Diffusion-weighted imaging

Diffusion-weighted imaging (DWI) è una forma di MR imaging basata sulla misurazione del movimento browniano casuale delle molecole d’acqua all’interno di un voxel di tessuto. In termini generali semplificati, i tessuti altamente cellulari o quelli con rigonfiamento cellulare mostrano coefficienti di diffusione più bassi. La diffusione è particolarmente utile nella caratterizzazione dei tumori e nell’ischemia cerebrale.

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Terminologia

C’è molta confusione nel modo in cui i clinici e i radiologi si riferiscono alla restrizione della diffusione, con entrambi i gruppi che spesso sembrano non capire effettivamente a cosa si riferiscono.

Il primo problema è che il termine “imaging pesato in diffusione” è usato per indicare un certo numero di cose diverse:

  • mappa di diffusione isotropa (ciò che la maggior parte dei radiologi e dei clinici chiamano DWI)
  • la sequenza di impulsi che porta alla generazione delle varie immagini (es. mappa isotropa, b=0, ADC)
  • un termine più generale per comprendere tutte le tecniche di diffusione, compreso il tensore di diffusione

Inoltre, esiste anche confusione su come riferirsi alla diffusione anormale limitata. Questo deriva in gran parte dalla divulgazione iniziale della DWI nell’ictus, che presentava il tessuto infartuato come un segnale elevato sulle mappe isotropiche e lo descriveva semplicemente come “diffusione ristretta”, implicando che il resto del cervello non dimostrava una diffusione ristretta, il che chiaramente non è vero. Sfortunatamente, questa stenografia è attraente ed è più diffusa dell’uso del più accurato ma più maldestro “la diffusione dimostra una restrizione maggiore di quella che ci si aspetterebbe per questo tessuto.”

Per peggiorare le cose, molti non sono a conoscenza del concetto di T2 shine-through, una causa di segnale elevato artefatto sulle mappe isotropiche, o lo interpretano come una caratteristica binaria con il contributo T2 al segnale presente o assente quando in realtà c’è sempre una componente T2 anche nelle regioni con vera restrizione di diffusione T2.

Un modo molto più sicuro e più accurato di riferirsi alla restrizione della diffusione è quello di ricordare che ci stiamo riferendo ai valori reali del coefficiente di diffusione apparente (ADC), e di usare espressioni come “la regione dimostra valori ADC anormalmente bassi (restrizione della diffusione anormale)” o anche “il segnale elevato sulle immagini isotrope (DWI) è confermato dalle mappe ADC per rappresentare una diffusione anormale ristretta”.

Fisica

A differenza della diffusione essenzialmente libera dell’acqua tenuta all’interno di un contenitore, la diffusione dell’acqua all’interno del tessuto cerebrale, per esempio, è ostacolata principalmente dai confini della membrana cellulare. Le caratteristiche globali di diffusione di un singolo volume rappresentano la diffusione combinata dell’acqua in un certo numero di compartimenti:

  • diffusione all’interno del fluido intracellulare
    • all’interno del citoplasma in generale
    • all’interno degli organelli
  • diffusione all’interno del fluido extracellulare
    • fluido interstiziale
    • intravascolare
    • linfa
    • vari cavità biologiche, es.Ad esempio i ventricoli del cervello
  • diffusione tra i compartimenti intra ed extracellulari

Il contributo di ognuno di questi dipende dal tessuto e dalla patologia. Per esempio, nell’infarto cerebrale acuto si ritiene che la diminuzione dei valori ADC sia il risultato di una combinazione di acqua che si sposta nel compartimento intracellulare (dove la sua diffusione è più ostacolata dagli organelli che nello spazio extracellulare) e il conseguente gonfiore cellulare che restringe lo spazio extracellulare 6. Meccanismi simili si traducono in bassi valori ADC in tumori altamente cellulari (ad esempio piccoli tumori a cellule blu rotonde (ad esempio linfoma/PNET) e gliomi di alto grado (GBM)).

Più una singola molecola d’acqua si diffonde durante la sequenza, più sarà esposta alla variazione della forza del gradiente e più sarà dephased riducendo la quantità di segnale restituito. Questo avviene su una scala molto più piccola di un singolo voxel. La forza di questo effetto (in altre parole quanto il segnale sarà attenuato dalla diffusione) è determinata dal valore b.

