique et solide d’un épithélioma kystique, mais pas entre cette portion kystique et un kyste simple pour un auteur [13]. La portion solide est identique à celle d’un épithélioma tissulaire.

L’identification des différents types de carcinomes est possible, car les épithéliomas papillaires ont une chute de l’ADC plus importante, traduisant la chute de la perfusion car ils sont hypovascularisés. Les oncocytomes rénaux ont une valeur d’ADC significativement plus élevée que celle des épithéliomas non kystiques. En revanche, les angiomyolipomes ont, tout comme les épithéliomas, une valeur d’ADC très faible. Cette chute de l’ADC dans les angiomyolipomes serait due à leur contenu en cellules musculaires lisses et en tissu graisseux qui réduit la diffusion. Aucun travail n’a à ce jour été réalisé sur les angiomyolipomes à faible contenu graisseux (fig. 5).

Pour Taouli [13], l’imagerie de diffusion donne une information supplémentaire et augmente la spécificité de la séquence pondérée T1 avec injection de produit de contraste, en particulier pour le diagnostic des oncocytomes, mais aussi pour caractériser les différents types d’épithéliomas rénaux.

D’après Zhang [14], les kystes hyperintenses en pondération T1 ont une valeur d’ADC plus faible que les kystes hypointenses. Les zones tumorales kystiques ou nécrotiques hyperintenses en T1 ont une valeur d’ADC plus faible que celles qui sont hypointenses en T1. L’origine de cette constatation est inconnue, mais une possible explication est la présence de sang ou de contenu protéique. Pour cet auteur, les portions kystiques ou nécrotiques des tumeurs ont une valeur d’ADC significativement différente de celle des kystes simples, même si leur aspect en T1 est identique. Ceci est attribuable à une restriction de la diffusion dans certaines zones nécrotiques de consistance “épaisse”. L’aspect de la nécrose tumorale est en pratique variable. Les tumeurs malignes solides homogènes ont un ADC plus faible que les masses hétérogènes mixtes dont la portion kystique ou nécrotique augmente la valeur moyenne de l’ADC. Il est donc intéressant de tenir compte de valeur de chaque secteur détectable. La zone nécrotique présente un ADC plus faible que celle des kystes simples. Les lésions hémorragiques ont un ADC plus élevé que les autres lésions kystiques en raison d’un contenu protéique élevé et de l’effet paramagnétique de la méthémoglobine. Il est variable en fonction de l’ancienneté du saignement. La valeur moyenne des tumeurs malignes du parenchyme rénal a été rapportée à 1,7 ± 0,2 10-3 mm²/s [15].

La valeur de l’ADC est donc un paramètre utile pour la caractérisation tumorale, qui s’ajoute à l’analyse habituelle des pondérations T1 et T2 et T1 avec injection de gadolinium.

Pour les tumeurs excréto-urinaires du haut appareil urinaire, l’imagerie de diffusion est également intéressante, avec une valeur moyenne (dans les quelques cas rapportés) inférieure à celle des masses parenchymateuses et voisine de 1,4 ± 0,2 10-3mm²/s [15]. À ce jour, seules les tumeurs de vessie ont fait l’objet d’une large série. L’imagerie de diffusion fournit une information utile pour l’évaluation du stade tumoral, en particulier pour distinguer le stade T1 ou moins du stade T2 ou plus. La valeur de l’ADC des tumeurs de grade G3 serait significativement plus faible que celles des grades G1 et G2 [16].

Pour l’extension ganglionnaire rétropéritonéale, la détection des adénopathies métastatiques serait également facilitée par le calcul de l’ADC. Bien qu’il existe un large éventail de valeurs, la valeur moyenne des adénopathies métastatiques est inférieure à celle des ganglions. Cette différence est statistiquement significative dans la littérature. Cependant, des valeurs seuil restent à définir. L’image en diffusion est moins spécifique que le calcul du coefficient apparent de diffusion, car des ganglions normaux sont parfois également en hypersignal [17].

Au total, l’imagerie de diffusion a une bonne efficacité pour la caractérisation des tumeurs rénales. Elle est particulièrement utile dans le cadre des tumeurs non graisseuses, pour distinguer entre lésion bénigne et maligne. La spécificité de l’IRM est augmentée – évaluée à 96 % [13] – par la réalisation d’une séquence de diffusion additionnelle au protocole habituel avec injection de contraste. Elle constitue également une alternative intéressante en cas de contre-indication à l’injection de Gadolinium devant une insuffisance rénale sévère, à cause du risque de sclérose néphrogénique ou en cas d’une réaction grave et documentée au produit de contraste.

Il reste à définir les paramètres d’acquisition de la séquence, en particulier la valeur du b à utiliser, ainsi que les valeurs seuils d’ADC pour les différents diagnostics.

L’impact réel de la diffusion dans la stratégie diagnostique et la prise en charge de ces tumeurs reste encore à cerner.

2.Les lésions diffuses
2.1.L’insuffisance rénale [18], [19], [20]

La différenciation cortico-médullaire est inconstamment visible, le parenchyme étant le plus souvent homogène.

