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Radiologie
Imagerie par résonance magnétique hépatique
Cours de Radiologie
 

 

 

Introduction :

Ces 10 dernières années, l’IRM de l’abdomen, et en particulier du foie, a connu de grands bouleversements conduisant à des améliorations spectaculaires de la qualité de l’image.

Les artefacts vasculaires et de mouvements ont été maîtrisés par l’introduction de techniques de compensation de flux et de la respiration.

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L’arrivée des techniques en écho de gradient rapide a permis la réalisation de coupes en apnée, et donc de faire une étude dynamique du foie, après un bolus d’un chélate de gadolinium.

Les séquences en écho de gradient rapide en pondération T2* n’ont pas amélioré spectaculairement le contraste.

C’est l’arrivée des séquences en écho de spin rapide qui a permis cette avancée en fournissant des images de qualité comparable à l’écho de spin conventionnel pour un temps d’acquisition très diminué.

Les techniques rapides en apnée, en améliorant considérablement la qualité de l’image, ont tendance à s’imposer.

Enfin, les nouvelles antennes en réseau phasées ont permis d’augmenter considérablement le rapport signal sur bruit. Les nouveaux agents de contraste hépatospécifiques (Endorem et Teslascan) permettent également d’augmenter la puissance de l’IRM en termes de détection et de caractérisation lésionnelles.

En résumé, les quatre avancées techniques majeures qui ont permis une amélioration considérable de la qualité de l’imagerie hépatique en IRM sont :

– les séquences en écho de spin rapide ;

– les séquences en apnée ;

– les antennes en réseau phasées (phased array) ;

– les nouveaux agents de contraste.

Les directions futures incluent le développement de nouvelles séquences telles que la diffusion et l’imagerie fonctionnelle.

Conduite d’un examen :

Les indications de l’IRM du foie sont nombreuses.

Elle est en général réalisée en deuxième intention, après une première méthode d’imagerie (échographie ou scanner).

Schématiquement, l’IRM du foie s’inscrit soit dans une démarche de détection lésionnelle (détection d’une maladie de surcharge, de métastases...), soit dans une démarche de caractérisation d’une lésion visualisée par une autre méthode d’imagerie (caractérisation d’un nodule dans un foie de cirrhose par exemple).

A - Contre-indications :

Les contre-indications de l’IRM hépatique sont celles généralement admises pour l’IRM :

– le port d’un pacemaker ;

– la présence d’un clip neurochirurgical ferromagnétique (au besoin consulter les listes spécialisées) ;

– la présence d’éclats métalliques intraoculaires ;

– la présence de fragments métalliques intracorporels contenant du fer (balles, fragments d’obus).

La grossesse n’est pas une contre-indication.

Il n’y a pas actuellement d’étude concluante affirmant la nocivité des facteurs physiques liés à la pratique de l’IRM pour l’embryon ou le foetus.

L’IRM doit donc être préférée au scanner chez une femme enceinte pour l’exploration du foie.

B - Risques et effets indésirables :

En dehors du risque d’« effet missile » lié au déplacement d’un objet contenant du fer, et des artefacts induits par le présence de corps métalliques non ferreux intracorporels, il existe des risques liés au champ électromagnétique B1.

L’intensité du champ B1 au voisinage des câbles de l’antenne de surface, des électrodes et des autres dispositifs utilisés pour le « monitorage » du patient peut entraîner un dépôt de chaleur localisé et des cas de brûlure ont été rapportés.

Les nouvelles séquences en écho de spin rapide et en écho de gradient rapide, voire en écho planar, sont susceptibles d’entraîner une déposition de chaleur dans l’organisme.

Les puissances émises sont de l’ordre de 100 Wà 10 kW pendant des temps d’application de quelques millisecondes répétées toutes les 30 millisecondes à 3 secondes.

L’échauffement moyen dépend de la fraction de l’énergie émise. Les normes de sécurité sont calculées pour qu’aucun tissu ne subisse une élévation de température supérieure à 1 °C.

La puissance absorbée (intitulée SAR) est limitée à 0,4 W/kg pour la Food and Drug Administration américaine, mais celle-ci propose également aux constructeurs de démontrer que l’augmentation de température ne dépasse pas les normes autorisées.

Ainsi, sur les appareils, la SAR (specific absorption rate) est en fait limitée à 1 à 2 W/kg.

Le National Radiological Protection Board donne des valeurs différentes de SAR selon les régions anatomiques, car celles-ci n’ont pas les mêmes capacités de thermodissipation.

Pour l’IRM du foie, cette instance recommande une limite à 8 W/kg pour une durée d’exposition inférieure à 15 minutes et une limite à 4 W/kg pour une durée d’exposition supérieure à 30 minutes.

Enfin, les commutations rapides des gradients de champ magnétique peuvent déclencher des fibrillations musculaires désagréables, en particulier en écho planar.

Le niveau de bruit très élevé des commutations de gradient peut nécessiter de mettre des bouchons d’oreilles ou des casques antibruits.

C - Séquences :

Le patient débarrassé d’objets métalliques (ceinture, agrafe de soutiengorge, etc) est allongé dans l’aimant avec une sangle de contention abdominale pour diminuer l’amplitude des mouvements respiratoires.

Les antennes souples en réseau phasé (antenne torso) permettent également de limiter les mouvements abdominaux.

Un capteur d’amplitude respiratoire est placé sur la partie inférieure du thorax et le détecteur de pulsatilité artérielle à l’index du doigt.

Pour l’injection d’un chélate de gadolinium en bolus, une voie d’abord veineuse avec une rallonge est posée au pli du coude afin de pouvoir injecter le bolus, le patient étant dans l’aimant.

Après un repérage dans le plan coronal, l’exploration du foie est généralement réalisée dans le plan axial.

Le plan coronal ou sagittal est utilisé dans l’étude de la vascularisation mésentéricoporte.

Le type de séquence réalisée est le même quel que soit le champ magnétique de l’aimant.

