IRM dynamique quantitative et localisation du cancer de prostate non palpable

25 juin 2009

Auteurs : F. Cornud, F. Beuvon, F. Thévenin, L. Chauveinc, A. Vieillefond, A. Descazeaux, T. Flam
Référence : Prog Urol, 2009, 6, 19, 401-413




 




Introduction


Le rôle de l’IRM pour localiser de façon précise le cancer et estimer son volume n’a pas été jusqu’à maintenant une priorité dans la prise en charge d’un cancer de prostate nouvellement diagnostiqué. Le traitement intéresse en effet la totalité de la prostate et l’IRM est principalement demandée pour effectuer le bilan d’extension locale et régionale de la lésion, chez les patients à risque intermédiaire ou élevé, pour détecter des signes de stade T3 occulte [1]. La localisation du cancer par imagerie devient cependant souhaitable quand le diagnostic n’a pas été fait après une ou plusieurs séries de biopsies [2, 3, 4]. Chez les patients sans anomalie palpable au toucher rectal, le repérage d’une cible IRM spécifique avant la répétition des biopsies constituerait une alternative séduisante aux biopsies de saturation [2], de morbidité accrue [5] et comportant un risque de détecter des tumeurs non significatives [6]. Si le cancer est connu, la localisation précise du siège de la lésion ainsi que l’estimation de son volume seraient des informations de poids pour valider deux notions actuellement très débattues : la détection des tumeurs latentes ou indolentes permettant d’envisager une prise en charge par surveillance active [7] et l’indication des thérapeutiques focales pour centrer le traitement sur la tumeur sans toucher au reste de la prostate [8]. Or la fiabilité des biopsies de prostate pour localiser avec précision la tumeur n’est bonne que pour les tumeurs de l’apex [9], tandis que l’estimation du volume tumoral ne l’est pas [10]. Il était donc légitime d’évaluer la fiabilité de l’IRM pour localiser la tumeur et apprécier son volume, mais la spécificité limitée de l’imagerie en écho de spin pondérée en T2 (FSE–T2) pour localiser le cancer est désormais établie [11]. Cela est encore plus flagrant chez les patients sans tumeur palpable car l’hyposignal tumoral est beaucoup moins spécifique que celui du cancer palpable, compte tenu de la fréquence des hyposignaux bénins et le cancer non palpable est volontiers en isosignal [12]. L’IRM dynamique de contraste après injection intraveineuse de chélate de gadolinium ([Gd]) améliore la fiabilité de l’imagerie T2 pour localiser le cancer [13]. Celui-ci est caractérisé par une captation précoce et une concentration élevée du produit de contraste (wash-in ), suivies d’un lavage rapide du produit qui est récupéré par le plasma (wash-out ) [13]. L’analyse des variations de signal induites par le passage du [Gd] peut être qualitative [14, 15] par analyse visuelle du rehaussement ou semi-quantitative par l’acquisition d’une courbe de rehaussement à partir d’une région d’intérêt et mesure des différents paramètres de la courbe (pente, pic et lavage du contraste) [13]. La méthode quantitative transforme les variations de signal en variations de concentration de [Gd], en se servant d’un modèle mathématique pharmacocinétique [16]. Ces modèles complexes, habituellement conçus dans les centres de recherche pour une utilisation interne, commencent à être disponibles dans le commerce. Leur but est de quantifier en valeur absolue la cinétique du [Gd] dans les tumeurs [17], mais il n’y a pas de consensus sur la fiabilité de l’estimation quantitative dans le cas du cancer de la prostate [14]. Nous avons cherché à tester un de ces modèles sur une série de 23 patients porteurs d’un cancer de prostate non palpable. L’étude a été corrélée avec les données des pièces de prostatectomie radicale analysées sur grandes cassettes pour disposer d’une localisation de la tumeur et d’une mesure de son volume fiable.


Matériel et méthodes


De janvier à juin 2007, 327 IRM de prostate ont été réalisées pour le bilan d’extension d’un cancer diagnostiqué sur des biopsies échoguidées ou pour localiser la tumeur chez des patients ayant eu une ou plusieurs séries de biopsies négatives. Durant cette période, une collaboration avec le service de neuropathologie a permis de sélectionner 27 patients avec cancer non palpable, diagnostiqué par une série de 12 biopsies postérieures, pour effectuer une corrélation avec l’examen histopathologique de la pièce de prostatectomie sur des grandes cassettes, couramment utilisées en neuropathologie pour l’examen des cerveaux. Quatre patients ont été exclus de l’étude. Trois d’entre eux présentaient trop d’artéfacts de biopsie pour une interprétation fiable et le quatrième, porteur d’un microfoyer d’un millimètre sur une seule biopsie ne présentait pas de tumeur à l’examen de la pièce de prostatectomie (stade pT0). Les 23 patients restants forment la base de la corrélation.

L’âge moyen était de 62 ans (extrêmes : 50–72). Le toucher rectal montrait une prostate plate ou hypertrophiée mais souple.

Les 12 biopsies de prostate ont estimé le risque d’extension du cancer selon les critères de D’Amico et al. [18] :

un risque faible : neuf patients (PSA inférieur à 10ng/ml et score de Gleason inférieur à 7 et moins de 50 % de biopsies positives) ;
un risque intermédiaire : 13 patients (PSA supérieur ou égal à 10–20ng/ml ou score de Gleason égal à 7 ou pourcentage de biopsies positives supérieur ou égal à 50) ;
un risque élevé : un patient (score de Gleason : 8)


Examen IRM


L’IRM a été réalisée avec une antenne endorectale couplée à une antenne pelvienne de 12 éléments au moins six semaines après les biopsies pour limiter au maximum la gêne occasionnée par les artéfacts de biopsie [19]. L’antenne endorectale comprime la prostate en déformant son bord postérieur et présente un risque théorique, cependant non rapporté dans la littérature, de modifier la perfusion du contraste de la partie strictement postérieure comprimée. Cependant, le choix de l’antenne était conditionné par la nécessité d’effectuer le bilan d’extension local de la tumeur, dont les résultats ne font pas partie des objectifs de cet article. Le Tableau 1 résume le protocole. Les coupes axiales ont été acquises selon un plan perpendiculaire à la face postérieure de la prostate pour obtenir la meilleure corrélation possible avec les coupes anatomopathologiques de la pièce de prostatectomie. La résolution temporelle de l’acquisition dynamique était de neuf secondes avec un total de 35 acquisitions. Le temps d’examen était de 25 à 30minutes en incluant le temps d’acquisition et d’occupation de la salle d’examen (installation–désinstallation du patient).

