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Neurologie
Imagerie par résonance magnétique de diffusion et de perfusion et ischémie cérébrale
Cours de Neurologie
 

 

Introduction :

Durant la dernière décennie, des progrès considérables ont été effectués en imagerie par résonance magnétique (IRM), permettant de mieux comprendre le fonctionnement du cerveau sain et pathologique.

En complément des images anatomiques d’excellente qualité, obtenues grâce aux séquences conventionnelles, les nouvelles séquences IRM permettent une approche métabolique et physiopathologique des pathologies cérébrales.

Aujourd’hui, la plupart des IRM d’installation récente sont équipées de techniques d’imagerie ultrarapides, permettant d’utiliser les nouvelles séquences IRM, telles la diffusion et la perfusion, en pratique clinique.

C’est dans le domaine de la pathologie cérébrovasculaire, ischémique aiguë en particulier, que l’impact de ces nouvelles séquences est le plus évident.

En quelques années, les techniques de diffusion, de perfusion et d’angiographie par résonance magnétique (ARM) sont devenues essentielles à la prise en charge des accidents ischémiques cérébraux (AIC) aigus.

Alors qu’elles étaient uniquement des outils de recherche il y a encore quelques années, ces techniques sont en passe de détrôner le scanner et de devenir l’imagerie de choix des AIC au stade aigu.

Dans cet article, nous résumons les principes de base des techniques de diffusion et de perfusion, et présentons leurs applications cliniques actuelles pour l’évaluation des patients suspects d’AIC aigu.

Méthodes :

A - IMAGERIE DE DIFFUSION :

1- Diffusion isotrope et coefficient de diffusion apparent :

C’est indiscutablement la plus robuste des nouvelles techniques d’imagerie et c’est la raison pour laquelle elle constitue la pièce maîtresse de l’imagerie des AIC à la phase aiguë.

Contrairement aux séquences conventionnelles pondérées en T1 ou T2 ou au scanner, les séquences de diffusion montrent l’ischémie cérébrale rapidement après la survenue des symptômes cliniques.

En effet, les lésions ischémiques se traduisent par un hypersignal sur les images de diffusion dès les premières minutes après une occlusion artérielle chez l’animal, et dès la 39e minute chez l’homme.

* Théorie :

La diffusion de molécules d’eau désigne les mouvements moléculaires aléatoires, ou mouvements browniens.

Ces mouvements sont dus à l’agitation thermique liée à l’énergie cinétique des molécules.

Dans un milieu liquide, en l’absence d’obstacle susceptible de gêner les mouvements moléculaires, la diffusion est dite libre et obéit à la loi de Fick.

Ainsi, la diffusion est importante dans l’eau pure et deux à dix fois moindre dans le tissu cérébral du fait de nombreux obstacles : membranes cellulaires, axones myélinisés, organites intracellulaires, macromolécules...

* Acquisition des images :

L’imagerie de diffusion, obtenue pour la première fois chez l’homme en 1985, rend compte de l’importance de ces mouvements moléculaires aléatoires au sein de chaque voxel exploré.

En IRM, la pondération en diffusion est obtenue en plaçant deux gradients intenses, appelés gradients de diffusion, de part et d’autre du pulse de 180° d’une séquence en écho de spin classique, selon la méthode de Stejskal-Tanner.

Ces gradients entraînent un déphasage puis un rephasage des protons des molécules d’eau.

Les protons immobiles seront parfaitement rephasés par le gradient de rephasage.

Ainsi, pour ces protons immobiles, l’application des gradients de diffusion n’entraîne aucune modification du signal.

Au contraire, après application du gradient de déphasage, les protons mobiles (en raison des mouvements de diffusion normaux) sont mal rephasés par le gradient de rephasage, ce qui se traduit sur l’image par une chute du signal IRM.

Ainsi, grâce aux gradients de diffusion, la chute de signal est le reflet direct des mouvements des molécules d’eau.

D’après l’équation d’Einstein (r2 = 2 Dt, où r correspond au déplacement d’une molécule, D au coefficient de diffusion et t au temps de diffusion), le déplacement d’une molécule dans un milieu caractérisé par un D = 10-3 mm2/s, mesuré pendant 100 ms, est de quelques micromètres. Dans les milieux biologiques, le coefficient de diffusion D, qui caractérise le degré de mobilité des molécules d’eau, est appelé coefficient de diffusion apparent (ADC).