Pour les champs magnétiques moyens (0,5 T), les artefacts de mouvements respiratoires sont moins prononcés que pour les appareils à haut champ.

En général, l’examen comprend une première série de séquences en respiration douce réalisées en écho de spin T1 et en écho de spin T2 (écho de spin conventionnel ou écho de spin rapide), puis des séquences en écho de gradient rapide en apnée en T1 pendant l’injection d’un bolus de chélate de gadolinium.

1- Séquences en écho de spin en pondération T1 :

Le temps de répétition (TR) 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 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 présaturation audessus du foie (permettant de saturer le signal et les artefacts venant du coeur), 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.

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 2 000 et 3 000 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.

Le premier écho doit être relativement long pour optimiser la détection lésionnelle (70-80 millisecondes), et le deuxième écho doit être très long (140-160 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 sous-cutanée 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.

L’optimisation des paramètres des séquences dépend de chaque type de machine.

Pour Spritzer, un train d’échos de huit échos paraît meilleur qu’un train d’échos de 16 échos.

Dans la littérature, il existe une grande difficulté à connaître le nombre d’échos (1 ou 2) et les temps d’échos à utiliser.

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 :

Ces séquences ont été décrites dans la littérature à partir de 1995.

En effet, en maximisant le train d’échos, en utilisant un nombre d’excitations (Nex) 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.

En utilisant un autre type de machine, Gaa décrit deux types de séquences en apnée, l’une en écho de spin rapide classique et l’autre en écho de spin rapide avec un pulse préparatoire en inversion récupération.

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.

Il est probable que, dans le futur, l’amélioration du rapport signal sur bruit de ce type de séquences les rendra d’utilisation courante, en particulier avec l’utilisation des produits de contraste superparamagnétiques type Endorem.

5- Séquences en écho de gradient T1 :

Les séquences en écho de gradient en pondération T1 de type spoiled- GRE (type Flash ou SPGR) sont les premières séquences qui ont permis d’utiliser l’apnée en imagerie hépatique.

Ces séquences sont surtout utilisées pour l’injection de chélate de gadolinium (IRM dynamique en apnée).

Dans ce cas le TR est adapté pour obtenir le maximum de coupes en une apnée, mais plusieurs acquisitions en plusieurs apnées sont parfois nécessaires pour couvrir l’ensemble du foie.

Le TE est choisi au minimum possible pour optimiser la sensibilité au produit de contraste.

Ces séquences en apnée sont réalisées avant injection, puis après injection en bolus du chélate de gadolinium au temps artériel (20-50 secondes après l’injection) et au temps portal (50-100 secondes après l’injection) ainsi qu’à l’équilibre (5 minutes après l’injection).

Afin de réaliser une injection en bolus, le produit est poussé par 10 mL de sérum physiologique injecté par la même voie d’abord.

Dans la stéatose hépatique, pour bien distinguer les plages stéatosiques des plages de foie normal, les séquences utilisant l’opposition de phase entre les protons de l’eau et les protons de la graisse sont réalisées.

Pour un champ à 1,5 T, un temps d’écho à 4,2-4,5 millisecondes met les deux types de protons en phase, alors qu’avec un temps d’écho de 2,1-2,3 millisecondes les protons sont en opposition de phase.

6- 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.

7- Paramètres généraux des séquences :

* Épaisseur de coupe :

La somme de l’épaisseur de coupe et de l’intervalle entre les coupes doit être constante pour les différentes séquences, afin d’avoir des coupes comparables entre les séquences T1, T2 et écho de gradient.

Par exemple, si on utilise des coupes entrelacées en T1 de 10 mm tous les 0 mm, les séquences en T2 seront de 8 mm tous les 2 mm, et les séquences en écho de gradient de 10 mm tous les 0 mm.

* Bandes de présaturation :

L’utilisation de bandes de présaturation doit être systématique avec les séquences en écho de spin conventionnel et en écho de spin rapide.

De même, la compensation de flux et la compensation respiratoire sont toujours utiles dans les séquences qui ne sont pas en apnée.

* Direction de la phase et de la fréquence :

Habituellement, la fréquence est placée dans la direction droite-gauche sur les coupes axiales, pour que les artefacts vasculaires de l’aorte et de la veine cave inférieure se projettent le long des lignes de phase en antéropostérieur.

Dans le cas de l’étude du lobe gauche, ou lorsqu’il existe un doute sur la présence d’une lésion sur le lobe gauche d’origine artefactuelle, il est utile d’inverser la phase et la fréquence en mettant la fréquence en direction antéropostérieure.

* Saturation de la graisse :

Les techniques utilisant la saturation du signal de la graisse sont très employées en imagerie abdominale, car elles permettent la caractérisation de la stéatose hépatique et la diminution des artefacts de mouvements de la graisse sous-cutanée dans les séquences en écho de spin rapide.

Par ailleurs, elles peuvent être utilisées pour la détection des composantes graisseuses de tumeurs hépatiques ou extrahépatiques, telles que les tumeurs surrénaliennes.

Il existe deux grands types de procédé de suppression du signal de la graisse.

– Procédés qui utilisent la différence de fréquence de résonance entre les protons de l’eau et les protons de la graisse (chemical shift).

Avec ces séquences, deux possibilités sont utilisables :

– l’application d’une bande de saturation sur le pic du signal de la graisse (fat saturation).

Cette technique est très efficace pour un champ magnétique supérieur ou égal à 1T.

Pour un champ plus faible, les deux pics sont trop proches pour obtenir une saturation spectrale satisfaisante ;

– l’utilisation du déphasage cyclique entre les protons de la graisse et les protons de l’eau.

Initialement, Dixon a décrit une séquence permettant de créer des images « eau » et des images « graisse » en utilisant deux séquences d’écho de spin conventionnel avec un délai différent de l’impulsion 180°.

Elles permettent de créer des images où les protons de la graisse et de l’eau sont en phase et des images où ils sont en opposition de phase.

L’addition ou la soustraction de ces deux images permet de créer des images « eau » et « graisse ».