Applicazione clinica

L’imaging pesato in diffusione ha un ruolo importante nelle seguenti situazioni cliniche 3-5:

  • identificazione precoce dell’ictus ischemico
  • differenziazione dell’ictus acuto da quello cronico
  • differenziazione dell’ictus acuto da altri ictus mimici
  • differenziazione di una cisti epidermoide da una cisti aracnoidea
  • differenziazione di ascessi da tumori necrotici
  • valutazione delle lesioni corticali nella malattia di Creutzfeldt-Jakob disease (CJD)
  • differenziazione dell’encefalite erpetica dai gliomi temporali diffusi
  • valutazione dell’estensione della lesione assonale diffusa
  • grading dei gliomi diffusi e dei meningiomi
  • valutazione della demielinizzazione attiva demielinizzazione attiva
  • grading delle lesioni prostatiche (vedi PIRADS)
  • differenziazione tra colesteatoma e otite media 9

Sequenza RM

Sono state sviluppate diverse tecniche per generare mappe di diffusione. Di gran lunga la tecnica più comunemente usata si basa su una sequenza eco-planare in spin-echo (SE-EPI), anche se sono disponibili anche tecniche non-EPI (ad esempio turbo spin-echo) che sono particolarmente utili quando il tessuto è adiacente o all’interno dell’osso dove gli effetti T2* causano artefatti, distorsioni e perdita di segnale sulle sequenze EPI 7,8.

Principio generale dell’imaging pesato in diffusione

L’idea fondamentale dietro l’imaging pesato in diffusione è l’attenuazione del segnale T2* basata su quanto facilmente le molecole d’acqua sono in grado di diffondere in quella regione. Più facilmente l’acqua può diffondersi (cioè più una molecola d’acqua può muoversi durante la sequenza), meno segnale T2* iniziale rimarrà. Per esempio, l’acqua all’interno del liquido cerebrospinale (CSF) può diffondersi molto facilmente, quindi rimane molto poco segnale e i ventricoli appaiono neri. Al contrario, l’acqua all’interno del parenchima cerebrale non può muoversi così facilmente a causa delle membrane cellulari che si mettono in mezzo e quindi il segnale T2* iniziale del cervello è solo in parte attenuato. Una conseguenza importante di ciò è che se una regione del cervello ha un segnale T2* nullo, non può, indipendentemente dalle caratteristiche di diffusione di quel tessuto, mostrare un segnale su immagini pesate per diffusione isotropa.

Il modo in cui le informazioni sulla diffusione vengono estratte dal tessuto è di ottenere prima un’immagine pesata in T2* senza attenuazione della diffusione. Questa è conosciuta come l’immagine b=0.

In seguito, la facilità con cui l’acqua può diffondere è valutata in varie direzioni; il minimo è 3 direzioni ortogonali (X, Y e Z) e lo useremo per il resto di questa spiegazione.

Questo è fatto applicando un forte gradiente simmetrico su entrambi i lati dell’impulso di 180 gradi. Il grado di ponderazione della diffusione dipende principalmente dall’area sotto i gradienti di diffusione (che è a sua volta legata all’ampiezza e alla durata del gradiente) e dall’intervallo tra i gradienti. La combinazione di questi fattori genera il valore b. Più alto è il numero, più pronunciata è l’attenuazione del segnale legata alla diffusione.

Le molecole d’acqua stazionarie acquisiscono informazioni di fase con l’applicazione del primo gradiente. Dopo l’impulso di 180 gradi, tuttavia, sono esposte esattamente allo stesso gradiente (perché non hanno cambiato posizione) che annulla tutti gli effetti del primo (dato che hanno girato di 180 gradi). Quindi, al momento in cui l’eco viene generato, hanno conservato il loro segnale.

Le molecole d’acqua in movimento, d’altra parte, acquisiscono informazioni di fase dal primo gradiente, ma poiché si muovono quando sono esposte al secondo gradiente, non sono nella stessa posizione e quindi non sono esposte esattamente allo stesso gradiente dopo l’impulso di 180 gradi. Quindi non sono rifasati e perdono parte del loro segnale. Più lontano sono in grado di muoversi, meno successo avranno nel rifasamento e meno segnale rimarrà.

Generazione di mappe DWI e ADC isotrope

Il processo di cui sopra genera quattro serie di immagini: un’immagine T2* b=0 e tre immagini ponderate per la diffusione (una per ogni direzione X, Y e Z) con il segnale T2* attenuato in base a quanto facilmente l’acqua può diffondere in quella direzione.

Queste immagini possono poi essere combinate aritmeticamente per generare mappe prive di informazioni direzionali (isotrope): immagini ponderate per la diffusione isotrope (quelle che di solito chiamiamo DWI) e mappe ADC.

Per generare le mappe DWI isotrope, viene calcolata la media geometrica delle immagini specifiche per ogni direzione.

La mappa ADC, al contrario, è legata al logaritmo naturale (ln) del DWI isotropo diviso per il segnale T2* iniziale (b=0). Questi possono essere calcolati direttamente dalle immagini DWI isotrope o trovando la media aritmetica dei valori ADC generati da ogni mappa di diffusione direzionale.

Vedi anche

  • valori b
  • codice di diffusione apparente
  • diffusion tensor imaging
  • RM pesata in diffusione nell’ictus acuto
  • diffusione ristretta nei gangli della base
  • lesioni intracraniche che mostrano diffusione ristretta