Il y a une chute de l’ADC en cas d’insuffisance rénale aiguë ou chronique, ainsi qu’en cas de sténose de l’artère rénale. Ces altérations diffuses s’accompagnent de développement de tissu fibreux interstitiel avec atrophie des tubules et des glomérules, responsable d’une restriction de la diffusion de l’eau libre dans l’espace extravasculaire et extracellulaire. Il y a une corrélation linéaire entre la valeur d’ADC du cortex et le niveau de la créatininémie [21], [22]. Dans la médullaire, les valeurs sont disparates. L’imagerie de diffusion permettrait de déceler les stades précoces d’insuffisance rénale chronique.

2.2.Les néphropathies [23]

Il est probable qu’un grand nombre de néphropathies (de nature ischémique, inflammatoire, obstructive ou dégénérative) s’accompagne de modifications significatives des coefficients de diffusion des différents secteurs du parenchyme rénal. Les études publiées dans la littérature ne sont pas toutes exploitables, car elles ne répondent pas forcément aux impératifs techniques développés plus haut.

2.3.L’hydronéphrose et l’obstruction

Les études de la littérature sont contradictoires. Pour certains, il n’y a pas de différence significative de la valeur d’ADC en cas d’obstruction urinaire, en comparant avec le rein controlatéral [19], alors que d’autres observent une diminution de la diffusion dans le parenchyme, expliquée par l’hyperpression avec chute du débit sanguin [20], [22]. Ceci serait fonction de la sévérité et de la durée de l’obstruction [24]. Aucune modification n’est observée dans les obstructions aiguës.

2.4.L’infection urinaire [25], [26] (fig. 6)

Sur l’imagerie de diffusion, une dilatation des cavités pyélocalicielles est hypointense, alors qu’en cas de pyonéphrose le contenu est nettement hyperintense par chute de la diffusion avec un ADC faible.

L’imagerie de diffusion permet le diagnostic différentiel entre hydronéphrose et pyonéphrose. En effet, le pus présente une viscosité élevée, avec une cellularité qui réduit la diffusion. Les foyers de pyélonéphrite présentent une chute de la diffusion.

L’abcès est hyperintense, tout comme les foyers de pyélonéphrite qui ont une restriction de la diffusion. Dans notre expérience, la diffusion est très sensible aux lésions infectieuses du parenchyme.

Conclusion

Les applications cliniques de l’imagerie de diffusion de l’appareil urinaire sont multiples. Des travaux restent à réaliser pour définir sa place en pathologie rénale diffuse, mais d’ores et déjà l’imagerie de diffusion est utilisable en routine clinique pour la pathologie tumorale, aussi bien pour la détection que la caractérisation tissulaire. Cette séquence doit être ajoutée aux protocoles d’examen habituels. Une standardisation des séquences et davantage de corrélations entre la valeur du coefficient de diffusion apparent et l’anatomopathologie des lésions restent à réaliser.

Annexe

Cas clinique

Histoire de la maladie

Ce patient de 73 ans a présenté plusieurs épisodes d’hématurie macroscopique avec une insuffisance rénale d’importance moyenne. Voici son IRM (fig. 1-4).

Questions

1) Décrivez les types de séquences.

2) Quelle(s) lésion(s) identifiez-vous ?

3) Quel est votre diagnostic ?

Réponses

1) Fig. 1 : Séquence conventionnelle FSE pondérée en T2 – plan frontal.

Fig. 2 : Séquence conventionnelle EG T1 avec injection temps artériel tardif- plan axial.

Fig. 3 : Séquence de diffusion – plan axial - b = 1 000.

Fig. 4 : Séquence de diffusion – plan axial. Cartographie ADC.

2) Sur la séquence de diffusion (fig. 5), il existe deux lésions bien identifiées (une de 2 cm et l’autre de 5 mm) (↑), car elles sont en hypersignal et le contraste avec le tissu sain environnant est élevé. La résolution en contraste est excellente, d’où la sensibilité de la séquence. Les deux lésions sont également visibles sur les séquences conventionnelles, surtout sur l’analyse rétrospective.

3) Il s’agissait de deux tumeurs excréto-urinaires, la plus volumineuse du bassinet et une plus petite d’un fond de calice, de stade pT1. L’IRM permet d’affirmer l’absence d’envahissement du parenchyme. Sur la séquence de diffusion et la cartographie ADC (fig. 6), la restriction de la diffusion est importante (1,4 10-3 mm²/s), témoignant d’une lésion maligne (↑).