Progressivement, des techniques plus rapides ont été mises au point, en particulier avec l’arrivée des séquences en écho de gradient qui ont maintenant supplanté les séquences de type Dixon.

Ces séquences d’opposition de phase en écho de gradient sont fondées sur la variation du TE.

À 1,5 T, les protons de l’eau et de la graisse sont en opposition de phase pour un temps d’écho à 2,2 millisecondes et sont en phase pour un TE à 4,5 millisecondes.

À 0,5 T, les protons sont en phase à 6,8 millisecondes et en opposition de phase à 13,6 millisecondes. Pour les séquences en opposition de phase, le signal de la graisse n’est pas complètement annulé mais diminué par rapport aux séquences en phase.

– Séquences utilisant le temps de relaxation T1 court de la graisse.

En utilisant un pulse d’inversion récupération (séquence STIR) et en choisissant un temps d’inversion à 140-150 millisecondes, le signal de la graisse se trouve annulé par rapport au signal des protons de l’eau.

À la différence des techniques de chemical shift, cette technique est insensible aux hétérogénéités de champ magnétique.

En revanche, la technique restreint les possibilités de contraste entre les tissus, car le temps de répétition doit être long pour obtenir un nombre de coupes suffisant.

De plus, l’interprétation des images STIR doit tenir compte de la reconstruction réelle ou en amplitude de signal.

Les reconstructions en amplitude tiennent compte des valeurs négatives de signal alors que les reconstructions réelles rendent positives les valeurs négatives, ce qui risque de produire une image T1 ressemblant à une image T2.

Ce type de séquence est surtout utilisé sur les imageurs à bas champ où les techniques de chemical shift ne sont pas possibles, ou avec des techniques d’imagerie ultrarapide avec des pulses d’inversion récupération.

En résumé :

– les séquences fat sat sont surtout utilisées pour saturer le signal de la graisse avec les séquences en écho de spin rapide ;

– les séquences en écho de gradient, en phase et en opposition de phase, sont surtout utilisées pour caractériser la graisse dans la stéatose.

* Séquences ultrarapides et écho planar :

L’acquisition de l’ensemble des données en un seulTR est réalisable soit par extension du principe de l’écho de spin rapide (type séquence HASTE [Half Fourier Acquisition Single-shot Turbo spin Echo]) où l’ensemble du demi-plan de Fourier est acquis en un TR.

Ce type de séquence est utilisé tout particulièrement pour la visualisation des liquides (cholangiographie-IRM, urographie-IRM).

L’autre possibilité est l’écho planar par commutation rapide des gradients (écho planar vrai).

Dans ce cas, l’image abdominale est acquise en un temps ultracourt. Gaa, en comparant l’ensemble des séquences en écho planar avec les séquences en inversion-récupération, en écho de spin rapide, montre que la qualité de l’image obtenue en écho planar est inférieure aux séquences en écho de spin rapide en apnée.

* Séquences fonctionnelles :

L’utilisation de séquences de diffusion a été étudiée en imagerie hépatique, sur des machines présentant des commutations de gradient rapides.

Cette étude montre une augmentation du coefficient de diffusion dans les lésions bénignes, en particulier les kystes et les angiomes.

Le calcul du coefficient de diffusion sur une lésion en hypersignal T2 serait donc une manière de caractériser celle-ci entre lésions bénigne et maligne.

* Séquences de transfert de magnétisation :

Après injection de chélate de gadolinium, le contraste est modérément augmenté dans les métastases d’adénocarcinome et les hémangiomes, mais l’utilisation des séquences de transfert de magnétisation apparaît limitée en imagerie du foie.

* Antennes en réseau phasé (« phased array ») :

Les nouvelles antennes souples en réseau phasé (torso phased array) ont permis d’augmenter considérablement le rapport signal sur bruit par rapport à l’antenne corps entier.

Elles se composent d’une paire de deux antennes placées contre l’abdomen et le dos du patient dans la région de l’hypocondre.

L’utilisation de ces nouvelles antennes réalise en même temps une contention abdominale.

L’augmentation du rapport signal sur bruit d’un facteur de 2 à 3, permet de diminuer l’épaisseur de coupes à 5 mm en routine clinique.

Avec l’apparition des nouvelles séquences rapides et ultrarapides, ce type d’antenne apparaît indispensable en imagerie hépatique.

D - Produits de contraste :

Les chélates de gadolinium à distribution interstitielle non spécifique (Dotarem, Magnevist, Omniscan, Prohance) étaient jusqu’à récemment les seuls produits de contraste utilisables en IRM.

Depuis 1996, de nouveaux agents hépatospécifiques ont fait leur apparition : les nanoparticules (Endorem), un chélate de manganèse (Teslascan).

Dans les prochaines années, des chélates de gadolinium hépatospécifiques et de nouvelles particules seront très probablement commercialisées.

1- Chélates non spécifiques :

De la même façon qu’en scanner, les chélates de gadolinium doivent être injectés en bolus, afin de suivre la phase artérielle (20-40 secondes), la phase portale (60-90 secondes) et la phase parenchymateuse (90-120 secondes).

Cette technique est également appelée IRM dynamique : le patient étant dans l’aimant, le bolus est injecté, poussé par 10 mLde sérum physiologique.

L’acquisition de coupes en écho de gradient en apnée est démarrée immédiatement, et répétée pendant les trois phases au minimum, voire plus longtemps pour des lésions à rehaussement lent comme les angiomes.

La dose utilisée est la dose clinique habituelle, soit 0,1 mmol Gd/kg ou 0,2 mL/kg de la solution.

L’IRM dynamique avec chélates de gadolinium est essentiellement utilisée pour la caractérisation des lésions.

2- Nanoparticules superparamagnétiques :

Les nanoparticules superparamagnétiques ont eu de nombreux noms dans la littérature radiologique : ferrite, magnétite, dextran-magnétite, oxydes de fer superparamagnétiques (SPIO), USPIO (ultrasmall superparamagnetic iron oxides), nanoparticules d’oxydes de fer monocristallins (MION).