L’atténuation du signal (SA) dans un voxel donné dépend de l’ADC dans ce voxel, selon la loi exponentielle suivante :

SA = e- b.ADC où b est une constante qui dépend des caractéristiques des gradients de diffusion.

La pondération en diffusion dépend de la valeur de b.

Plus b est élevé, plus la séquence est pondérée en diffusion. Les valeurs de b habituellement utilisées en clinique varient entre 300 et 1 000 s/mm2.

Des valeurs de b plus élevées sont aujourd’hui difficiles à obtenir sur les IRM utilisées en clinique, car l’intensité maximale des gradients de diffusion est généralement limitée à 22 mT/m.

L’allongement de l’intervalle entre les gradients ou de leur durée entraînerait une perte de signal du fait de l’allongement du temps d’écho.

En pratique clinique, la valeur de b = 1 000 s/mm2 offre aujourd’hui un bon compromis entre pondération en diffusion et rapport signal sur bruit, compte tenu des limites technologiques actuelles des IRM.

* Interprétation des images :

L’acquisition d’une série d’images avec différentes valeurs de b permet de calculer une carte du coefficient de diffusion de chaque voxel.

En fait, seules deux acquisitions avec des valeurs de b différentes (b = 0 s/mm2, b = 1 000 s/mm2) suffisent pour calculer une carte d’ADC.

En pratique clinique, il existe deux types d’images :

– les images brutes dites pondérées en diffusion, c’est-à-dire obtenues après application des gradients de diffusion (b = 1 000 s/mm2).

Ces images apparaissent directement sur la console d’acquisition de l’IRM ;

– les cartes d’ADC, qui correspondent aux images paramétriques d’ADC calculées en chaque pixel à partir des images pondérées en diffusion.

Un logiciel dédié est nécessaire pour obtenir ces images.

Selon les constructeurs, elles sont directement visualisées sur la console d’acquisition ou sur une console indépendante de post-traitement.

Ces images peuvent être présentées selon une échelle de gris ou de couleur.

Les zones dans lesquelles les mouvements de diffusion sont importants, c’est-à-dire ayant un ADC élevé (liquide céphalorachidien [LCR] par exemple) apparaissent hypo-intenses sur les images pondérées en diffusion.

Au contraire, les zones dans lesquelles les mouvements de diffusion sont limités (par exemple AIC aigu), c’est-à-dire ayant un ADC bas, apparaissent hyperintenses sur les images pondérées en diffusion.

Cependant, l’interprétation des images pondérées en diffusion n’est pas toujours simple.

Tous les hypersignaux visibles sur les images pondérées en diffusion ne correspondent pas à une baisse d’ADC.

En effet, les images pondérées en diffusion sont également fortement influencées par la pondération T2 des tissus.

En pratique, ceci signifie que toute lésion hyperintense en T2 (ce qui est le cas des AIC subaigus, et de la plupart des autres lésions, tumorales par exemple) peut rester hyperintense sur les images pondérées en diffusion sans qu’il existe pour autant de baisse d’ADC.

Cependant, ces hyperintensités dues à un allongement du T2 sont habituellement moins franches que celles liées à une diminution du coefficient de diffusion.

2- Isotropie/anisotropie :

L’équation simple SA = e-b.ADC suffit pour décrire les propriétés de diffusion d’un milieu à condition qu’il soit isotrope, c’est-à-dire que les mouvements de diffusion soient identiques dans toutes les directions de l’espace.

Un milieu homogène, tel l’eau pure, est isotrope, mais ce n’est pas le cas du tissu cérébral.

Le tissu cérébral est hétérogène en raison de la présence de nombreux obstacles au déplacement des molécules d’eau : membranes cellulaires, fibres myélinisées de la substance blanche...

Ainsi, dans le cerveau, la diffusion dépend de l’orientation des fibres myélinisées et est dite anisotrope.

Les molécules d’eau qui se déplacent perpendiculairement aux axones myélinisés ont des mouvements plus lents que les molécules d’eau qui se déplacent parallèlement aux fibres de myéline.

