Imagerie de Diffusion par Résonance Magnétique

L’imagerie de diffusion permet de mesurer la mobilité microscopique de l’eau et de renseigner de

manière indirecte sur la cellularité d’un tissu. Sa première application clinique a d’abord concerné la

caractérisation des accidents cardiovasculaires ischémiques, puis elle a ensuite été développée pour

la différenciation des masses tumoralesvskystiques, les abcès, les hémorragies et les zones de

dé-myélinisation[150] [151].

Le phénomène de diffusion des molécules d’eau est à l’origine de cette séquence. Ce phénomène

appelé mouvement Brownien décrit le déplacement aléatoire de molécules dans un liquide dû à

l’agi-tation thermique et aux chocs entre molécules. Tant qu’aucun obstacle n’est rencontré, cette diffusion

est libre et ne dépend que du coefficient de diffusion du milieu. Le déplacement des molécules dans

un milieu isotrope se fait de manière équiprobable dans toutes les directions. En revanche, dans

un milieu anisotrope comme le tissu cérébral, où des ultra structures comme les faisceaux de fibres

myélinisées imposent des déplacements dans une direction préférentielle, la mobilité des molécules

d’eau subit des restrictions.

Les séquences de diffusion tirent parti de ce phénomène. Ces séquences sont sensibles aux

dépla-cements aléatoires des molécules d’eau. Une molécule en mouvement entraîne une chute de signal

sur toutes les séquences IRM, mais est en général trop faible pour être perçue. De manière

simpli-fiée, la séquence de diffusion a pour but d’accentuer la différence de signal émis par une molécule

en mouvement par rapport à une fixe afin de les différencier (Figure 26). Après la phase d’excitation

(envoi de l’onde RF, 90°) un gradient de champ magnétique (gradient de phase) est imposé afin que

chaque spin ait une fréquence de résonance différente en fonction de sa position sur le gradient. De

la force et du temps d’application du gradient de champ imposé dépend la pondération en diffusion

de l’image. Ce facteur est appeléb. Les spins de l’

¹

H sont inversés par une seconde onde RF (180°)

dite de rephasage. Le même gradient de champ magnétique est appliqué à nouveau avec pour

consé-quence un rephasage "parfait" des spins immobiles, et une accentuation du déphasage pour les spins

mobiles qui étaient en mouvement lors de l’impulsion de rephasage. Ils n’ont donc pas repris leur

phase (ou direction) d’origine à la fin de la séquence aboutissant à une perte de signal dans les zones

de diffusion plus libre. Sur l’image de diffusion, le liquide céphalorachidien où les protons d’

¹

H de

l’eau se déplacent sans contrainte apparaîtra donc en hyposignal et les zones d’hypercellularité en

3.4. Approches d’imagerie par résonance magnétique complémentaires actuelles

FIGURE 26 – La séquence de diffusion comporte deux gradients de diffusion appliqués de part et

d’autres d’une impulsion de refocalisation à 180°. Plus le gradient appliqué est fort (b élevé) plus

la pondération en diffusion est importante. Les molécules présentant peu de mouvements lors de

l’application du premier gradient sont rephasées lors de l’application du second gradient et aucune

perte de signal n’est enregistrée. Les molécules très mobiles ayant bougé pendant l’application du

premier gradient ne seront pas rephasées par le second gradient résultant en une perte de signal.

Tiré de[152].

La mesure de ce mouvement de diffusion des molécules d’eau s’exprime à travers le coefficient

apparent de diffusion (ADC) enmm

²

/s. On l’appelle coefficient apparent car dans un milieu

bio-logique, il tient compte de plusieurs phénomènes : la diffusion libre, la diffusion restreinte par les

membranes cellulaires semi-perméable, mais également tous les mouvements incohérents au sein

du voxel. Pour s’affranchir de la pondération T2 inhérente à toute séquence de diffusion, l’ADC est

exprimé de la manière suivante :

ADC=−

¹_b

log(

S1

S0

)

où :

b est le facteur de gradient de champ magnétique qui détermine l’atténuation de signal due à la

diffusion,

S

₁

est l’intensité de signal de l’image pondérée en diffusion (b),

S

₀

est l’intensité de signal de l’image pondérée en T2 (b

₀

).

Grâce à cette formule, à chaque pixel de l’image correspond un coefficient de diffusion apparent

qui caractérise la mobilité des molécules d’eau (faible ou élevée). Une carte paramétrique d’ADC

peut donc être reconstruite et permet de visualiser les zones de diffusion libre des zones de diffusion

restreinte. Le contraste d’une carte ADC est inversé par rapport à l’image de diffusion (Figure 27).

FIGURE 27 – Exemple d’images de diffusion issues de la partie expérimentale de cette thèse. Lors

d’une acquisition pondérée en diffusion, une image de référence est acquise avec un b=0 s/mm

²

,

puis au moins une image pondérée en diffusion (b=1000 s/mm

²

) est également acquise permettant

de construire la carte paramétrique d’ADC d’après ADC = −(

1

b

)log(

S₁

S0

). Sur l’image pondérée en

diffusion, le liquide céphalorachidien où la mobilité des molécules est très peu contrainte, présente

une chute de signal. Il est en hypersignal sur la carte ADC. Les flèches noires pointent la tumeur

après traitement. L’imagerie de diffusion permet de mettre en avant la composante liquidienne de la

tumeur induite par le traitement.