La particule la plus décrite dans la littérature, l’AMI-25 a été commercialisée sous le nom générique de ferumoxides, Endorem en Europe (Laboratoire Guerbet, France) ou Feridext aux États-Unis (Berlex, Wayne, NJ).

Un autre produit concurrent est en cours de développement, le SHU 555A ou Resovist (Laboratoire Schering, Allemagne).

Comme l’Endorem est le seul agent spécifique du foie en France, c’est son utilisation que nous détaillerons, en particulier dans la détection des lésions (métastase ou hépatocarcinome) ou leur caractérisation.

* Propriétés physiques et chimiques :

Le noyau cristallin est responsable des propriétés magnétiques tandis que la couverture de dextran gouverne les propriétés biologiques de la particule.

La taille du cristal est de quelques nanomètres et varie selon la particule et la méthode de mesure (diffraction des rayons X ou microscopie électronique à transmission). Jung donne une valeur moyenne de 4,3 à 5,6 nm pour l’Endorem.

La taille totale de la particule incluant le dextran est de 80-120 nm.

Le pourcentage et la vitesse de capture par chacun des organes du système réticuloendothélial (foie, rate, ganglions lymphatiques, moelle osseuse) dépendent de la particule et principalement de sa taille.

La demi-vie sanguine de l’Endorem est de 2 heures chez l’homme et 70 % de la dose injectée est capturée par le foie.

À l’intérieur des macrophages, les particules sont regroupées dans les lysosomes et vont être dégradées, le fer des noyaux magnétiques étant incorporé dans le fer total de l’organisme.

Les propriétés magnétiques et donc l’effet sur le contraste persistent aussi longtemps que la structure magnétique reste intacte.

Ainsi, après une injection intraveineuse des particules, l’effet sur le contraste (noircissement du foie) dure de 3 à 7 jours.

* Propriétés de contraste :

Après injection de nanoparticules, la tumeur apparaît en hypersignal au sein d’un foie noir.

Le noircissement du foie est la conséquence de trois phénomènes :

– l’effet T2 vrai dû à l’importante relaxivité r2 (107 mM·-1·s-1) ;

– la forte concentration locale dans les cellules de Kupffer, qui renforce l’effet T2 ;

– l’effet T2* induit par les amas de particules à l’intérieur des lysosomes des macrophages.

Quand les particules sont regroupées ensemble, elles agissent comme des particules plus grosses et créent des gradients locaux de champ magnétique très intenses.

Cet effet T2 prédominant est observable par une perte de signal sur la plupart des séquences, même sur les séquences en pondération T1.

Néanmoins, dans certaines conditions, la relaxivité r1 peut se révéler par un rehaussement de signal dans les séquences en T1.

Cela nécessite :

– une faible concentration locale ;

– la présence d’eau diffusible dans le microenvironnement local des particules comme dans les organes bien perfusés ou dans le sang ;

– une séquence en pondération T1 (écho de spin ou écho de gradient).

Cet effet T1, d’abord étudié chez l’animal en imagerie de perfusion myocardique et dans les tumeurs, a ensuite été observé dans la pratique clinique.

Le rehaussement des vaisseaux après injection et le rehaussement des angiomes hépatiques sur des séquences en pondération T1 ont été décrits.

* Dose et administration :

La dose autorisée est légèrement différente en Europe (15 ímol Fe/kg) et aux États-Unis et au Japon (10 ímol Fe/kg).

Il n’y a pas de bonne raison scientifique à cela, mais l’effet sur le contraste est sensiblement identique.

L’Endorem est fourni dans une trousse contenant un flacon de 8 mL et un nécessaire de perfusion incluant un filtre.

Après dilution de la dose dans 100 mLde glucosé à 5 %, la perfusion est connectée au cathéter et injectée lentement à une vitesse de perfusion de 2 mL/min pendant 10 minutes et ensuite 4 mL/min pendant les 20 minutes suivantes.

Comme la capture hépatique est rapide, l’imagerie peut être faite dès la fin de la procédure d’injection.

L’effet sur le contraste dure de 3 à 7 jours.

* Tolérance :

La tolérance de l’Endorem suscite un intérêt particulier dans la communauté radiologique à cause des accidents d’hypotension survenus dans les essais cliniques initiaux.

Cela a conduit à un changement dans la formulation chimique de la particule qui comprend maintenant du mannitol à la place du citrate de sodium.

Dans les essais cliniques récents, chez les Européens et Américains où la nouvelle formulation était injectée avec une perfusion lente, il n’y a pas eu de changement significatif du rythme cardiaque et de la pression artérielle.

La fréquence des effets secondaires dans les essais cliniques varie entre 6,1 %(Japon), 10,3 %(Europe) et 15 %(États-Unis).

La réaction la plus fréquente est une douleur lombaire qui apparaît chez environ 4 % des patients.

Cette douleur est d’intensité variable et cède spontanément quand la vitesse de perfusion est diminuée ou quand la perfusion est stoppée.

Il n’y a pas d’explication définitive à cet effet secondaire, mais il pourrait être relié à l’opsonisation des macrophages.

Il semble de plus que cet effet soit plus fréquent chez les patients cirrhotiques, mais cette hypothèse nécessite des études complémentaires.

* Optimisation des séquences avec Endorem :

Dans les résultats des essais cliniques de phase 3 concernant l’Endorem, seules les séquences en pondérations T1 et T2 ont été évaluées systématiquement.

Néanmoins, les séquences en écho de gradient, les séquences en écho de spin rapide ainsi que les séquences en apnée doivent être utilisées plus systématiquement avec ces particules pour optimiser l’image.

+ Séquences en écho de spin :

Dans toute la littérature concernant l’Endorem, il y a consensus général pour dire que la séquence la plus robuste qui doit toujours être utilisée après injection d’Endorem est la séquence en densité de proton (premier écho de la séquence en T2) en écho de spin conventionnel ou en écho de spin rapide.