Figure 1

Figure 2

Figure 3

Figure 4

Figure 5

Figure 5
Figure 6

Figure 6
Références

[1]
Stejskal EO, Tanner JE. Spin diffusion measurements: spin echoes in the presence of time- dependant field gradien. J Chem Phys 1965;42:288-92.
[2]
Takahara T et all. Diffusion weighted whole body imaging with background body signal suppression (DWIBS): technical improvement using free breathing, STIR and high resolution 3D display. Radiat Med 2004;22:275- 82.
[3]
Mürtz P, Flacke S, Träber F, van den Brink JS, Gieseke J, Schild HH. Abdomen: diffusion-weighted MR imaging with pulse-triggered single-shot sequences. Radiology 2002;224:258-64.
[4]
Fukuda Y, Ohashi I, Hanafusa K et al. Anisotropic diffusion in kidney: apparent diffusion coefficient measurements for clinical use. J Magn Reson Imaging 2000;11:156-60.
[5]
Chandarana1 H, Hecht1 E, Taouli1 B, and Sigmund E. Diffusion Tensor Imaging of In Vivo Human Kidney at 3T:Robust anisotropy measurement in the medulla. Proc Intl Soc Mag Reson Med 2008;16:494-9.
[6]
Kataoka M, Kido A, Yamamoto A et al. Diffusion tensor imaging of kidneys with respiratory triggering:optimization of parameters to demonstrate anisotropic structures on fraction anisotropy maps. J Magn Reson Imaging 2009;29:736-44.
[7]
Grenier N. IRM de diffusion en pathologie abdominale : un nouvel outil clinique ? J Radiol 2004;85:717-9.
[8]
Kim S, Naik M, Sigmund E, Taouli B. Diffusion-weighted MR imaging of the kidneys and the urinary tract. Magn Reson Imaging Clin N Am 2008;16:585-96.
[9]
Thoeny HC, De Keyzer F. Extracranial applications of diffusion-weighted magnetic resonance imaging. EurRadiol 2007;17:1385-93.
Müller MF, Prasad PV, Bimmler D, Kaiser A, Edelman RR. Functional imaging of the kidney by means of measurement of the apparent diffusion coefficient. Radiology 1994;193:711-5.
Damasio MB, Tagliafico A, Capaccio E et al. Diffusion-weighted MRI sequences (DW-MRI) of the kidney: normal findings, influence of hydration state and repeatability of results. Radiol Med 2008;113:214-24.
Squillaci E, Manenti G, Di Stefano F et al. Diffusion-weighted MR imaging in the evaluation of renal tumours. J Exp Clin Cancer Res 2004;23:39-45
Taouli B, Thakur RK, Mannelli L et al. Renal lesions: characterization with diffusion-weighted imaging versus contrast-enhanced MR imaging. Radiology 2009;251:398-407.
Zhang J, Tehrani YM, Wang L et al. Renal masses:characterization with diffusion-weighted MR imaging - a preliminary experience. Radiology 2008;247:458-464.
Manenti G, Di Roma M, Mancino S et al. Malignant renal neoplasms: correlation between ADC values and cellularity in diffusion weighted magnetic resonance imaging at 3T. Radiol Med 2008;113:199-213.
Takeuchi M, Sasaki S, Okada S et al. Bladder tumors: diffusion weighted MR Imaging-Accuracy for Diagnosing T Stage and Estimating Histologic Grade. Radiology 2009;251:112-21.
Akduman EI, Momtahen AJ, Balci N C, Mahajann N, Havlioglu N, Wolverson MK. Comparison between malignant and benign abdominal lymph nodes on diffusion weighted imaging. Acad Radiol 2008;15:641-6.
Grenier N, Hauger O, Delmas Y, Combe C. MR imaging of nephropathies. Abdom Imaging 2006;31:213-23.
Thoeny HC, De Keyzer F, Oyen RH, Peeters RR. Diffusion-weighted MR imaging of kidneys in healthy volunteers and patients with parenchymal diseases: initial experience. Radiology 2005;235:911-7.
Xu Y, Wang X, Jiang X. Relationship between the renal apparent diffusion coefficient and glomerular filtration rate: preliminary experience. J Magn Reson Imaging 2007;26:678-81.
Namimoto T, Yamashita Y, Mitsuzaki K, Nakayama Y, Tang Y, Takahashi M. Measurement of the apparent diffusion coefficient in diffuse renal disease by diffusion-weighted echo-planar MR imaging. J Magn Reson Imaging 1999;9:832-7.
Toyoshima S, Noguchi K, Seto H, Shimizu M, Watanabe N. Functional evaluation of hydronephrosis by diffusion-weighted MR imaging. Relationship between apparent diffusion coefficient and split glomerular filtration rate. Acta Radiol 2000;41:642-6.
Cova M, Squillaci E, Stacul F et al. Diffusion-weighted MRI in the evaluation of renal lesions:preliminary results. Br J Radiol 2004;77:851-7.
Bozgeyik Z, Kocakoc E, Sonmezgoz F. Diffusion-weighted MR imaging findings of kidneys in patients with early phase of obstruction. Eur J Radiol 2009;70:138-41.
Verswijvel G, Vandecaveye V, Gelin G et al. Diffusion-weighted MR imaging in the evaluation of renal infection:preliminary results. JBR-BTR 2002;85:100-3.
Chan JH, Tsui EY, Luk SH et al. MR diffusion-weighted imaging of kidney: differentiation between hydronephrosis and pyonephrosis. Clin Imaging 2001;25:110-3.




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