Les données étaient ensuite transférées sur une console indépendante pour une étude quantitative de la cinétique du [Gd] par un logiciel dérivé du modèle de Tofts (CAD sciences, New-York) qui permet de convertir les variations de signal induites par le passage du produit de contraste en concentration de [Gd] [20]. On utilise le principe qu’une molécule de produit de contraste de bas poids moléculaire est censée diffuser de l’espace vasculaire vers l’espace extravasculaire–extracellulaire (interstitium ) et ensuite rétrodiffuser vers le compartiment vasculaire. Le modèle de référence est le modèle bicompartimental de Tofts [20]. Le transfert du produit de contraste vers l’interstitium (perméabilité vasculaire) est exprimé par une valeur quantitative, K trans (par minute). La rétrodiffusion (lavage du contraste) est mesurée par la constante K ep (par minute), correspondant au retour du produit vers le plasma [20]. Le troisième paramètre est la concentration maximale de [Gd] dans l’interstitium correspondant à l’aire sous la courbe de concentration de [Gd], exprimée en millimoles/litre/seconde (mM/s). K trans reflète ce qui va vers la tumeur (wash-in ), K ep ce qui en part (wash-out ). La constante [Gd] a été calculée par convention 60 secondes après l’arrivée du contraste dans l’artère iliaque externe. Elle reflète principalement le wash-in , mais est également dépendante du début du wash-out si celui-ci commence précocement après le maximum du pic de contraste. Le logiciel attribue une couleur différente à chaque paramètre (Figure 1), dont l’intensité est ainsi visuellement graduée sur trois cartographies couleur. La délimitation d’une région d’intérêt permet ensuite une mesure quantitative des trois paramètres (Figure 1).


Figure 1
Figure 1. 

Cancer de la zone périphérique. Patient de 67 ans. PSA : 6,7ng/ml. Une biopsie positive à gauche (base), score de Gleason 6, 5mm de cancer. Hyposignal de la zone périphérique gauche (ZP, flèche) sur la séquence T2. Codage couleur intense pour le wash in (Ktrans et Gd). Le wash out (Kep ) est rouge s’il est descendant (donc rapide), vert s’il est en plateau, et bleu s’il est ascendant. Les deux axes de la lésion ont été mesurés sur la surface la plus grande occupée par l’un des codages couleur. Une région d’intérêt (ROI) a été placée sur le Kep et les valeurs numériques des trois constantes s’affichent. Le score de l’IRM dynamique est de 41,2, évoquant le cancer (voir résultats). Noter la valeur élevée de Kep de la zone périphérique droite, mais sans augmentation de la concentration de Gadolinium ni de la constante Ktrans. Sur la pièce, le cancer est contouré par la ligne pointillée.




La prostate a été étudiée à trois niveaux de coupes : l’apex, la partie moyenne et la base. Chacun des six sextants de la zone périphérique (ZP) (incluant la zone centrale à la base) et de la zone de transition (ZT) a été divisé en deux (portions antérieure et postérieure) donnant un total de 24 territoires analysés par prostate, soit 552 territoires pour les 23 prostates étudiées, 276 dans la ZP et 276 dans la ZT. En imagerie T2, les 276 territoires de la ZP ont été évalués et classés sur une échelle de 1 à 3 (1 : pas d’hyposignal ; 2 : hyposignal possiblement tumoral ; 3 : hyposignal probablement ou très probablement tumoral). Les 276 territoires de la ZT ont été analysés différemment, compte tenu de la fréquence des nodules adénomateux en hyposignal. Seuls les hyposignaux mal limités (Figure 2) et/ou de forme lenticulaire (Figure 3) ont été considérés comme suspects [21]. Un nodule en hyposignal bien limité (a fortiori finement cerclé par un liseré en hyposignal plus franc) ou une plage hétérogène étaient considérés comme territoires non suspects. Dans le calcul statistique, la classification a été dichotomique (0 : pas d’hyposignal dans la ZP ou anomalie non spécifique de la ZT ; 1 : hyposignal, en regroupant tous les hyposignaux de la ZP et les nodules suspects de la ZT.


Figure 2
Figure 2. 

Cancer de la zone transition. Patient de 60 ans. Volume prostatique : 55–60ml . PSA : 15ng/ml. Trois biopsies gauches positives, score 7 (3+4), 8mm de cancer. Hyposignal homogène mal limité sur la séquence T2 (flèche). Les trois constantes pharmaco-cinétiques ont des valeurs élevées. Le score IRM est de 67, suggérant fortement le cancer (voir résultats). Sur la pièce, carcinome de la zone de transition, score de Gleason 7. Noter les deux nodules adénomateux antérieurs (le gauche est très kystique), également bien retrouvés sur la séquence T2, qui ont servi de repères pour corréler l’imagerie et l’anatomo-pathologie.




Figure 3
Figure 3. 

Cancer de la zone de transition antérieur, derrière le stroma fibro-musculaire. Patient de 71 ans. PSA : 14 ng/ml. Quatre biopsies positives à gauche, score de Gleason 6,7mm de cancer. Hyposignal lenticulaire homogène et aux limites mal définies sur la séquence en T2 (têtes de flèche). Valeur élevée des paramètres pharmaco-cinétiques (flèche), avec concordance plus nette entre l’image T2 et la perméabilité vasculaire (Ktrans) et le lavage (Kep). Sur la pièce, volumineux cancer antérieur, score de Gleason 6.