Sur de telles images, le foie est suffisamment noir pour rehausser le contraste entre le foie et la tumeur, et le rapport signal sur bruit est suffisant pour avoir une bonne résolution anatomique.

Sur le deuxième écho des images en pondération T2, le signal du foie est souvent trop bas pour obtenir une qualité d’image suffisante.

Sur les images en pondération T1, le contraste tumeur-foie est diminué après injection d’Endorem.

Comme la plupart des tumeurs ont un signal plus bas que le foie normal sur les images en pondération T1, la diminution du signal du foie après injection égalise les signaux du foie et de la tumeur, ce qui résulte en une diminution du contraste.

C’est ainsi que les images en pondération T1 après injection ne doivent pas être utilisées pour la détection lésionnelle, mais pour la caractérisation lésionnelle (hémangiome) ou pour le rehaussement des vaisseaux.

La sensibilité de l’écho de spin rapide aux hétérogénéités locales de champ magnétique est plus faible que celle des séquences en écho de spin conventionnel à cause des multiples rephasages 180° des séquences en écho de spin rapide.

L’utilisation de séquences en écho de spin rapide ne devrait théoriquement pas produire la même efficacité sur le contraste.

Schwartz a calculé que le signal du foie est moins diminué, mais non le contraste entre le foie et la lésion.

Néanmoins, l’efficacité obtenue semble bonne et presque indistinguable des séquences en écho de spin conventionnel.

La saturation de la graisse augmente la qualité de l’image après injection, probablement grâce à la diminution des artefacts induits par les mouvements de la graisse sous-cutanée.

Si malgré tout, la séquence en écho de spin rapide est de mauvaise qualité, il faut réaliser une séquence en écho de spin conventionnel.

La meilleure option semble être la réalisation de séquences en écho de spin rapide en apnée chez des patients coopérants.

+ Séquences en écho de gradient :

Les séquences les plus sensibles aux particules superparamagnétiques sont les séquences en écho de gradient car cette technique ne refocalise pas les déphasages induits par les hétérogénéités de champ.

Les séquences en écho de gradient ultrarapide sont maintenant disponibles de manière routinière.

Théoriquement, elles devraient présenter deux qualités : une forte sensibilité à la présence de l’agent de contraste et un temps d’imagerie très rapide qui autorise l’apnée.

Comme chaque machine diffère soit par sa conception (dépendante du constructeur), soit par la version du logiciel utilisé, il est difficile de donner des protocoles d’imagerie définitifs.

En fait, le radiologue devrait prendre le temps d’optimiser ses séquences sur sa propre machine.

Les options clés sont la pondération T2, l’imagerie en apnée, les coupes fines (5-8 mm) et une bonne matrice de résolution.

Les antennes en réseau phasé (phased array) sont bien sûr nécessaires pour optimiser le rapport signal/bruit.

3- Chélates hépatobiliaires :

De nouveaux agents hépatospécifiques sont en cours de développement ou viennent d’obtenir une autorisation de mise sur le marché (AMM).

Ils sont constitués par de petites molécules qui ont un espace de diffusion interstitiel, mais qui présentent aussi une capture spécifique par le foie et une élimination biliaire.

* Mangafodipir (Teslascan) :

Cet agent de contraste a obtenu une AMM, mais n’est pas encore commercialisé actuellement (1998).

Il doit être injecté en perfusion lente à une dose de 5 ímol/kg.

Le produit de couleur jaune clair est présenté à une concentration de 10 ímol/mL et la vitesse d’injection est de 2-3 mL/min.

Après injection, le produit (Mn-DPDP) se dissocie lentement in vivo avec une capture spécifique du manganèse libre par l’hépatocyte et une élimination biliaire du chélate DPDP.

La capture du manganèse par le foie est rapide, le rehaussement du parenchyme est donc observable dès la fin de la perfusion et dure environ 4 heures.

La tolérance du produit a été sujette à caution sur les essais cliniques initiaux, car la dose injectée était plus importante et la vitesse d’injection supérieure.

Avec la dose de 5 ímol Mn/kg et la perfusion, les sensations d’inconfort à l’injection sont peu fréquentes (7 %).

Les séquences à utiliser sont celles optimisant l’effet T1 de l’agent paramagnétique (manganèse).

Plus les séquences sont pondérées en T1, plus l’effet de contraste est important (minimisation du temps d’écho).

Enfin, les séquences en écho de gradient en apnée sont particulièrement sensibles à la présence du composé.

* Gd-EOB-DTPA (Eovist) et Gd-BOPTA (Multihance) :

Ces deux agents de contraste sont synthétisés avec du DTPAsur lequel est rajouté une chaîne latérale lipophile.

Le nouveau chélate ainsi formé est capté spécifiquement par les hépatocytes dans une proportion variable de la dose injectée (50 % pour l’EOB-DTPA, 5 % pour le BOPTA).

L’Eovist est en phase 3 d’essais cliniques. Le Multihance devrait être commercialisé très prochainement.

Sémiologie lésionnelle :

A - Foie normal et artefacts :

La séquence en écho de spin T1 donne en général des images de bonne qualité anatomique avec peu d’artefacts.

Les séquences en écho de spin T2 sont très sensibles aux artefacts de mouvement, en particulier s’il existe de l’ascite dans la cavité péritonéale.

Les artefacts de battement de l’aorte induisent des images fantômes de l’aorte le long de l’axe du codage de phase qui peuvent être gênantes dans l’étude du lobe gauche.

Dans ce cas, on inversera les directions de phase et de fréquence.

Sur les séquences en écho de gradient avec un temps d’écho mettant les protons de la graisse et de l’eau en opposition de phase, une « délimitation » des organes par un liseré d’hyposignal est obtenu.

B - Pathologie de surcharge :

1- Stéatose :

L’accumulation de graisse dans la stéatose, le plus souvent des triglycérides, se fait dans le cytoplasme des hépatocytes.

Les étiologies sont multiples et l’alcoolisme est très fréquent.

