Imagerie pondérée en diffusion

L’imagerie pondérée en diffusion (Diffusion Weighed Imaging ; DWI) est une technique qui a pour but de mettre en évidence les mouvements microscopiques de l’eau dans les tissus en mesurant le mouvement brownien aléatoire des molécules d’eau. La mesure de ces mouvements permet de caractériser l’intégrité cellulaire et tissulaire dans divers processus physiologiques et pathologiques.

La diffusion est un phénomène de transport aléatoire qui décrit le transfert des molécules d’eau d’un emplacement à un autre. Dans un fluide homogène sans barrière physique, une molécule d’eau parcourt une distance r en un temps donné t (Alexander et al. 2007; Nicolay et al. 2001). Ces mouvements aléatoires de la molécule d’eau suivent une distribution gaussienne et ils peuvent être décrits dans un espace tridimensionnel par l’équation de diffusion d’Einstein-Smoluchowski (Eq. 1.6).

√ � = √ [1. ]

Avec D, le coefficient de diffusion en mm2/s ; � , la moyenne du déplacement au carré ; t, le temps de diffusion.

Le coefficient de diffusion varie en fonction de la viscosité et la température du fluide et il peut être défini par l’équation de Stokes-Einstein (Eq. 1.7).

= ��_{η [1. ]}

Avec k, constante de Boltzmann ; T, température absolue ; , viscosité du milieu ; ρ, rayon atomique.

Le coefficient de diffusion de l’eau pure à 20°C est autour de 2.10-3 _mm2_{/s et il est identique}

dans toutes les directions dans un milieu homogène (Alexander et al. 2007). Dans les tissus biologiques, la diffusion de l’eau est restreinte par les membranes cellulaires et les organites (structures sous-cellulaires). Cela conduit les molécules d’eau à prendre des voies plus complexes et induit ainsi une diminution de r.

25 De plus, la probabilité pour ces molécules de rencontrer un obstacle en fonction du temps est dépendante de la direction. En effet, si une courte durée est considérée, la diffusion des molécules d’eau est assimilée à une diffusion dans un milieu homogène. Si une durée plus longue est prise en compte, la probabilité de rencontrer un obstacle augmente significativement. En DWI, il est donc mesuré un coefficient de diffusion apparent (apparent coefficient diffusion ; ADC) et il est dépendant de l’intervalle de temps pendant lequel la diffusion est mesurée (Le Bihan 1995).

Dans un tissu où les mouvements des molécules d’eau sont faciles et donc l’agitation moléculaire est importante, la diffusion des molécules d’eau sera élevée. Ce type de diffusion est appelée isotrope et c’est le cas dans le liquide céphalo-rachidien. Au contraire, dans un tissu où l’agitation moléculaire est réduite par la présence de barrières moléculaires, la diffusion des molécules d’eau sera faible. C’est le cas d’une diffusion dite anisotrope, comme par exemple au sein de la substance blanche où les mouvements de l’eau vont être contraints par le milieu riche en fibres myélinisées et les molécules d’eau diffusent dans une direction privilégiée (Fig. 1.13).

Figure 1.13 : Représentation schématique de l’isotropie et de l’anisotropie de diffusion

(adapté de Kastler and Anstett 2011)

En 1965, Stejskal and Tanner introduisent des gradients pulsés dans une séquence spin écho (Pulse Gradient Spin Echo : PGSE) permettant ainsi de sensibiliser le signal RMN à la diffusion (Stejskal and Tanner 1965). Cette séquence consiste au placement de deux gradients de diffusion autour de l’impulsion RF de refocalisation (180°). Le signal est pondéré par la diffusion des spins au temps TE. En effet, les mouvements des protons de l’eau vont entrainer des déphasages en présence de gradients de diffusion, ce qui va entrainer une diminution du signal. Ces déphasages sont d’autant plus importants que les mouvements des protons de l’eau sont rapides.

26 Actuellement, la séquence PSGE est utilisée avec un gradient de lecture EPI (echo-planar imaging ; EPI) (Fig. 1.14). L’EPI est une technique IRM rapide dans laquelle une oscillation rapide de gradients de très hautes amplitudes est utilisée pour générer de multiples échos de gradients pour chaque TR. Dans la technique EPI single-shot, toutes les étapes de l’encodage de phase (toutes les lignes de la matrice de l’image) sont acquises en un seul TR.

Figure 1.14 : Séquence écho de spin avec imagerie écho planaire (SE-EPI)

(adapté de Kastler and Anstett 2011)

Une paire de gradients de diffusion est appliquée avec une intensité G pendant une durée δ et un délai Δ entre les deux gradients de diffusion. L’EPI va permettre de générer de multiples échos pour chaque TR.

La sensibilité de la séquence au phénomène de diffusion est dépendante de l’efficacité des gradients de diffusion et elle est caractérisée par un facteur b qui est défini par l’équation 1.8. La valeur de b peut être comprise entre 0 à 3000 s/mm2 selon l’intensité et la durée du gradient, ou encore le délai entre l’application des deux gradients.

� = � ∆ − ⁄ [1. ]

Avec b, intensité des gradients de diffusion ; γ, rapport gyromagnétique ; G, amplitude du gradient ; , durée d’application du gradient ; ∆, temps séparant l’application des deux gradients de diffusion.

27 La séquence de diffusion est appliquée successivement dans les trois axes (Gω ou Gx, Gϕ ou

Gy, Gss ou Gz), ainsi 3 images pondérées en diffusion dans chaque axe sont générées pour une

coupe. En pratique, une série de coupes pondérées en T2 est acquise avec b=0 puis avec un facteur b compris entre 500 et 3000 s/mm2. L’intensité du signal par les gradients de diffusion est définie par l’équation 1.9.

= �−� _{[1. ]}

Avec S, signal d’une acquisition avec b>0 ; S0, signal d’une acquisition avec b=0 ; b,

l’intensité des gradients de diffusion ; D, coefficient de diffusion.

A partir des images de diffusion, l’ADC est calculé en mm2_{/s et il caractérise l’atténuation du}

signal liée au phénomène de diffusion des molécules d’eau dans les tissus dans une direction donnée (Eq. 1.10).

� ⁄ = −� . � � [1.1 ]

Afin de définir l’ADC moyen dans un espace tridimensionnel, il faut faire une moyenne des valeurs des ADC obtenues dans les trois directions de mesure (x, y, z) (Eq. 1.11).

� � = � � + � � + � � [1.11]

Une cartographie ADC peut être générée par reconstruction en post-traitement, cela consiste à effectuer un moyennage de chaque pixel provenant des trois images de diffusion pour chacune des coupes. Sur une cartographie de l’ADC, les zones de diffusion réduite (protons immobiles) apparaissent en hyposignal alors que les zones contenant des molécules à diffusion élevée (protons mobiles) présentent un hypersignal.