3.2 Principe général d’acquisition des séquences IRM
3.2.2 Séquence IRM pondérée en diffusion
Diffusion moléculaire. A température ambiante les molécules d’eau subissent un mou-vement de diffusion aléatoire créé par l’agitation thermique, plus ou moins intense en fonction du milieu biologique dans lesquelles elles se trouvent. Dans un milieu libre, sans obstacles, ce mouvement brownien est isotrope et caractérisé par un coefficient de diffu-sion D. Dans les tissus organiques, des obstacles tels que les membranes biologiques vont limiter la diffusion de l’eau. Ainsi, lorsque le mouvement des molécules d’eau dans un vo-lume est aisé, l’agitation thermique l’est aussi, on parle alors de diffusion élevée. Lorsque des obstacles s’opposent au mouvement de l’eau, on parle alors de restriction de diffusion. Ainsi, l’objectif des séquences IRM pondérées en diffusion est d’obtenir des images dont le contraste est influencé par les différences de mobilité des molécules d’eau.
Séquence de diffusion. Pour rendre le signal de résonance magnétique sensible à la diffusion moléculaire, on ajoute à une séquence classique des gradients intenses sensibles
CHAPITRE 3. L’IMAGERIE PAR RÉSONANCE MAGNÉTIQUE POUR LE CANCER DE LA PROSTATE
Figure 3.4 – Exemple de cartographie T2 de la prostate. Sur cet exemple, le tissu d’une ZPnormale (entourée en vert) apparaît en blanc et correspond à un T2 long, au contraire du foyer cancéreux (entouré en rouge) qui apparaît en gris, correspondant donc à un T2 court. LaZT (entourée en jaune), moins glandulaire que la ZP, a un T2 plus court et est donc composée de gris intermédiaire. Source : [36]
aux mouvements (appelés gradients de diffusion) [4,87]. Ces derniers sont appliqués de part et d’autre de l’impulsion 180° de la séquence écho de spin (cf. figure 3.5). Pour les protons immobiles, le déphasage provoqué par le premier gradient est parfaitement com-pensé par le deuxième, ainsi, le signal issu de la diffusion des molécules d’eau n’est pas atténué. En revanche, les protons mobiles se déphasent lors de l’application du premier gradient et ce déphasage n’est pas compensé par le deuxième. Le signal subit alors une at-ténuation d’autant plus importante que les mouvements moléculaires sont rapides. Ainsi, les images pondérées en diffusion montrent un hyper-signal dans les régions à diffusion moléculaire restreinte (protons immobiles) et un hypo-signal dans la zone explorée conte-nant des molécules d’eau à diffusion élevée (protons mobiles). L’effet de diffusion dépend des performances des gradients appliqués et est caractérisé par une valeur de b, exprimé en secondes/mm2, déterminée par la relation suivante [87] :
3.2. PRINCIPE GÉNÉRAL D’ACQUISITION DES SÉQUENCES IRM
avec
γ : rapport gyromagnétique
G: amplitude du gradient
δ : durée d’application du gradient
∆ : temps séparant l’application des deux gradients de diffusion
Figure 3.5 – Schéma de séquence en diffusion et illustration des paramètres dont le co-efficient b dépend. Pour mettre en évidence des mouvements moléculaires microscopiques, on ajoute à une séquence classique des gradients intenses sensibles à la diffusion de l’eau. Ces derniers sont appliqués de par et d’autre de l’impulsion de 180° de la séquence écho de spin. Source : [36]
La valeur de « b » peut varier de 0 à environ 3000 s/mm2 sur les imageurs actuels. Pour mesurer la diffusion, on utilise dans un premier temps une série de coupes avec une valeur de b=0 (sans gradients de diffusion, en pondération T2) puis une série de coupes avec un facteur de b compris, en général, entre 500 et 3000 s/mm2. En augmentant le facteur de b, on augmente la pondération en diffusion ayant pour effet d’améliorer la sensibilité au phénomène de diffusion moléculaire au détriment du rapport signal sur bruit.
Construction de la cartographie ADC. En imagerie IRM, Le paramètre quantitatif permettant d’évaluer l’atténuation d’un signal liée au phénomène de diffusion des molécules d’eau dans les tissus biologiques est appelé Coefficient apparent de diffusion (ADC). On exprime alors cette atténuation S1en fonction de ce coefficient par la relation suivante [87] :
S1 = S0.e−b.ADC (3.2)
CHAPITRE 3. L’IMAGERIE PAR RÉSONANCE MAGNÉTIQUE POUR LE CANCER DE LA PROSTATE
avec
b: facteur de gradients de diffusion
ADC: Apparent Diffusion Coefficient
L’ADC s’exprime en mm2/s(unité opposée à celle de b). Pour calculer l’ADC, il faut uti-liser au moins deux acquisitions en imagerie de diffusion : en général une première acquisi-tion sans gradients de diffusion (b=0) donnant un signal S0 et une acquisition comportant des gradients de diffusion avec une valeur de b (entre 0 et 2000 s/mm2 généralement) de manière à générer le signal S1. La valeur d’ADC est alors calculée à l’aide de la relation suivante [87] :
ADC = log2( S1
S0)
b (3.2)
Ainsi, une cartographie d’ADC sera générée par un processus de traitement qui combine, pixel par pixel, pour chaque coupe, les images obtenues pour des valeurs de b différentes. Il existe plusieurs méthodes pour calculer une carte ADC selon l’utilisation d’un model mono ou bi-exponentiel. Dans le cas d’un modèle mono-exponentiel (celui que nous avons utilisé) et bien qu’il s’agisse d’une régression linéaire, il est possible d’utiliser sur l’imageur plus de deux valeurs de b afin de déterminer les paramètres S0 et ADC. Dans sa lettre, Park et al. [69] revient sur la formulation mathématique du modèle mono-exponentiel et montre qu’au delà de trois valeurs de b utilisées, du bruit est introduit dans le calcul de la carte ADC. En effet, le modèle étant souvent déterminé à l’aide d’une régression linéaire de type moindres carrés, l’utilisation d’une troisième valeur de b n’aura aucune incidence sur la pente ADC du modèle, uniquement sur l’ordonnée à l’origine ln(S0).
Sur l’image de la cartographie d’ADC, les zones à diffusion moléculaire lente sont repré-sentées en hypo-signal (ADC faible) alors que les zones à diffusion rapide en hyper-signal. Un tissu prostatique sain, du fait de sa structure glandulaire contenant le liquide séminal, présente une diffusion moléculaire élevée (hyper-signal sur la carte d’ADC). Lorsque le cancer apparaît, les cellules carcinomes se développent très rapidement et occupent l’es-pace contenant le liquide séminal. Celui-ci introduit une augmentation de densité cellulaire dans le foyer cancéreux. En conséquence, la diffusion moléculaire de cette zone sera ré-duite (zone en hyper-signal sur les images de diffusion (figure 3.6a) et en hypo-signal sur la cartographie de l’ADC (figure3.6b). En principe, plus le score de Gleason d’une tumeur est élevé et plus la densité cellulaire est élevée, entrainant alors une forte restriction de la diffusion moléculaire.