La stéatose peut être également due à un excès calorique, au diabète, à une carence protidique ou d’origine médicamenteuse.

L’accumulation peut être focale, dans les territoires d’hypoperfusion portale (lobe droit, lobe caudé, région périhilaire) ou nodulaire.

Le plus souvent, la stéatose est de découverte fortuite au cours d’une échographie ou d’un scanner.

Elle est parfois révélée par une hépatomégalie ou des douleurs de l’hypocondre droit.

Le recours à l’IRM est peu fréquent.

Il a lieu dans deux situations : la stéatose focale nodulaire, la stéatose diffuse avec présence d’îlots de foie non stéatosiques.

C’est la technique d’imagerie la plus fiable pour caractériser la graisse, avec l’utilisation des différentes techniques de suppression du signal de la graisse.

Classiquement, la graisse apparaît en hypersignal T1 et en hypersignal T2 diminuant au fil des échos.

Une surcharge en graisse n’est cependant pas toujours détectable.

La séquence la plus sensible est la séquence T1.

Après saturation de la graisse, la zone de surcharge redevient en isosignal par rapport au reste du foie, elle peut même être en hyposignal, surtout avec l’imagerie en opposition de phase.

Lors de l’injection de chélate de gadolinium, la prise de contraste est identique au reste du parenchyme. Dans sa forme nodulaire, le nodule stéatosique présente des limites nettes.

Il n’y a pas d’effet de masse et les structures vasculaires sont normales.

La stéatose diffuse hétérogène peut poser des problèmes diagnostiques.

La mise en évidence, à l’échographie, de lésions nodulaires hypoéchogènes au sein d’un foie par ailleurs stéatosique peut traduire des îlots de foie sain ou des lésions tumorales malignes.

Les éléments du diagnostic différentiel reposent sur la suppression de graisse.

Parfois, il peut s’agir d’une stéatose nodulaire diffuse.

La forme nodulaire peut poser le problème diagnostique des lésions en hypersignal T1 ou en hypersignal T2.

2- Hémochromatose :

L’hémochromatose primitive ou encore idiopathique se caractérise par un dépôt de fer essentiellement au sein des hépatocytes.

Elle est liée à une anomalie congénitale du métabolisme du fer qui entraîne une absorption intestinale accrue. Les risques sont la survenue d’une cirrhose et d’un carcinome hépatocellulaire (CHC).

Dans l’hémochromatose secondaire, la surcharge en fer a lieu au niveau des cellules de Kupffer dans le foie mais aussi dans l’ensemble du système réticuloendothélial (rate, moelle osseuse).

Elle est due à un apport excessif de fer par voie sanguine par le biais d’une autre pathologie (cirrhose, porphyrie cutanée tardive) et ou par transfusion (anémies chroniques).

Compte tenu des propriétés paramagnétiques du fer, l’IRM est l’examen d’imagerie le plus adapté à l’exploration de l’hémochromatose.

C’est la séquence pondérée T2 qui est la plus informative.

Elle permet la détection d’une surcharge en fer en cas de cirrhose d’étiologie inconnue.

Elle contribue, par la quantification de la surcharge, au bilan de gravité et au suivi thérapeutique.

Elle permet la détection de complications (cirrhose, CHC).

La surcharge en fer se traduit par une diminution homogène du signal du foie sur une séquence pondérée T2, avec un hyposignal par rapport aux muscles.

Ce signe est caractéristique. La distinction entre hémochromatose primitive et hémochromatose secondaire repose sur le signal de la rate et du pancréas .

Le signal de la rate est abaissé en cas de surcharge du système réticuloendothélial, donc dans l’hémochromatose secondaire.

Le signal du pancréas peut être abaissé dans l’hémochromatose primitive, traduisant alors une atteinte pancréatique associée. Dans l’hémochromatose secondaire au stade de cirrhose, le signal du pancréas est diminué.

La quantification de la surcharge est fondée sur une relation de proportionnalité entre la chute du signal hépatique et la concentration hépatique en fer.

Cette relation de proportionnalité doit être établie par chaque centre à l’aide d’une gamme étalon, avec quantification histologique, car elle dépend du type d’imageur et de la séquence utilisée.

La concentration en fer est appréciée soit par la mesure du temps de relaxation T2, soit par le rapport des intensités de signal entre le foie et les autres tissus (graisse ou muscles) avec des séquences en écho de gradient (SPGR).

Le choix de la séquence et de la technique dépend du degré de surcharge.

La technique utilisant le rapport des intensités de signal est la plus fiable et permet de quantifier une surcharge même élevée. Pour des concentrations très faibles en fer, la séquence la plus sensible est l’écho de gradient T2*.

On retiendra, pour la recherche de complications des hémochromatoses secondaires, l’intérêt de l’analyse du signal du pancréas, qui, s’il est en hyposignal doit faire suspecter une cirrhose.

3- Surcharge en cuivre :

L’IRM n’a pas d’indication diagnostique dans la surcharge en cuivre qui s’observe essentiellement dans la maladie de Wilson, car le cuivre n’a aucune propriété paramagnétique.

Les modifications de signal parfois rencontrées en IRM (hypersignal T1 possible) ne sont pas corrélées à la surcharge en cuivre.

L’aspect le plus fréquemment rencontré est l’existence de multiples nodules en hyposignal T2 entourés par des septa en hypersignal, ces nodules sont parfois en hyposignal T1.

C - Pathologie infectieuse :

1- Abcès à pyogènes :

Les pyogènes sont les germes le plus souvent rencontrés dans les abcès du foie.

Deux voies de contamination sont possibles, la voie biliaire (cholécystite, angiocholite) et la voie hématogène, soit portale (foyer infectieux digestif), soit artérielle (septicémie).

Par rapport aux autres techniques d’imagerie, l’IRM n’apporte que peu d’informations supplémentaires.

Sa sensibilité diagnostique est un peu plus élevée pour les petites lésions.

La mise en évidence d’une zone d’oedème périlésionnel, non détectable par les autres techniques, peut parfois permettre un diagnostic différentiel plus fiable et peut présenter un intérêt dans le suivi thérapeutique.

