IRM de diffusion

Du fait que les tissus biologiques ont une température non nulle, les molécules d’eau y subissent un mouvement de diffusion à cause de l'agitation thermique. Dans un milieu libre, sans obstacles, la diffusion se fait de manière isotrope selon les lois du mouvement brownien. Elle est caractérisée par un coefficient appelé coefficient de diffusion ou diffusivité et habituellement noté ${\displaystyle D}$. Dans l’eau pure à 37 °C, ${\displaystyle D}$ vaut approximativement 3 × 10⁻⁹ m² s⁻¹, le déplacement d’une molécule d’eau en 50 ms est ainsi en moyenne de 17 µm.

Dans les tissus la diffusion est gênée par des obstacles tels que les membranes biologiques, dont la taille typique est inférieure à la centaine de microns. La résolution spatiale de l'IRM étant de l’ordre du millimètre, elle est incapable de représenter les phénomènes de diffusion à l’échelle à laquelle ils ont lieu. La diffusivité mesurée est donc un coefficient de diffusion effectif, ou apparent, ${\displaystyle D_{\text{eff}}}$, qui résulte de l’ensemble des phénomènes de diffusion qui ont lieu dans chaque voxel de l’image.

La présence d’obstacles diminue le coefficient de diffusion effectif car les molécules situées à proximité des obstacles ont un parcours moyen diminué.

La diminution de la mobilité des molécules d’eau en présence d’un obstacle ne se fait sentir que dans la direction perpendiculaire à celui-ci. Dans le cas d’une répartition non isotrope des obstacles la diffusion devient elle-même anisotrope, si bien qu’un coefficient scalaire ${\displaystyle D_{\text{eff}}}$ ne suffit plus à la décrire. Pour rendre compte de la diffusion anisotrope on introduit le formalisme du tenseur de diffusion.

Le tenseur de diffusion est une matrice symétrique ${\displaystyle 3\times 3}$, notée généralement ${\displaystyle {\bar {D}}}$, et dont la forme la plus générale figure ci-dessous.

${\displaystyle {\bar {D}}={\begin{pmatrix}D_{xx}&D_{xy}&D_{xz}\\D_{xy}&D_{yy}&D_{yz}\\D_{xz}&D_{yz}&D_{zz}\end{pmatrix}}}$

Dans ce formalisme, la diffusion isotrope est représentée par ${\displaystyle D_{xx}=D_{yy}=D_{zz}}$ et ${\displaystyle D_{xy}=D_{xz}=D_{yz}=0}$. Dans le cas de la diffusion non isotrope on peut se ramener à une matrice diagonale par changement de repère. Les valeurs qui apparaissent alors sur la diagonale (valeurs propres) sont les valeurs de diffusivité dans les axes du repère de diagonalisation (vecteurs propres correspondants). La direction de plus grande diffusion est par exemple donnée par le vecteur propre du tenseur associé à la plus grande valeur propre.

Dans la matière blanche cérébrale, qui est structurée en fibres constituées de regroupements d’axones, la diffusivité est de trois à six fois plus grande dans l’axe des fibres que dans le plan orthogonal. La mesure de l’axe de plus grande diffusivité donne donc une information sur l’orientation locale des fibres de matière blanche.

Des modèles ont été développés pour expliquer l’anisotropie de la diffusion dans la matière blanche, mais les mécanismes exacts restent mal compris. De tels modèles permettraient de faire un lien plus précis entre les mesures macroscopiques du tenseur de diffusion et les caractéristiques microscopiques des tissus.

Les images du tenseur de diffusion sont difficiles à représenter directement car elles associent pas moins de six paramètres à chaque voxel. Des visualisations à base d’ellipsoïdes de diffusion ont été imaginées, dans lesquelles chaque voxel est représenté par un ellipsoïde, qui correspond à une surface de niveau de la densité de probabilité de présence d’une particule qui aurait diffusé pendant un temps fini depuis le centre du voxel.

La direction principale de diffusion peut être représentée par un code de couleurs

On peut également adopter une représentation sous forme de champ de vecteurs, où les vecteurs représentent la direction locale de plus grande diffusivité (la direction des fibres dans le tissu fibreux). Cette direction est donnée par le vecteur propre associé à la plus grande valeur propre du tenseur de diffusion.

Une représentation similaire associe à chaque pixel une couleur qui dépend de la direction de plus grande diffusivité locale, selon un code prédéterminé. Sur l'exemple ci-contre, le rouge représente l'axe gauche-droite, le bleu l'axe cranio-caudal et le vert, l'axe antéro-postérieur.

Exemple d’image de tractographie

L’architecture des axones en faisceaux parallèles, ainsi que leur couche de myéline, facilite la diffusion des molécules d’eau le long de leur axe. La direction des fibres est donc la direction de plus grande diffusivité, indiquée par le vecteur propre associé à la plus grande valeur propre du tenseur de diffusion. Des algorithmes de suivi de fibres (fiber tracking) peuvent être utilisés pour reconstruire le trajet d'un faisceau de fibres nerveuses sur toute sa longueur, par exemple du cortex moteur à la moelle épinière pour le faisceau cortico-spinal (qui transmet l'information motrice).

L’IRM de diffusion est à ce jour la seule technique qui permet d’observer la connectivité cérébrale in vivo de manière non invasive. Elle est donc utilisée aussi bien dans des études sur l’animal que sur l’homme et apporte beaucoup aux neurosciences, notamment en complément de l’IRM fonctionnelle.

• Détection précoce d'un accident vasculaire cérébral ischémique
• Localisation des faisceaux touchés par une lésion dans la matière blanche (par exemple une plaque de sclérose en plaques)
• Localisation de tumeurs par rapport aux faisceaux de matière blanche environnants (infiltration, déflexion)
• Localisation des principaux faisceaux de matière blanche pour le planning chirurgical
• Évaluation de la maturation de la matière blanche chez les jeunes enfants
• En pathologie abdominale, détermination de la quantité de fibrose au sein du parenchyme hépatique (cirrhose ou non) et détection des cellules cancéreuses. En effet la diffusion des molécules d'eau au sein de la fibrose et/ou les tumeurs est différente de celle des tissus normaux. Cette technique de l'IRM fonctionnelle a une mauvaise résolution spatiale et elle n'est pas spécifique. En effet, il existe de nombreux faux positifs: inflammation - zones de cicatrisation - certaines lésions bénignes qui peuvent donc fixer à l'IRM de diffusion sans qu'il s'agisse de tumeurs malignes.
• Pathologie mammaire surtout cancéreuse.