Examen des pièces de prostatectomie dans des grandes cassettes


Les pièces de prostatectomie ont été incluses en totalité selon la technique de Stanford. La prostate a été découpée en tranches de 4mm selon un plan perpendiculaire à sa face postérieure. Chaque coupe transversale a été incluse dans sa totalité, ce qui a permis l’analyse de la tranche de section dans son ensemble. Les foyers tumoraux ont été localisés en précisant s’ils étaient jointifs ou discontinus. Pour chaque foyer, la plus grande longueur (L) et la plus grande largeur (l) perpendiculaire à l’axe de la longueur étaient mesurées. Le volume a été estimé par le produit L (cm)×l (cm)×épaisseur de coupe (0,4cm). Théoriquement, cette mesure surestime le volume tumoral car elle assimile les foyers tumoraux à des rectangles et pourrait nécessiter un facteur correctif de π/2. Cependant, la corrélation avec la mesure planimétrique de référence dans l’étude Chen et al. [22], portant sur 1091 foyers tumoraux, s’est révélée exacte dans 94 % des cas sans appliquer ce facteur de correction. Il n’a pas non plus été appliqué de facteur de correction secondaire à la fixation dans le formol, celui-ci pouvant être négligé en ce qui concerne la prostate [23].

Tous les foyers ont été contournés par le pathologiste à chaque niveau de coupe. Une cartographie des foyers tumoraux était donc disponible pour la corrélation avec l’IRM. En regroupant les foyers tumoraux jointifs, le nombre de tumeurs distinctes et leur volume ont été recensés.


Corrélation des images IRM et des cartographies anatomopathologiques


En corrélant la cartographie fournie par le pathologiste avec les anomalies visibles en IRM dans les 552 territoires étudiés, deux radiologues (FC et FT) ont rétrospectivement, par consensus, comparé l’aspect des foyers tumoraux et des territoires bénins en imagerie T2 et dynamique. La corrélation a été faite en se servant des repères anatomiques communs aux coupes montées et aux coupes IRM. Les repères les plus utilisés ont été le veru montanum , les canaux éjaculateurs, les confluents vésiculodéférentiels et la distance séparant le veru montanum de l’apex. Le sphincter strié, très bien visible en IRM, était considéré comme ne figurant pas sur les coupes montées. D’autres repères ont été utilisés comme la présence d’un kyste médian ou, dans la ZT, une dilatation acinaire marquée ou un nodule d’hyperplasie bien limité facilement identifiables sur les coupes montées et l’IRM (Figure 2). En cas de difficulté, un consensus était obtenu avec le pathologiste pour établir la corrélation jugée la plus vraisemblable.

Le volume des hyposignaux tumoraux par IRM dynamique a été estimé en utilisant la même formule que celle employée pour la mesure anatomopathologique. Les axes ont été mesurés sur la plus grande surface codée en couleur visible parmi les trois paramètres (K trans, kep ou aire sous la courbe de concentration de [Gd]) (Figure 1). Si l’imagerie T2 ne montrait pas d’hyposignal et si l’imagerie dynamique pas d’anomalie focale, la valeur 0 était attribuée au volume tumoral IRM.


Analyse statistique


Le t -test a été utilisé pour comparer les valeurs moyennes des trois paramètres du modèle en fonction des anomalies de l’imagerie T2 et en fonction de l’histologie finale. Une différence était considérée comme significative pour une valeur de p <0,05. Une régression logistique croissante a ensuite été réalisée. Pour chaque zone, les quatre facteurs (imagerie T2 et les trois constantes pharmacocinétiques) ont été définis comme variables indépendantes et la présence d’un cancer comme variable de classement. Pour les foyers de plus de 0,2 cm3 sur la pièce de prostatectomie, la corrélation entre le volume tumoral mesuré par dynamique et celui mesuré sur la pièce de prostatectomie a été évaluée par le test de Bland-Altman. Les calculs statistiques ont été réalisés avec les programme Statistica (Statsoft) version 6 et MedCalc, version 9.5.


Résultats


Sur les pièces de prostatectomie, 81 foyers tumoraux ont été identifiés (51 dans la ZP et 30 dans la ZT). Le volume moyen était de 0,44±0,38 cm3 (extrêmes : 0,03–2,38). Ceux-ci se regroupaient en 32 tumeurs distinctes (25 dans la ZP chez 18 patients et sept dans la ZT chez cinq patients). Les caractéristiques des 32 tumeurs sont résumées dans le Tableau 2 qui fait apparaître la différence significative de volume tumoral et de taux de PSA entre les tumeurs de la ZT et celles de la ZP.

La corrélation IRM–pièce n’a porté que sur les 58 foyers tumoraux de volume supérieure à 0,2 cm3 (34 dans la ZP et 24 dans la ZT). Sur l’imagerie T2, 30 d’entre eux étaient en hyposignal (18 dans la ZP et 12 dans la ZT) et 28 en isosignal par rapport au tissu prostatique adjacent (16 dans la ZP et 12 dans la ZT) (Figure 4, Figure 5, Figure 6).


Figure 4
Figure 4. 

Cancer apical droit de la zone périphérique développé très en avant dans la corne latérale. Patient de 70 ans. PSA : 9,2 ng/ml. Une biopsie positive dans chaque lobe, score de Gleason 7 (4+3), 5mm de cancer à droite, 2mm de cancer à gauche. Beaucoup d’artéfacts de biopsie en hypersignal sur la séquence enT1, ne touchant pas la partie antérieure de la zone périphérique droite (flèche). Hyposignal sur la séquence en T2 (flèche) dans la corne latérale de la zone périphérique. IRM dynamique : les artéfacts de biopsies empêchent un codage couleur homogène notamment dans la partie postérieure de la zone périphérique droite (*). Valeur élevée des trois paramètres pharmaco-cinétiques dans le territoire de l’hyposignal (flèche). Score IRM : 74,8. Tumeur droite de 1,1cc sur la pièce (score de Gleason 7) et deuxième tumeur gauche (non montrée) non détectée en raison des artéfacts de biopsie.




Figure 5
Figure 5. 