Il n’existe pas de comportement IRM spécifique des abcès.

Plusieurs aspects peuvent être retrouvés, variant en fonction de la taille de la lésion.

Pour les lésions inférieures à 1,5 cm, il n’y a pas de couronne périphérique.

La zone d’oedème périlésionnel est inconstante.

En T1, la lésion peut ne pas être détectable et, dans ce cas, elle peut être confondue avec des vaisseaux sur les séquences T2.

Le principal diagnostic différentiel est une lésion maligne nécrosée surinfectée, en particulier quand les lésions sont multiples.

L’IRM ne permet souvent pas de trancher de façon formelle. Il faudra avoir recours à la biopsie.

L’oedème périlésionnel est un bon indicateur de l’efficacité thérapeutique.

Sa disparition est corrélée à un traitement adapté et efficace.

2- Kyste hydatique :

Les indications de l’IRM pour le kyste hydatique sont peu nombreuses.

Elle peut être utile à la détection de complications biliaires.

Elle peut faire partie du bilan diagnostique en cas de lésion kystique uniloculée pouvant correspondre à un kyste hydatique atypique, où l’échographie et la TDM sont insuffisantes.

Les séquences utiles sont une séquence T1, une séquence T2 à deux échos.

Il s’agit d’une lésion à contenu liquidien, en hyposignal T1, en hypersignal T2, qui a comme particularité d’avoir une paroi détectable uniquement en IRM sous la forme d’une couronne périphérique épaisse en hyposignal.

Cette paroi est mieux détectée en T2, compte tenu de l’hypersignal du reste du kyste.

Il s’agit d’un élément sémiologique pathognomonique qui permet de différencier le kyste hydatique de toutes les autres lésions liquidiennes (kyste biliaire, abcès à pyogènes).

Le kyste multiloculé présente des cloisons en hyposignal, chaque logette correspondant à une vésicule avec un signal moins hyperintense sur le premier écho du T2 pour les vésicules « filles » que pour la vésicule. Les calcifications de la paroi ne sont pas détectables.

Le kyste uniloculé a un contenu le plus souvent homogène.

On peut voir la membrane flottante en hyposignal.

On peut suspecter une rupture du kyste dans les voies biliaires si le signal du kyste apparaît plus hyperintense sur le premier écho du T2 ou s’il existe un niveau liquide-graisse.

Le kyste hydatique pose en pratique peu de problèmes diagnostiques sauf pour le kyste uniloculé de moins de 3 cm de diamètre qui ne peut être différencié en imagerie d’un kyste biliaire.

D - Cirrhose :

La cirrhose hépatique est une pathologie fréquente avec deux étiologies principales, alcoolique ou virale.

Elle est caractérisée par la présence de fibrose et de nodules de régénération.

Le diagnostic est histologique et les critères d’imagerie, en dehors des dysmorphies majeures du foie, ne permettent que difficilement d’évoquer une cirrhose devant des anomalies du parenchyme hépatique.

Le rôle du radiologue est donc plus de faire le bilan de gravité de la maladie, en particulier son retentissement vasculaire (hypertension portale) et la possibilité de dégénérescence néoplasique (apparition d’un CHC).

Le rôle de l’IRM dans la cirrhose hépatique est donc essentiellement limité à :

– la caractérisation d’un nodule au sein d’un foie cirrhotique ;

– l’étude de la vascularisation mésentéricoporte (hypertension portale) et l’étude des anastomoses portocaves.

1- Technique de l’IRM dans la cirrhose :

Des séquences en écho de spin ou écho de spin rapide, en pondérations T1 et T2, sont réalisées.

En cas d’ascite, des séquences, en apnée, en écho de spin rapide peuvent être préférées afin de limiter les artefacts de mouvement.

Une IRM dynamique avec injection de chélate de gadolinium doit être réalisée à la recherche d’une prise de contraste de nodules de CHC, en particulier au temps artériel.

Les séquences utilisant l’opposition de phase entre les protons de la graisse et les protons de l’eau peuvent également être utilisées pour caractériser les zones de stéatose focale.

Enfin, les séquences en écho de gradient rapide de type flash permettent une bonne étude de la vascularisation porte.

La place de l’Endorem dans la détection des nodules de CHC semble intéressante.

2- Caractéristiques de la cirrhose :

Comme en échographie ou en scanner, les anomalies morphologiques du foie cirrhotique sont objectivées en IRM, telles que l’atrophie du foie droit et l’hypertrophie du foie gauche et du lobe caudé, l’irrégularité des contours hépatiques.

Le parenchyme hépatique peut apparaître irrégulier en périphérie avec une visibilité de nodules de régénération.

Ceux-ci apparaissent en iso- ou hyposignal T2.

Les bandes de fibrose entourant les nodules sont en hypersignal par rapport au nodule, ce qui augmente le contraste entre les deux tissus et permet la visualisation des macronodules sous forme d’hyposignal T2.

Les troubles du métabolisme du fer observés dans la cirrhose peuvent s’accompagner d’une accumulation sélective de fer au sein des nodules de régénération.

Cette sidérose est éventuellement réversible si le patient présente ultérieurement une carence en fer.

En IRM, cette accumulation locale de fer induit des hétérogénéités de champ magnétique responsables d’un effet T2* (diminution de signal) bien visibles en pondération T2 et en écho de gradient.

Ces nodules de régénération présentant une surcharge en fer sont plus à même de faire le lit de nodules dysplasiques et de CHC que le nodule de régénération habituel.

Ainsi, le développement d’un CHC au sein d’un nodule de régénération donnera le classique aspect de « nodule dans le nodule » (nodule de CHC en hypersignal au sein d’un nodule sidérotique en hyposignal).

Après injection de chélate de gadolinium en bolus, le rehaussement du parenchyme hépatique à la phase artérielle est hétérogène, avec des rehaussements segmentaires lobaires ou diffus dans leur distribution qui sont typiquement transitoires avec une homogénéisation secondaire rapide au temps portal.