FIGURE28 – Schéma des phénomènes microscopiques à l’origine de la visualisation en imagerie de

diffusion de l’œdème vasogénique et cytotoxique.A.Zone cellulaire initiale présentant une

cellula-rité

_i

correspondant à un ADC

_i

. B. Cas d’un œdème vasogénique où une entrée importante d’eau

dans le secteur interstitiel est observée après une perméabilisation de la BHE. Une augmentation

de l’ADC peut également être observée dans le cas où des cellules sont détruites et leur contenu

liquidien relargué dans l’espace interstitiel.C.Cas d’un œdème cytotoxique où une entrée d’eau

in-tracellulaire du à un dysfonctionnement des pompes NaK/ATPase est observé. L’espace interstitiel se

réduit, limitant la mobilité des molécules d’eau menant à une diminution de l’ADC.

Le signal mesuré sur une séquence d’imagerie de diffusion dépendant de la mobilité des molécules

d’eau, l’information contenue dans la carte paramétrique de l’ADC permettra de discriminer plusieurs

phénomènes biologiques capables de modifier cette mobilité (Figure 28.A). Une zone présentant une

augmentation d’ADC peut-être interprétée, soit comme une zone d’infiltration interstitielle d’eau ou

œdème vasogénique due à une altération de la BHE, soit à une destruction cellulaire augmentant le

contenu liquidien extracellulaire (Figure 28.B). Une diminution de l’ADC, quant à elle, est synonyme

de diminution de l’espace interstitiel due, soit à une augmentation importante du nombre de cellules

3.4. Approches d’imagerie par résonance magnétique complémentaires actuelles

cytotoxique (Figure 28.C). L’interprétation de ces cartes va dépendre des informations fournies par

les autres séquences IRM et du contexte clinique.

Une dernière notion à prendre en compte dans l’interprétation de l’ADC concerne la

dimension-nalité des valeurs d’ADC mesurées. La mobilité des molécules d’eau a lieu dans toutes les directions

de l’espace, et pour chaque pixel, c’est un coefficient moyen qui est calculé. Pour plus de précision sur

le mouvement de la molécule d’eau, des calculs d’ADC dans 3 ou 6 directions de l’espace sont acquis

et permettent de définir les directions préférentielles de déplacements. La plupart des études

simpli-fie l’analyse des cartes paramétriques d’ADC en admettant une diffusion isotropique dans toutes les

directions de l’espace[153] [154].

L’imagerie de diffusion est assez répandue en usage clinique bien qu’aucun consensus sur son

utilisation n’ait abouti[155]. Pour l’instant, son usage concerne le diagnostic pour définir le grade

tumoral et la cellularité, les atteintes post-opératoires, la formation d’œdèmes, et les atteintes aux

faisceaux de fibres blanches (grâce à la capactié de l’imagerie de diffusion à montrer le déplacement

préférentiel des molécules d’eau).[156].

En ce qui concerne le suivi de la réponse à la PDT, l’utilisation de l’ADC a surtout été utilisée comme

un indicateur précoce de la réponse au traitement de différents types de tumeurs sur des modèles

précliniquesin vivo(Tableau 7).

En clinique, la valeur de l’ADC au niveau diagnostic, pronostic et suivi du traitement fait aussi

l’objet de recherches et d’améliorations[157] [158] [159]. Pattersonet al.ont d’ailleurs publié une

revue bibliographique de la littérature présentant d’après eux la validité de l’utilisation de l’ADC pour

différentes applications[152]. L’utilisation des valeurs d’ADC pré-thérapie comme valeur pronostic

du résultat du traitement n’a pas encore fait ses preuves. En revanche, les études fournissant les

ré-sultats les plus solides concernaient deux thèmes principaux : la caractérisation de lésions d’après la

cellularité du tissu et la prévision de l’issue clinique d’après les changements précoces d’ADC induits

par le traitement.

L’avantage majeur de l’utilisation de l’ADC pour caractériser une lésion repose sur la

reproduc-tibilité des valeurs d’ADC d’un individu à l’autre et d’une étude à l’autre car la mesure de l’ADC est

indépendante du champ magnétique et de l’opérateur. Les cartes ADC ne sont pas sensibles à l’âge

du patient, l’extension de la tumeur ou sa localisation. De plus, aucun agent de contraste n’est

re-quis et l’acre-quisition est rapide. L’inconvénient reste la moins bonne résolution comparée à d’autres

séquences, mais cela peut parfois être corrigé mathématiquement[160].

TABLE7 – Tableau récapitulant les paramètres principaux utilisés dans 5 études portant sur le suivi

par imagerie de diffusion de la réponse à la PDT

Dans le document Thérapies par rayonnements appliquées au cas du glioblastome : Intérêt du suivi par spectroscopie et imagerie de diffusion par résonance magnétique. Vers une thérapie bimodale. (Page 87-91)