Ainsi, le signal en IRM varie en fonction de la direction dans laquelle on mesure les mouvements de diffusion, c’est-à-dire de la direction dans laquelle on applique les gradients de diffusion.

En pratique, les gradients de diffusion sont appliqués sélectivement selon un axe donné (par exemple, transversal ou antéropostérieur), ce qui permet une mesure des mouvements de diffusion dans cette direction.

Si l’on modifie la direction des gradients de diffusion, le signal se modifie en fonction de la direction des fibres de myéline.

L’anisotropie de la substance blanche est donc à l’origine d’hypersignaux sur les images pondérées en diffusion, qui peuvent être confondus avec des lésions ischémiques aiguës, elles aussi en hypersignal.

En pathologie ischémique aiguë, la technique la plus utilisée pour s’affranchir des hypersignaux liés aux effets d’anisotropie consiste à calculer une image dite isotrope.

Celle-ci est obtenue en moyennant le signal des images de diffusion après application des gradients dans les trois directions principales, xx’, yy’, zz’.

L’image obtenue est relativement homogène, c’est-à-dire sans effet d’anisotropie, et permet de visualiser les modifications locales des propriétés de la diffusion isotrope, telles que celles observées en cas d’AIC aigu .

3- Diffusion anisotrope ou tenseur de diffusion :

L’imagerie en tenseur de diffusion est une technique de diffusion plus sophistiquée, dans laquelle les gradients de diffusion sont appliqués successivement dans au moins six directions de l’espace, et non plus seulement dans les directions xx’, yy’ et zz’.

Contrairement aux images de diffusion utilisées dans l’AIC aigu pour lesquelles on souhaite éliminer les effets d’anisotropie, l’imagerie en tenseur de diffusion permet de quantifier l’anisotropie et de visualiser la direction des fibres de substance blanche.

Le tenseur de diffusion permet une description complète des propriétés de diffusion d’un volume.

Il détermine non seulement l’amplitude, mais également la direction des mouvements de diffusion, donc la direction des faisceaux de substance blanche.

Pour cette raison, le tenseur de diffusion a essentiellement été appliqué à la pathologie de la substance blanche, montrant des anomalies dans des régions du cerveau qui apparaissent normales en IRM conventionnelle.

Récemment, des travaux utilisant le tenseur de diffusion ont montré que la substance blanche était beaucoup plus sensible à l’ischémie que ne le laissait supposer les techniques plus classiques de diffusion.

Par ailleurs, à distance de l’accident aigu, l’imagerie en tenseur de diffusion devrait permettre d’analyser les connexions entre les différentes régions du cerveau et d’améliorer notre compréhension des relations structure/fonction en pathologie cérébrale, en particulier des processus de récupération fonctionnelle au décours d’un AIC.

B - IMAGERIE DE PERFUSION :

À ce jour, il existe deux techniques d’IRM permettant des mesures de la perfusion cérébrale

– l’une étudie la cinétique de passage d’un produit de contraste non diffusible dans le cerveau et nécessite une injection (bolus tracking) ;

– l’autre consiste en un marquage des spins artériels (arterial spin labelling).

1- IRM de perfusion avec injection de gadolinium :

C’est de loin la méthode la plus utilisée en pratique clinique.

Cette technique est basée sur l’analyse par IRM des modifications de signal induites par le premier passage d’un produit de contraste paramagnétique (chélates de gadolinium), injecté en bolus dans une veine périphérique.

Elle permet une analyse de l’hémodynamique régionale cérébrale.

En effet, lorsqu’il traverse le lit capillaire, le bolus de gadolinium induit localement une différence de susceptibilité magnétique entre le compartiment sanguin dans lequel il circule et le parenchyme cérébral dans lequel le produit de contraste ne pénètre pas (si la barrière hématoencéphalique est intègre).

Ces hétérogénéités de champ magnétique entraînent une réduction locale du temps de relaxation transverse T2* du tissu, qui se traduit par un hyposignal transitoire lors du passage du gadolinium à travers les capillaires cérébraux.

Des acquisitions d’images de tout l’encéphale pondérées en T2*, séquence très sensible à l’effet de susceptibilité magnétique, sont répétées toutes les secondes pendant une durée de 1 minute pour suivre la chute du signal induite par le passage du gadolinium.