Foyer tumoral de la zone périphérique en isosignal. Même patient que fig. 1, sur une coupe apicale. Absence d’hyposignal T2 dans le territoire du foyer tumoral (flèche). Activité pharmacocinétique marquée pour les trois constantes. Le score de l’IRM est de 55 soit une très forte suspicion de cancer. Le volume du foyer sur la pièce était de 0,77cc. Noter les anomalies pharmaco cinétiques dans l’adénome, mais sans hyposignal suspect décelable sur l’imagerie T2 et un score de l’IRM infiérieur à 9, suggérant la bénignité (voir résultats).




Figure 6
Figure 6. 

Foyer de prostatite simulant le cancer. Patient de 51 ans. PSA : 6,2ng/ml. Une biopsie positive, score de Gleason 6, sextant moyen droit, 2mm de cancer.

Hyposignal non spécifique dans le territoire de la biopsie positive (flèches), modérément vascularisé ([Gd]), avec perméabilité vasculaire hétérogène (Ktrans) et lavage prononcé (Kep). Score de l’IRM : 25, devant faire évoquer un carcinome. Sur la pièce, le territoire anormal est un foyer de prostatite typique (flèches). Le cancer est en avant, dans l’adénome (têtes de flèches), sans hyposignal suspect sur l’imagerie T2. Sur l’IRM dynamique, rien ne distingue le carcinome du reste de l’adénome. Score IRM : 3,5, soit une valeur ne suggérant pas le cancer.




En étude univariée, la valeur des trois paramètres pharmacocinétiques des foyers tumoraux était significativement plus élevée que celle des territoires bénins (Tableau 3, Tableau 4). Dans la ZP, cette différence était retrouvée dans les 30 foyers tumoraux en hyposignal T2, comme dans les 16 foyers en isosignal de la ZP (p <0,0005). Pour les 12 foyers en isosignal de la ZT, la différence n’était significative que pour la concentration de [Gd]. Dans tous les cas, la valeur élevée des écarts-types (Tableau 3, Tableau 4) soulignait l’importance du chevauchement entre tissu malin et bénin.

En étude multivariée, les résultats étaient différents d’une zone à l’autre. Dans la ZP, seules les constantes [Gd] et K ep et l’imagerie T2 gardaient une valeur significative pour prédire le cancer (Tableau 5). Dans la ZT, seules la constante K trans et l’imagerie T2 gardaient une valeur significative (Tableau 5). Une formule a été dérivée de la régression pour prédire le cancer dans chacune des deux zones. Pour la ZP, la formule était : tumeur=3,12×T2+1,11×[Gd]+1,18×K ep (p =1,62×10−16) et pour la ZT : tumeur=41×T2+1,3×K trans (p =1,57×10−16). Les courbes ROC pour les deux formules (Figure 7) montraient une valeur de 0,83 pour la ZP et de 0,81 pour la ZT, supérieure à celle de l’imagerie T2 seule (0,7 pour la ZP et 0,75 pour la ZT). Néanmoins, la différence n’était significative que pour la ZP (p <,02). La Figure 8 montre les meilleurs rapports de sensibilité et de spécificité pour la prédiction du cancer. Les valeurs seuils des formules étaient de 20,6 pour la ZP et de 9 pour la ZT.


Figure 7
Figure 7. 

Courbes ROC de la formule tirée de la régression logistique appliquée à la zone périphérique (formule_ZP) et à la zone de transition (formule_ZT) et comparées à celles de l’imagerie T2 (IRM_FSE_T2).




Figure 8
Figure 8. 

Meilleurs seuils de sensibilité et de spécificité de la combinaison de l’imagerie T2 et de l’imagerie dynamique obtenus à partir de la régression logistique en fonction de la zone prostatique (formule_ZP pour la zone périphérique et formule_ZT pour la zone de transition).




La corrélation du volume tumoral sur la pièce des 58 foyers de plus de 0,2 cm3 et celui mesurée par l’IRM par le test de Bland-Altman (Figure 9) révèle un écart moyen entre le volume mesuré sur l’IRM dynamique et le volume réel de 0,05±0,45 cm3 avec des extrêmes allant de −0,83 à +0,93 cm3. En pourcentage, l’écart moyen est de 51±100 % avec des extrêmes allant de −145 % à +248 %.


Figure 9
Figure 9. 

Corrélation (test de Bland-Altman) entre le volume tumoral mesuré en IRM dynamique et celui de la pièce de prostatectomie (58 foyers). Le test est désigné pour comparer deux méthodes de mesure d’une même variable. En abscisse figure la moyenne des volumes mesurés par IRM et sur la pièce pour chaque foyer. En ordonnées, figurent les différences observées entre les valeurs de l’IRM dynamique et celles de la pièce, en valeur absolue (A), et en pourcentage (B). La ligne pleine est la valeur moyenne de l’écart entre les deux mesures et les deux lignes pointillées les variations entre deux écarts type (±1,96 SD).





Discussion


Nos résultats confirment que les paramètres pharmacocinétiques quantitatifs ont des valeurs très supérieures dans le cancer comparées à celles du tissu bénin. Ils nécessitent d’être commentés zone par zone.


