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Diffusion

Mis en ligne le 01/02/2001

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Une nouvelle technique d’imagerie, l’IRM de diffusion, permet de préciser le risque évolutif au niveau du tissu cérébral dès les premières minutes après la survenue d’un accident ischémique cérébral. Grâce à cette technique, il est possible de quantifier l’agitation moléculaire de l’eau. Les mouvements browniens des molécules d’eau dépendent en partie des contraintes physiques du milieu comme l’état de perméabilité des membranes cellulaires, le fonctionnement des pompes ioniques ou la viscosité. L’IRM de diffusion apporte une information indirecte concernant les caractères biophysiques du tissu pathologique et normal. La technique du tenseur de diffusion est développée actuellement pour mesurer l’anisotropie de la diffusion au sein de la substance blanche. Elle renseigne sur la distribution axonale au sein du tissu cérébral. Diverses applications sont actuellement en cours de développement : étude des maladies démyélinisantes, dégénérescence axonale après lésions du tissu cérébral, étude des modifications ultrastructurales tissulaires au cours de l’ischémie cérébrale aiguë et chronique. LE PHENOMENE DE DIFFUSION Lorsque l’on place deux liquides miscibles de couleur différente dans un tube, la surface de séparation devient rapidement floue et les liquides finissent par se mélanger. Trois causes peuvent rendre compte de ce mélange : les secousses mécaniques, les inégalités de température à l’intérieur du milieu entraînant des courants de convection, et l’agitation thermique des molécules. La diffusion correspond au mélange dû exclusivement à l’agitation thermique. À l’agitation moléculaire responsable des mouvements browniens des molécules (plus importants dans les liquides et les gaz comparativement aux solides) correspond l’énergie thermique ; l’énergie cinétique moléculaire est en effet directement corrélée à la température par la constante de Boltzmann. Fick a exprimé la loi qui régit le mouvement de diffusion dû à cette agitation thermique. Soit m la masse d’un corps dissous dont la concentration observée est c qui passe par diffusion au cours du temps t la distance x : m/t = -DS c/x. S est la surface traversée. D est le coefficient de diffusion et est exprimée en m²/sup;/s ; il s’agit d’un coefficient de proportionnalité qui ne dépend que de la nature du solvant et du soluté (Grémy et Leterrier. Éléments de Biophysique. Paris : Flammarion). L’IRM DE DIFFUSION Différentes techniques ont été développées pour mesurer la diffusion de l’eau avec l’imagerie par résonance magnétique. La plus fréquemment utilisée consiste à appliquer deux gradients pulsés d’amplitude croissante, dans une direction donnée (par exemple x), au cours d’une séquence de spin écho avant le recueil du signal (méthode de Stjeskal-Tanner). Ces gradients à l’origine d’un déphasage et d’un rephasage des protons au cours d’un temps de diffusion de l’ordre de quelques millisecondes sont à l’origine d’une diminution du signal directement fonction de l’intensité des gradients employés et de la diffusion des protons dans le tissu (figure 1). Si S&SUB0/SUB; est le signal IRM initial, en augmentant progressivement l’intensité des gradients pulsés (b) on peut calculer le coefficient apparent de diffusion (ADC) du tissu examiné car le signal recueilli sur les différentes images obtenues avec les gradients de diffusion d’intensité croissante varie comme S = S&SUB0/SUB;exp (-b.ADC) (tableau).
Figure 1. Images pondérées en diffusion avec des gradients croissants de diffusion. Au sein de la zone ischémique (chez le rat),, le signal T2 est peu modifié ; au sein du tissu normal, on observe une chute de signal en raison de la mobilité plus grande de l’eau. La dernière image correspond à une image fortement pondérée en diffusion. Le calcul du coefficient apparent de diffusion est basé sur la décroissance du signal après l’application de gradients de diffusion d’intensité croissante. Il est mesuré en m²/s.
Tableau. Coefficients de diffusion de l’eau dans le cerveau humain mesurés en IRM le long de l’axe z .
LCR

2,94 ± 0,05 10&sup-3/sup;mm²/s

Cortex

0,76 ± 0,03 10&sup-3/sup;mm²/s

Substance blanche

corps calleux

fibres axiales

fibres transverses

 

