Imagerie pondérée par diffusion

L’imagerie pondérée par diffusion (DWI) est une forme d’imagerie par RM basée sur la mesure du mouvement brownien aléatoire des molécules d’eau dans un voxel de tissu. En termes généraux simplifiés, les tissus hautement cellulaires ou ceux présentant un gonflement cellulaire présentent des coefficients de diffusion plus faibles. La diffusion est particulièrement utile pour la caractérisation des tumeurs et l’ischémie cérébrale.

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Terminologie

Une grande confusion existe dans la façon dont les cliniciens et les radiologues se réfèrent à la restriction de diffusion, les deux groupes semblant souvent ne pas comprendre réellement ce à quoi ils se réfèrent.

Le premier problème est que le terme « imagerie pondérée par diffusion » est utilisé pour désigner un certain nombre de choses différentes :

  • la carte de diffusion isotrope (ce que la plupart des radiologues et des cliniciens appelleront DWI)
  • la séquence d’impulsions qui aboutit à la génération des différentes images (ex. carte isotrope, b=0, ADC)
  • un terme plus général pour englober toutes les techniques de diffusion, y compris l’imagerie du tenseur de diffusion

De plus, une confusion existe également dans la façon de se référer à une diffusion restreinte anormale. Cela découle en grande partie de la popularisation initiale de la DWI dans les accidents vasculaires cérébraux, qui présentait le tissu infarci comme un signal élevé sur les cartes isotropes et le décrivait simplement comme une « diffusion restreinte », ce qui implique que le reste du cerveau ne présentait pas de diffusion restreinte, ce qui est clairement faux. Malheureusement, ce raccourci est séduisant et est plus répandu que l’utilisation de la formule plus précise mais plus maladroite « la diffusion démontre une plus grande restriction que ce à quoi on pourrait s’attendre pour ce tissu. »

Pour aggraver les choses, beaucoup ne connaissent pas le concept de T2 shine-through, une cause de signal élevé artéfactuel sur les cartes isotropes, ou l’interprètent comme une caractéristique binaire avec une contribution T2 au signal soit présente, soit absente, alors qu’en réalité il y a toujours une composante T2 même pour les régions avec une vraie restriction de diffusion T2.

Une façon beaucoup plus sûre et précise de faire référence à la restriction de diffusion est de se rappeler que nous faisons référence aux valeurs réelles du coefficient de diffusion apparent (ADC), et d’utiliser des formulations telles que « la région démontre des valeurs ADC anormalement basses (restriction de diffusion anormale) » ou même « un signal élevé sur les images isotropes (DWI) est confirmé par les cartes ADC pour représenter une diffusion restreinte anormale ».

Physique

Par opposition à la diffusion essentiellement libre de l’eau maintenue à l’intérieur d’un récipient, la diffusion de l’eau à l’intérieur du tissu cérébral, par exemple, est entravée principalement par les limites de la membrane cellulaire. Les caractéristiques globales de diffusion d’un seul volume représentent la diffusion combinée de l’eau dans un certain nombre de compartiments :

  • diffusion à l’intérieur du fluide intracellulaire
    • à l’intérieur du cytoplasme généralement
    • à l’intérieur des organelles
  • diffusion à l’intérieur du fluide extracellulaire
    • fluide interstitiel
    • intravasculaire
    • lymphatique
    • différentes cavités biologiques, par ex.par exemple les ventricules du cerveau
  • diffusion entre les compartiments intra- et extracellulaires

La contribution de chacun d’entre eux dépendra du tissu et de la pathologie. Par exemple, dans le cas d’un infarctus cérébral aigu, on pense que la diminution des valeurs ADC est le résultat de la combinaison de l’eau qui se déplace dans le compartiment intracellulaire (où sa diffusion est plus entravée par les organelles que dans l’espace extracellulaire) et du gonflement cellulaire qui en résulte et qui rétrécit l’espace extracellulaire 6. Des mécanismes similaires entraînent de faibles valeurs d’ADC dans les tumeurs hautement cellulaires (par exemple, les petites tumeurs rondes à cellules bleues (par exemple, lymphome/PNET) et les gliomes de haut grade (GBM)).

Plus une molécule d’eau individuelle diffuse au cours de la séquence, plus elle sera exposée à une force de gradient variable et plus elle sera déphasée réduisant la quantité de signal renvoyée. Ce phénomène se produit à une échelle beaucoup plus petite que celle d’un seul voxel. La force de cet effet (en d’autres termes, de combien le signal sera atténué par la diffusion) est déterminée par la valeur b.

Application clinique

L’imagerie pondérée par diffusion joue un rôle majeur dans les situations cliniques suivantes 3-5 :

  • identification précoce d’un accident vasculaire cérébral ischémique
  • différenciation d’un accident vasculaire cérébral aigu d’un accident vasculaire cérébral chronique
  • différenciation d’un accident vasculaire cérébral aigu d’autres imitations d’accidents vasculaires cérébraux
  • .