À partir de la courbe du signal en fonction du temps, on peut obtenir de nombreux paramètres reflétant l’hémodynamique locale : temps d’apparition du pic de contraste, temps de transit moyen (MTT), volume sanguin cérébral local relatif (rVSC) et flux sanguin cérébral local relatif (rDSC).

Certains paramètres sont directement obtenus à partir de la courbe du signal en fonction du temps : le rVSC correspond à la surface comprise entre la ligne de base et la courbe ; le temps d’apparition du pic correspond au temps compris entre le début de l’acquisition et le maximum de la chute de signal (c’est-àdire le maximum de concentration de gadolinium dans le volume étudié).

On peut également obtenir un pseudo-MTT en mesurant le premier moment de la courbe du signal en fonction du temps.

En revanche, pour mesurer le débit sanguin cérébral (DSC), il faut « déconvoluer » la courbe du signal tissulaire par la fonction d’entrée artérielle.

Sur le plan technique, ceci nécessite une mesure de signal de l’artère carotide interne ou du polygone de Willis, et la mise en oeuvre de méthodes de post-traitement plus lourdes. Une fois le DSC connu, le vrai MTT est obtenu par la formule :

MTT = VSC/DSC (VSC : volume sanguin cérébral).

En pratique clinique, les paramètres les plus fréquemment utilisés sont ceux qui ne nécessitent pas la mise en oeuvre des techniques de déconvolution (VSC, pseudo-MTT et temps d’apparition du pic).

C’est la raison pour laquelle les cartes de « temps » sont habituellement utilisées pour apprécier l’étendue de l’hypoperfusion cérébrale.

2- Perfusion par marquage magnétique du sang artériel :

Cette technique est basée sur le phénomène d’entrée de coupe.

En amont de la coupe étudiée, le sang est marqué magnétiquement par un pulse d’inversion. L’entrée massive des spins artériels, ainsi marqués, dans le plan de coupe, se traduit par une baisse du signal qui dépend du DSC.

Ces acquisitions doivent être répétées en raison de la faible chute de signal que produit l’entrée des spins marqués.

Ceci entraîne un allongement des temps d’acquisition (> 5 min) et constitue une des limites actuelles à l’utilisation de cette technique en pathologie ischémique aiguë.

Par ailleurs, les mesures du flux sanguin seraient peu fiables en cas de ralentissement important du flux sanguin, ce qui est souvent le cas après une occlusion artérielle aiguë.

L’avantage de cette technique est de permettre une approche véritablement quantitative, tout en restant totalement non invasive (pas d’injection).

Les améliorations techniques devraient rapidement permettre de raccourcir les temps d’acquisition tout en augmentant le volume de cerveau imagé et le rapport signal/bruit, et ainsi de l’utiliser en clinique.

Intérêt diagnostique de la diffusion/perfusion :

En l’absence d’IRM, le diagnostic d’AIC repose sur :

– la symptomatologie clinique, trompeuse jusque dans 20 % des cas ;

– le scanner qui, à la phase aiguë d’un AIC, est souvent décevant puisqu’il est fréquemment normal ou subnormal.

Grâce aux nombreuses études effectuées ces dernières années, on sait que l’utilisation simultanée des techniques de diffusion, perfusion et d’ARM permet d’améliorer considérablement le diagnostic neuroradiologique.

Ces techniques fournissent une photographie quasi instantanée du parenchyme cérébral ischémique, permettent de poser en quelques minutes le diagnostic positif ou négatif d’AIC, de visualiser le site de l’occlusion artérielle, d’orienter le diagnostic étiologique et de fournir des informations précieuses sur le caractère évolutif de l’accident ischémique dans les premières heures.

A - IMAGERIE DU PARENCHYME CÉRÉBRAL ISCHÉMIQUE AIGU :

Dans les heures qui suivent l’apparition des signes cliniques, il n’y a encore aucun hypersignal visible sur les séquences classiques pondérées en T2.

En revanche, la sensibilité des séquences de diffusion pour la détection des lésions ischémiques aiguës est excellente, puisqu’elle dépasse 90 %.