0,22 ± 0,22 10&sup-3/sup;mm²/s

1,07 ± 0,06 10&sup-3/sup;mm²/s

0,64 ± 0,05 10&sup-3/sup;mm²/s

D’après Le Bihan et Patronas, Raven Press, 1995. 
DIFFUSION ET ISCHEMIE CEREBRALE De nombreux travaux ont permis d’établir que la diffusion de l’eau diminuait considérablement au cours de l’ischémie cérébrale. Dans les modèles expérimentaux d’ischémie aiguë chez le rat, une chute de l’ADC de 50 à 80 % est observée dès les premières minutes après l’occlusion artérielle suivie d’une augmentation des valeurs après 24 heures. La zone de diffusion anormale apparaît largement dépasser la zone de T2 anormale pendant plusieurs heures. Divers travaux ont confirmé que la taille et l’extension de la zone de diffusion anormale étaient corrélées à la taille et à l’extension de la zone infarcie sur le plan pathologique, bien que les anomalies de diffusion observées précocément apparaissent dépasser la taille définitive de l’infarctus cérébral dans de nombreuses situations. La diminution de la diffusion est observée dès les premières minutes, au moment où l’activité enzymatique ATP-dépendante diminue au cours de l’ischémie cérébrale, avant les modifications de concentration d’eau et de Na dans le tissu, apparaissant vers 60 minutes. Certaines études montrent que la chute du coefficient de diffusion au cours de l’ischémie cérébrale est d’autant plus grande que le débit sanguin cérébral est effondré et qu’une diminution modérée de la diffusion pourrait correspondre à la zone de “pénombre ischémique”. Les mécanismes de la chute de la diffusion des protons au cours de l’ischémie cérébrale sont encore discutés. La diminution de température au sein du foyer ischémique ne peut rendre compte que d’une part très faible de cette chute. De nombreux travaux plaident en faveur du rôle prépondérant joué par la diminution de la diffusion extracellulaire des molécules d’eau en raison de la réduction de l’espace extracellulaire et du caractère restreint de la diffusion de l’eau intracellulaire. L’IMAGERIE DU TENSEUR DE DIFFUSION La technique de mesure de l’ADC dont nous avons parlé jusqu’alors consistait à mesurer le coefficient de diffusion à partir de gradients pulsés de diffusion réalisant le déphasage puis le rephasage des protons dans une seule direction de l’espace. À l’inverse de ce qui est observé dans la substance grise, les valeurs calculées au sein de la substance blanche varient cependant considérablement selon la direction de ces gradients. Ainsi, la diffusion peut varier du simple (0,4 10&sup-3/sup; mm²/sup;/s) au triple (1,2 10&sup-3/sup; mm²/sup;/s) pour un même voxel selon la direction choisie pour la mesure de l’ADC. La diffusion est en effet anisotrope dans la substance blanche à l’inverse de ce qui est observé dans les noyaux gris, le cortex ou le LCR. Cette anisotropie attribuée initialement au caractère hydrophobe des gaines de myéline serait en réalité principalement due à la disposition “en paquets de fibres” des membranes axonales privilégiant la diffusion dans une direction de l’espace. Il est possible de calculer une matrice du tenseur de diffusion pour chaque voxel de l’image du cerveau à partir de séquences IRM au cours desquelles les gradients de diffusion sont appliqués dans différentes directions de l’espace (figure 2). Cette matrice permet, par exemple, de calculer le vecteur principal de la diffusion et de préciser son orientation dans l’espace et sa norme. Les valeurs du tenseur sont utilisées pour calculer la trace qui est la valeur moyennée de la diffusion calculée dans toutes les directions au niveau d’un voxel et des coefficients d’anisotropie dépendants essentiellement du caractères anisotrope de la diffusion (figure 3). L’orientation du vecteur principal est utilisée pour retracer les fibres au sein de la substance blanche (axonographie). Ces paramètres sont maintenant utilisés en imagerie cérébrale chez l’homme pour évaluer la perte axonale, la démyélinisation et les connexions anatomiques entre les différentes structures sous-corticales et corticales. Ainsi, l’imagerie du tenseur de diffusion commence à être utilisée pour évaluer les modifications ultrastructurales de la substance blanche au cours de maladies démyélinisantes, comme la sclérose en plaques, ou dans certaines affections vasculaires.
Figure 2. L’imagerie du tenseur de diffusion est basée sur l’acquisition d’images pondérées en diffusion dans des directions non colinéaires de l’espace. Cette technique permet de préciser la géométrie de la mobilité de l’eau dans toutes les directions de l’espace.
Figure 3. Image d’anisotropie de la diffusion (volume-ratio) obtenue à partir des images du tenseur révélant la substance blanche au sein de laquelle la mobilité de l’eau est plus grande le long des fibres axonales que perpendiculairement à ces fibres.
centre(s) d’intérêt
Neurologie,
Urologie