Zone périphérique


En analyse univariée, les trois paramètres (K trans, [Gd] et K ep ) ont des valeurs plus élevées dans le cancer avec des différences très significatives par rapport à celles des territoires non tumoraux. Les études avec aimant de 1,5 Tesla, où la corrélation a été faite avec les pièces de prostatectomie radicale, ont montré cette différence [24, 25, 26, 27], mais en se basant sur les hyposignaux visibles sur l’imagerie T2 et sans spécifiquement mentionner les anomalies de la cinétique dans les territoires en isosignal T2. Nos résultats montrent que cette différence concerne également les territoires en isosignal, dont les constantes K trans, K ep et [Gd] sont très significativement plus élevées dans les foyers tumoraux. L’IRM dynamique pourrait donc localiser certains cancers non palpables en isosignal non visibles en imagerie T2. Néanmoins, l’importance des écart-types, soulignée par d’autre auteurs [27], reflète le chevauchement très important des valeurs entre tissu tumoral et tissu bénin, limitant donc l’impact de la valeur discriminante de l’imagerie dynamique. Cette fréquence des anomalies de la cinétique du [Gd] simulant le cancer dans les territoires bénins, en isosignal comme en hyposignal (Figure 6), a été rapportée par Ocak et al. [28]. Les auteurs ont corrélé l’IRM 3 Tesla avec le résultat des biopsies et montrent que les valeurs des trois constantes dynamiques (K trans, [Gd] et K ep ) du cancer n’étaient pas significativement différentes de celles des foyers intitulés prostatite par les auteurs. L’origine inflammatoire de cette hyperhémie est en effet très probable comme l’illustre l’observation de la Figure 6. Cette hyperhémie prostatique pourrait expliquer une élévation inexpliquée du taux de PSA chez des patients asymptomatiques sans cancer décelé sur une ou plusieurs séries de biopsies, mais il n’y a pas encore de données dans la littérature pour suggérer une telle corrélation.

En analyse multivariée, la combinaison de l’IRM dynamique et de l’imagerie T2 améliore le score global de l’IRM, procurant une valeur sous la courbe ROC significativement supérieure (0,83) à celle de l’imagerie T2 (0,7), valeur comparable à celle rapportée dans d’autres études [24], mais sans atteindre la valeur de 0,9 rapportée dans une seule étude [26]. La sensibilité de 79 % exprime qu’environ 20 % de foyers tumoraux de plus de 0,2 cm3 ne sont pas détectés par l’IRM dynamique quantitative, soulignant la nécessité d’études complémentaires avec inclusion d’autres séquences fonctionnelles (spectroscopie ou imagerie de diffusion) [29] pour déterminer la place de l’examen dans la prise en charge des patients éligibles pour une surveillance active. En dépit des limites évoquées, l’IRM dynamique reste un complément très utile de l’imagerie T2. La séquence est rapide et robuste en l’absence d’artéfacts de biopsies et augmente la fiabilité d’un protocole d’exploration IRM destiné avant tout à localiser un cancer de la ZP non palpable de plus de 0,2 cm3 non diagnostiqué par une ou plusieurs séries de biopsies. L’information peut être particulièrement utile en cas de tumeur développée très en avant dans la corne latérale de la ZP (Figure 4).


Zone de transition


En analyse univariée, nos résultats montrent également que les valeurs des trois constantes pharmacocinétiques sont significativement plus élevées dans le cancer que dans le tissu bénin, confirmant les résultats d’une des premières études portant sur le sujet [30] sur une série de 12 patients avec corrélation avec la pièce de prostatectomie. La constante K trans était significativement plus élevée dans le cancer que dans l’adénome glandulaire (p <0,003) et conjonctivomusculaire (p <0,004). En revanche, le lavage du contraste (K ep ) n’était pas différent dans le tissu hyperplasique et dans le cancer. Dans notre étude, la différence intéresse les trois facteurs pharmacocinétiques dans les hyposignaux mais est limitée à la constante [Gd] dans les foyers en isosignal. Notre constatons également, comme dans la ZP, un chevauchement important entre les valeurs du cancer et celles de l’adénome, limitant là encore la valeur discriminante de l’IRM dynamique en l’absence d’hyposignal T2.

En analyse multivariée, les deux constantes [Gd] et K ep s’effacent au profit de la constante K trans qui garde seule une valeur significative. Dans l’étude de Van Dorsten et al. [27], les valeurs de K trans et de K ep étaient équivalentes dans le cancer et l’adénome. Une deuxième étude du même groupe [26] deux ans plus tard conclue cependant différemment en montrant que les constantes K trans et K ep sont significativement plus élevées dans le cancer que dans le tissu non tumoral à la fois dans la ZP et dans la ZT. Ces discordances, comme nos résultats, illustrent la difficulté de localiser par IRM dynamique un cancer de prostate dans la ZT, compte tenu de la richesse de la vascularisation de l’adénome [31]. Une étude s’est attachée à définir des critères morphologiques fiables en imagerie T2 des cancers antérieurs [21] pour les différencier des nodules adénomateux en hyposignal. Un hyposignal de la ZT n’est suspect que s’il est homogène et mal limité (Figure 3). Il est encore plus suspect s’il a une forme lenticulaire (Figure 4) et s’il est développé très en avant, derrière le stroma fibromusculaire antérieur et a fortiori s’il l’envahit [21]. Ces critères ont été appliqués dans notre étude, et la puissance de l’imagerie T2 s’exprime par un odds-ratio à 41, beaucoup plus élevé que dans la ZP. Cela explique pourquoi la combinaison K trans–T2 affiche une valeur certes plus élevée (0,81) comparée à celle de l’imagerie T2 seule (0,75), mais sans différence significative (p =0,27). En pratique courante, l’IRM dynamique reste cependant un complément utile pour localiser un cancer antérieur dans les formes avec hyposignal T2 difficile à classer suspect. Une fois la séquence dynamique effectuée, l’hyposignal devient rétrospectivement suspect quand l’IRM dynamique est positive, a fortiori, uniquement dans le nodule, comme l’avaient rapporté Girouin et al. [14].

L’autre objectif de notre étude était d’estimer le volume des tumeurs de plus de 0,2 cm3 par IRM dynamique. L’estimation du volume par imagerie T2 seule avait montré une corrélation faible avec le volume mesuré sur la pièce [23, 32], sauf dans une série ou le volume tumoral moyen était élevé (près de 3 cm3) [33], soit une valeur très supérieure au volume moyen des foyers tumoraux de notre population. Par spectroscopie, une étude [23] a montré une corrélation non fiable, sauf pour les foyers tumoraux de plus de 0,5 cm3. Dans notre série, l’importance des écarts entre volumes estimés en IRM et volumes réels (jusqu’à 248 %) confirme que le volume tumoral ne peut être corrélé de façon fiable pour un individu donné. Dans l’état actuel de ses possibilités, l’objectif de l’IRM dynamique est donc de se contenter d’essayer de détecter les tumeurs avec un volume jugé significatif (plus de 0,2 ou 0,5 cm3).