Lorsque l’anomalie de perfusion est segmentaire, elle peut être due à une compression de la branche porte par une masse.

Une recherche soigneuse de tumeur à la base du segment doit alors être réalisée.

Les conséquences de la cirrhose et de l’hypertension portale sont également visualisées :

– la splénomégalie : l’hypertension peut entraîner des microhémorragies locales dans la rate qui s’objectivent sous la forme d’hyposignaux en T2 avec effet de susceptibilité magnétique appelés nodules de Gamna-Gandy.

Ces nodules en hyposignal se distinguent des calcifications spléniques par l’effet de susceptibilité en écho de gradient qui n’est pas présent pour les calcifications ;

– l’ascite : elle est responsable de nombreux artefacts de respiration sur les séquences conventionnelles en écho de spin, en particulier en T2.

L’utilisation de séquences en apnée est préférable ;

– les kystes péribiliaires ; de petits kystes séreux de quelques millimètres peuvent se développer à proximité des voies biliaires intraou extrahépatiques au cours de la cirrhose.

Ils sont habituellement asymptomatiques et apparaissent en imagerie comme de petites collections kystiques à proximité du hile hépatique et des branches portes intrahépatiques proximales.

Dans certains cas, ces kystes peuvent être groupés les uns à côté des autres, simulant une dilatation des voies biliaires intrahépatiques au niveau du hile ;

– les bandes de fibrose confluantes : cette entité est relativement fréquente dans la cirrhose.

Il s’agit d’images en coins partant du hile hépatique et rejoignant la périphérie.

Les éléments sémiologiques importants sont la rétraction capsulaire consécutive à la fibrose.

Ce type de lésions reste typiquement hypovasculaire avec un rehaussement modéré après injection.

3- Caractérisation d’un nodule dans un foie de cirrhose :

La terminologie des différents nodules hépatiques a fait l’objet d’un consensus international en 1995.

On distingue trois grands types de nodules :

– le nodule de régénération, ou nodule cirrhotique, ou macronodule de régénération ;

– le nodule dysplasique ;

– le CHC.

* Nodule de régénération :

Dans le nodule de régénération cirrhotique, le nodule peut être de taille inférieure à 3 mm (micronodule).

Dans ce cas, il est généralement indétectable en imagerie en dehors des sondes à haute fréquence en échographie.

Le macronodule (supérieur ou égal à 8 mm) en dehors de ses caractéristiques échographiques (généralement hypoéchogène) et tomodensitométriques (parfois hyperdense du fait de la surcharge en fer) apparaît en IRM comme un nodule en hyposignal du fait de la présence de nodule de sidérose.

Après injection de chélate de gadolinium, le nodule de régénération n’est pas rehaussé au temps artériel.

* Nodule dysplasique :

Le nodule dysplasique a eu d’autres noms dans la littérature (hyperplasie adénomateuse, hyperplasie adénomatoïde, régénération adénomatoïde, nodule borderline).

Un signe négatif important en échographie doppler est l’absence de signal de flux au sein de la lésion.

Le scanner n’est pas spécifique.

L’IRM montre un aspect évocateur, l’hypersignal du nodule en pondération T1.

Cet hypersignal n’a pas d’explication définitive (remaniement hémorragique, graisse ?).

Le nodule est en hyposignal T2 comme le nodule de régénération du fait de la surcharge en fer.

Après injection de gadolinium, en IRM dynamique, il n’existe pas de prise de contraste au temps artériel.

Ces deux dernières caractéristiques (hyposignal T2 et absence de rehaussement) sont des arguments sémiologiques majeurs.

* Carcinome hépatocellulaire :

Le CHC de petite taille (moins de 2 cm) présente des caractéristiques échographiques non spécifiques, mais, en doppler, la présence d’un flux au sein de la lésion est évocatrice du diagnostic.

Le scanner montre une hypervascularisation au temps artériel.

En IRM, un hypersignal en pondération T1 est retrouvé dans 30 à 50 % des cas.

Une capsule est visualisée dans 70 %des cas.

Le CHC est en hypersignal en pondération T2 avec une hypervascularisation au temps artériel de l’injection de gadolinium.

L’IRM est donc intéressante pour caractériser un nodule hépatique détecté avec une autre technique d’imagerie telle que l’échodoppler.

Le CHC doit être évoqué devant un hypersignal T2 et une prise de contraste au temps artériel.

Cela nécessite une bonne technique d’IRM dynamique couvrant l’ensemble du foie.

Les situations cliniques sont parfois plus complexes.

Dans ces cas, le diagnostic s’appuiera également sur les dosages des marqueurs tumoraux (alphafoetoprotéine), mais ceux-ci sont rarement élevés dans les petites lésions.

La ponction-biopsie du nodule est de moins en moins réalisée.

4- Quantification de la gravité de la cirrhose :

Il existe un réel besoin de quantifier la gravité d’une cirrhose, mais il n’existe à l’heure actuelle aucun critère biologique ou radiologique unique qui permette de le faire.

Les anomalies morphologiques apparaissent trop tardivement dans l’évolution de la maladie.

Les nouveaux agents de contraste hépatospécifiques comme les nanoparticules ou le mangafodipir ont suscité quelques espoirs pour cette indication :

– l’Endorem présente une capture diminuée dans la cirrhose avec une augmentation de la capture splénique, en particulier dans les cirrhoses très évoluées.

Dans les cirrhoses non décompensées, la capture du produit de contraste est satisfaisante pour augmenter le contraste entre le foie cirrhotique et d’éventuelles tumeurs hépatocytaires ;

– concernant le mangafodipir (Teslascan), les altérations des fonctionnalités hépatiques dans la cirrhose entraînent une diminution significative de la capture du produit de contraste par rapport au foie sain.

Cette diminution modérée de la capture par le foie cirrhotique, associée à une capture spécifique par le CHC et les lésions dysplasiques permettrait de détecter les lésions dégénératives hépatiques.

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