  • différenciation du kyste épidermoïde d’un kyste arachnoïdien
  • différenciation de l’abcès des tumeurs nécrotiques
  • évaluation des lésions corticales dans la maladie de Creutzfeldt-.Jakob (MCJ)
  • différenciation de l’encéphalite herpétique des gliomes temporaux diffus
  • évaluation de l’étendue des lésions axonales diffuses
  • classement des gliomes diffus et des méningiomes
  • évaluation de la démyélinisation active
  • . démyélinisation
  • gradation des lésions de la prostate (voir PIRADS)
  • différenciation entre cholestéatome et otite moyenne 9

Séquence IRM

Une variété de techniques pour générer des cartes de diffusion a été développée. La technique de loin la plus utilisée repose sur une séquence écho-planaire en écho de spin (SE-EPI) bien que des techniques non-EPI (par exemple, le turbo spin-echo) soient également disponibles et sont utiles notamment lorsque le tissu est adjacent ou à l’intérieur de l’os où les effets T2* provoquent des artefacts, des distorsions et une perte de signal sur les séquences EPI 7,8.

Principe général de l’imagerie pondérée en diffusion

L’idée fondamentale de l’imagerie pondérée en diffusion est l’atténuation du signal T2* en fonction de la facilité avec laquelle les molécules d’eau peuvent diffuser dans cette région. Plus l’eau peut diffuser facilement (c’est-à-dire plus une molécule d’eau peut se déplacer au cours de la séquence), moins le signal T2* initial restera présent. Par exemple, l’eau contenue dans le liquide céphalo-rachidien (LCR) peut diffuser très facilement, de sorte que le signal reste très faible et que les ventricules apparaissent noirs. En revanche, l’eau contenue dans le parenchyme cérébral ne peut pas se déplacer aussi facilement en raison des membranes cellulaires qui l’entravent, et le signal T2* initial du cerveau n’est donc que légèrement atténué. Une conséquence importante de ce phénomène est que si une région du cerveau présente un signal T2* nul, elle ne peut pas, quelles que soient les caractéristiques de diffusion de ce tissu, présenter de signal sur les images isotropes pondérées en diffusion.

La façon dont les informations de diffusion sont extraites du tissu consiste à obtenir d’abord une image pondérée en T2* sans atténuation de diffusion. C’est ce que l’on appelle l’image b=0.

Puis, la facilité avec laquelle l’eau peut diffuser est évaluée dans différentes directions ; le minimum est de 3 directions orthogonales (X, Y et Z) et nous l’utiliserons pour le reste de cette explication.

Ceci se fait en appliquant un fort gradient symétriquement de part et d’autre de l’impulsion de 180 degrés. Le degré de pondération de la diffusion dépend principalement de l’aire sous les gradients de diffusion (qui est à son tour liée à l’amplitude et à la durée du gradient) et de l’intervalle entre les gradients. La combinaison de ces facteurs génère la valeur b. Plus elle est élevée, plus l’atténuation du signal liée à la diffusion est prononcée.

Les molécules d’eau stationnaires acquièrent des informations de phase par l’application du premier gradient. Après l’impulsion à 180 degrés, cependant, elles sont exposées exactement au même gradient (car elles n’ont pas changé d’emplacement) qui annule tous les effets du premier (puisqu’elles ont basculé de 180 degrés). Par conséquent, au moment où l’écho est généré, elles ont conservé leur signal.

Les molécules d’eau en mouvement, en revanche, acquièrent des informations de phase par le premier gradient, mais comme elles se déplacent lorsqu’elles sont exposées au second gradient, elles ne sont pas au même endroit et ne sont donc pas exposées précisément au même gradient après l’impulsion à 180 degrés. Elles ne sont donc pas remises en phase et perdent une partie de leur signal. Plus ils sont capables de se déplacer, moins ils réussiront à être rephasés et moins il restera de signal.

Générer des cartes DWI et ADC isotropes

Le processus susmentionné génère quatre ensembles d’images : une image T2* b=0 et trois images pondérées en diffusion (une pour chaque direction X, Y et Z) avec le signal T2* atténué en fonction de la facilité avec laquelle l’eau peut diffuser dans cette direction.

Ces images peuvent ensuite être combinées arithmétiquement pour générer des cartes dépourvues d’informations directionnelles (isotropes) : images isotropes pondérées en fonction de la diffusion (ce que nous appelons habituellement DWI) et cartes ADC.

Pour générer les cartes DWI isotropes, on calcule la moyenne géométrique des images spécifiques à une direction.

La carte ADC, en revanche, est liée au logarithme naturel (ln) de la DWI isotrope divisée par le signal T2* initial (b=0). Elles peuvent être calculées directement à partir des images DWI isotropes ou en trouvant la moyenne arithmétique des valeurs ADC générées à partir de chaque carte de diffusion directionnelle.

Voir aussi

  • valeurs b
  • coefficient de diffusion apparent
  • imagerie du tenseur de diffusion
  • IRM pondérée par la diffusion dans les accidents vasculaires cérébraux aigus
  • diffusion restreinte dans les ganglions de la base
  • lésions intracrâniennes qui présentent une diffusion restreinte

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