Le modèle pharmacocinétique que nous avons utilisé comporte au moins deux limites que l’on peut appliquer à l’IRM quantitative en général.

La première concerne la transformation de l’intensité du signal (exprimée en pourcentage de rehaussement par rapport au temps 0) en concentration de [Gd]. Le modèle de Tofts inclut le calcul du temps de relaxation T1 du tissu testé chez un patient donné par une séquence en densité de protons et inclut cette mesure dans le modèle pour calculer la valeur des constantes K trans et K ep [16]. Le modèle que nous utilisons ne comporte pas cette séquence, mais incorpore un temps de relaxation T1 moyen de la prostate [34], valeur reflétant probablement moins fidèlement le T1 inhérent au patient, en dépit de variations non significatives d’un individu à l’autre [34].

L’autre limite concerne l’influence de l’aimant et du protocole d’acquisition de la séquence dynamique sur le rehaussement du signal et donc sur la mesure de la concentration de [Gd]. Une étude sur fantôme [35] a montré que le rehaussement du signal dépendait de la puissance de l’aimant, du constructeur à puissance d’aimant équivalente et également des paramètres d’acquisition (acquisition 2D ou 3D, résolution temporelle, temps de répétition, temps d’écho et angle de bascule). Les valeurs de K trans et de K ep sont donc difficiles à comparer d’une étude à l’autre, soulignant la nécessité d’une standardisation du protocole d’acquisition de l’IRM dynamique pour un organe pour établir des mesures reproductibles d’un patient à l’autre et d’un équipement à l’autre.


Conclusion


L’IRM dynamique quantitative améliore de façon significative la fiabilité de l’imagerie pondérée en T2 pour localiser le cancer de prostate non palpable de la ZP. Pour la ZT, la définition de critères morphologiques spécifiques en imagerie T2 et le chevauchement considérable des anomalies de la cinétique du [Gd] entre tissu tumoral et hyperplasique font que l’apport de l’IRM dynamique n’est pas significativement contributif. L’IRM quantitative souffre de l’absence de standardisation du protocole d’acquisition de la séquence et des probables variations des valeurs d’un équipement IRM à l’autre. Cette limite ne permet pas pour l’instant de proposer des valeurs absolues de la quantification de la cinétique du [Gd] dans le cancer de prostate. L’amélioration des performances de l’IRM pour localiser le cancer non palpable doit également passer par la combinaison de l’IRM dynamique avec d’autres séquences fonctionnelles (spectroscopie et/ou imagerie pondérée en diffusion).



 Niveau de preuve : 5.





Tableau 1 - Protocole d’IRM.
Séquences  Fast spin echo –T2  Écho de gradient–T1 
Épaisseur de coupe  3,5mm (20 coupes)  3,5mm (séquence 3D, 20 coupes) 
TR/TE (msec)  5230/120  5,11/1,85 
Angle de bascule  180  10 
Orientation de l’encodage de la phase  Droite–gauche  Droite–gauche 
Train d’échos  15  Non applicable 
Matrice     
FOV (cm)  16  16 
Résolution du voxel (mm3 0,5×0,5×3,5  1,25×1,25×3,5 
Gadolinium  Bolus de 0,2ml/kg
Flush de sérum salé (15ml) injecteur automatique 
Nombre d’acquisitions 
Phases dynamiques  35 
Résolution temporelle  Non applicable  Une acquisition/neuf secondes 
Temps d’acquisition  Quatre minutes 30secondes  Cinq minutes 



Légende :
TR : temps de répétition ; TE : temps d’écho ; FOV : field of view .



Tableau 2 - Caractéristiques des tumeurs chez les 23 patients.
Tumeurs (n =32)  ZP (n =25)  ZT (n =7)  t -test 
Volume tumoral en cm3 (pièce)  0,69±0,58 (0,05–1,94)  2,3±1,9 (0,13–5,1)  p <0,0001 
Score de Gleason (pièce)  6,5±0,6 (6–8)  6,4±0,55 (6–7)  p =0,7 
PSA (ng/ml)  7,7±4,8 (5,2–16)  13,3±8,6 (6,2–19,2)  p =0,0037 
Volume prostate IRM (ml)  41,8±15 (23,8–74,8)  43±14 (24,3–57,2)  p =0,9 





Tableau 3 - Valeurs moyennes des paramètres de l’IRM dynamique des 276 territoires de la zone périphérique en fonction de leur nature tumorale ou bénigne et de leur aspect en imagerie T2.
Territoires ZP (n =276)  Foyers tumoraux 
Foyers bénins 
t -test 
Total (n =34)  Hypos–T2 (n =18)  IsoS–T2 (n =16)  Total (n =242)  HypoS–T2 (n =29)  IsoS–T2 (n =213) 
K trans (mM/min)  5*±4,6
0,3–16 
7**±5
0,44–16 
3,1***±3,1
0,3–11 
1,2*±1,5
0,2–17 
1,8**±1,4
0,3–5 
1,1***±1,5
0,2–17 
*p <0,0001
**p <0,0001
***p <0,0001 
[Gd] (mM×60 secondes)  18,4*±8,7
4,7–36 
21,3**±7,6
8–36 
15,1***±8,9
4,7–33,5 
10,2*±5
3,3–31 
12,2**±4,3
5,7–23,2 
9,9***±5
3,3–31 
*p <0,0001
**p <0,0001
***p =0,0002 
K ep (mM/min)  13,7*±16,1
0,65–76,4 
19,4**±20,3
1–76,4 
7,4***±4,9
0,6–15,3 
3,3*±3,2
0,02–19 
4,5**±3,7
0,02–14,2 
3,2***±3,1
0,02–19 
*p <0,0001
**p =0,0004
***p <0,0001 





Tableau 4 - Valeurs moyennes des paramètres de l’IRM dynamique des 276 territoires de la zone de transition en fonction de leur nature tumorale ou bénigne et de leur aspect en imagerie T2.
Territoires ZT (n =276)  Foyers tumoraux 
Foyers bénins 
t -test 
Total (n =24)  HypoS–T2 (n =12)  IsoS–T2 (n =12)  Total (n =252)  HypoS–T2 (n =2)  IsoS–T2 (n =250) 
K trans (mM/min)  7,8*±7
0,6–21,3 
12,3**±7
2,5–21,3 
3,4***±3,1
0,6–9,9 
2,1*±2
0,2–11,3 
2,4**±0,1
2,3–2,5 
2,1***±2
0,2–8,8 
*p <0,0001
**p =0,08
***p =0,03 
[Gd] (mM×60 secondes)  22,5*±8,5
9,5–38,5 
23,1±8,6
9,5–38,5 
21,9***±8,9
10,6–34,6 
14,2*±7,7
0,9–36 
18,6**±1,8
17,2–20 
14,2***±7,7
0,9–36 
*p <0,0001
**p =0,09
***p =0,0009 
K ep (mM/min)  16,3*±16,2
0,62–50,3 
27,4**±16,1
5,2–50,3 
5,2***±4,3
0,6–13,1 
4,6*±5
0,4–33 
5,5**±0,3
5,2–5,7 
4,6***±5,1
0,4–33 
*p <0,0001
**p =0,09
***p =0,6 





Tableau 5 - Régression logistique croissante appliquée à l’imagerie T2 et aux paramètres dynamiques (K trans, [Gd], K ep ) : résultats en fonction de la zone prostatique étudiée.
  Odds-ratio (unité)  −95 % CL  +95 % CL  p  
ZP         
IRM–T2  3,12  1,19  8,17  2,0×10−2 
[Gd]  1,11  1,03  1,19  4,7×10−3 
K ep   1,18  1,05  1,31  3,9×10−3 
Formule ZP        1,62×10−16 
 
ZT         
IRM–T2  41,64  7,05  246,05  3,6×10−5 
K trans  1,30  1,07  1,59  7,6×10−3 
Formule ZT        1,57×10−16 



Légende :
ZP : zone périphérique. ZT : zone de transition. CL : confidence level .


Références



Cornud F., Flam T., Chauveinc L., Hamida K., Chretien Y., Vieillefond A., et al. Extraprostatic spread of clinically localized prostate cancer: factors predictive of pT3 tumor and of positive endorectal MR imaging examination results Radiology 2002 ;  224 : 203-210 [cross-ref]
Amsellem-Ouazana D., Younes P., Conquy S., Peyromaure M., Flam T., Debre B., et al. Negative prostatic biopsies in patients with a high risk of prostate cancer. Is the combination of endorectal MRI and magnetic resonance spectroscopy imaging (MRSI) a useful tool? A preliminary study Eur Urol 2005 ;  47 : 582-586 [cross-ref]
Costouros N.G., Coakley F.V., Westphalen A.C., Qayyum A., Yeh B.M., Joe B.N., et al. Diagnosis of prostate cancer in patients with an elevated prostate-specific antigen level: role of endorectal MRI and MR spectroscopic imaging Am J Roentgenol 2007 ;  188 : 812-816 [cross-ref]
Prando A., Kurhanewicz J., Borges A.P., Oliveira E.M., Figueiredo E. Prostatic biopsy directed with endorectal MR spectroscopic imaging findings in patients with elevated prostate specific antigen levels and prior negative biopsy findings: early experience Radiology 2005 ;  236 : 903-910 [cross-ref]
Boccon-Gibod L.M., de Longchamps N.B., Toublanc M., Boccon-Gibod L.A., Ravery V. Prostate saturation biopsy in the reevaluation of microfocal prostate cancer J Urol 2006 ;  176 : 961-963(discussion 963–4).
 [cross-ref]
Ravery V., Dominique S., Panhard X., Toublanc M., Boccon-Gibod L. The 20-core prostate biopsy protocol – a new gold standard? J Urol 2008 ;  179 : 504-507 [cross-ref]
Dall’Era M.A., Konety B.R., Cowan J.E., Shinohara K., Stauf F., Cooperberg M.R., et al. Active surveillance for the management of prostate cancer in a contemporary cohort Cancer 2008 ;  112 : 2664-2670
Polascik T.J., Mouraviev V. Focal therapy for prostate cancer Curr Opin Urol 2008 ;  18 : 269-274 [cross-ref]
Mullerad M., Hricak H., Kuroiwa K., Pucar D., Chen H.N., Kattan M.W., et al. Comparison of endorectal magnetic resonance imaging, guided prostate biopsy and digital rectal examination in the preoperative anatomical localization of prostate cancer J Urol 2005 ;  174 : 2158-2163 [cross-ref]
Ravery V., Szabo J., Toublanc M., Boccon-Gibod L.A., Billebaud T., Hermieu J.F., et al. A single positive prostate biopsy in six does not predict a low-volume prostate tumour Br J Urol 1996 ;  77 : 724-728
Hricak H., Choyke P.L., Eberhardt S.C., Leibel S.A., Scardino P.T. Imaging prostate cancer: a multidisciplinary perspective Radiology 2007 ;  243 : 28-53 [cross-ref]
Cornud F., Hamida K., Flam T., Helenon O., Chretien Y., Thiounn N., et al. Endorectal color Doppler sonography and endorectal MR imaging features of non-palpable prostate cancer: correlation with radical prostatectomy findings AJR Am J Roentgenol 2000 ;  175 : 1161-1168 [cross-ref]
Choi Y.J., Kim J.K., Kim N., Kim K.W., Choi E.K., Cho K.S. Functional MR imaging of prostate cancer Radiographics 2007 ;  27 : 63-75(discussion 75–77).
 [cross-ref]
Girouin N., Mege-Lechevallier F., Tonina Senes A., Bissery A., Rabilloud M., Marechal J.M., et al. Prostate dynamic contrast-enhanced MRI with simple visual diagnostic criteria: is it reasonable? Eur Radiol 2007 ;  17 : 1498-1509 [cross-ref]
Villers A., Puech P., Mouton D., Leroy X., Ballereau C., Lemaitre L. Dynamic contrast enhanced, pelvic phased array magnetic resonance imaging of localized prostate cancer for predicting tumor volume: correlation with radical prostatectomy findings J Urol 2006 ;  176 : 2432-2437 [cross-ref]
Padhani A.R., Gapinski C.J., Macvicar D.A., Parker G.J., Suckling J., Revell P.B., et al. Dynamic contrast enhanced MRI of prostate cancer: correlation with morphology and tumour stage, histological grade and PSA Clin Radiol 2000 ;  55 : 99-109 [cross-ref]
Padhani A.R., Husband J.E. Dynamic contrast-enhanced MRI studies in oncology with an emphasis on quantification, validation and human studies Clin Radiol 2001 ;  56 : 607-620 [cross-ref]
D’Amico A.V., Whittington R., Malkowicz S.B., Schultz D., Fondurulia J., Chen M.H., et al. Clinical utility of the percentage of positive prostate biopsies in defining biochemical outcome after radical prostatectomy for patients with clinically localized prostate cancer [see comments] J Clin Oncol 2000 ;  18 : 1164-1172
Qayyum A., Coakley F.V., Lu Y., Olpin J.D., Wu L., Yeh B.M., et al. Organ-confined prostate cancer: effect of prior transrectal biopsy on endorectal MRI and MR spectroscopic imaging Am J Roentgenol 2004 ;  183 : 1079-1083 [cross-ref]
Tofts P.S., Brix G., Buckley D.L., Evelhoch J.L., Henderson E., Knopp M.V., et al. Estimating kinetic parameters from dynamic contrast-enhanced T(1)-weighted MRI of a diffusable tracer: standardized quantities and symbols J Magn Reson Imaging 1999 ;  10 : 223-232 [cross-ref]
Akin O., Sala E., Moskowitz C.S., Kuroiwa K., Ishill N.M., Pucar D., et al. Transition zone prostate cancers: features, detection, localization, and staging at endorectal MR imaging Radiology 2006 ;  239 : 784-792 [cross-ref]
Chen M.E., Johnston D., Reyes A.O., Soto C.P., Babaian R.J., Troncoso P. A streamlined three-dimensional volume estimation method accurately classifies prostate tumors by volume Am J Surg Pathol 2003 ;  27 : 1291-1301 [cross-ref]
Coakley F.V., Kurhanewicz J., Lu Y., Jones K.D., Swanson M.G., Chang S.D., et al. Prostate cancer tumor volume: measurement with endorectal MR and MR spectroscopic imaging Radiology 2002 ;  223 : 91-97 [cross-ref]
Kiessling F., Lichy M., Grobholz R., Heilmann M., Farhan N., Michel M.S., et al. Simple models improve the discrimination of prostate cancers from the peripheral gland by T1-weighted dynamic MRI Eur Radiol 2004 ;  14 : 1793-1801
Schlemmer H.P., Merkle J., Grobholz R., Jaeger T., Michel M.S., Werner A., et al. Can pre-operative contrast-enhanced dynamic MR imaging for prostate cancer predict microvessel density in prostatectomy specimens? Eur Radiol 2004 ;  14 : 309-317 [cross-ref]
Futterer J.J., Heijmink S.W., Scheenen T.W., Veltman J., Huisman H.J., Vos P., et al. Prostate cancer localization with dynamic contrast-enhanced MR imaging and proton MR spectroscopic imaging Radiology 2006 ;  241 : 449-458 [cross-ref]
van Dorsten F.A., van der Graaf M., Engelbrecht M.R., van Leenders G.J., Verhofstad A., Rijpkema M., et al. Combined quantitative dynamic contrast-enhanced MR imaging and (1)H MR spectroscopic imaging of human prostate cancer J Magn Reson Imaging 2004 ;  20 : 279-287 [cross-ref]
Ocak I., Bernardo M., Metzger G., Barrett T., Pinto P., Albert P.S., et al. Dynamic contrast-enhanced MRI of prostate cancer at 3 T: a study of pharmacokinetic parameters Am J Roentgenol 2007 ;  189 : W192-W201
Kurhanewicz J., Vigneron D., Carroll P., Coakley F. Multiparametric magnetic resonance imaging in prostate cancer: present and future Curr Opin Urol 2008 ;  18 : 71-77 [cross-ref]
Turnbull L.W., Buckley D.L., Turnbull L.S., Liney G.P., Knowles A.J. Differentiation of prostatic carcinoma and benign prostatic hyperplasia: correlation between dynamic Gd-DTPA-enhanced MR imaging and histopathology J Magn Reson Imaging 1999 ;  9 : 311-316 [cross-ref]
Kirkham A.P., Emberton M., Allen C. How good is MRI at detecting and characterising cancer within the prostate? Eur Urol 2006 ;  50 : 1163-1174discussion 1175.
 [cross-ref]
Jager G.J., Ruijter E.T., van de Kaa C.A., de la Rosette J.J., Oosterhof G.O., Thornbury J.R., et al. Local staging of prostate cancer with endorectal MR imaging: correlation with histopathology AJR Am J Roentgenol 1996 ;  166 : 845-852 [cross-ref]
Ponchietti R., Di Loro F., Fanfani A., Amorosi A. Estimation of prostate cancer volume by endorectal coil magnetic resonance imaging vs. pathologic volume Eur Urol 1999 ;  35 : 32-35 [cross-ref]
de Bazelaire C.M.J., Duhamel G.D., Rofsky N.M., Alsop D.C. MR imaging relaxation times of abdominal and pelvic tissues measured in vivo at 3.0 T: preliminary results Radiology 2004 ;  230 : 652-659 [cross-ref]
Pabst T., Kenn W., Kaiser W.A., Hahn D. Understanding why contrast enhancement in dynamic MRI is not reproducible: illustration with a simple phantom Breast J 2001 ;  7 : 166-170 [cross-ref]






© 2009 
Elsevier Masson SAS. Tous droits réservés.