Imageries de diffusion et de perfusion

Neuro-imagerie diagnostique

Imageries de diffusion et de perfusion dans l'ischémie cérébrale en phase aiguë

G. Cosnard, C. Grandin, T. Duprez

À la phase aiguë d’un accident vasculaire cérébral ischémique, l’IRM permet d’acquérir un ensemble de résultats qui ne peuvent être obtenus autrement que par des techniques dispersées sur des sites différents, même si chaque technique offre de meilleures performances. Ainsi, l’artériographie à rayons X est plus précise que l’angiographie en temps de vol de l’IRM pour détecter le site et le type de l’occlusion artérielle et étudier l’état des anastomoses. De même, les procédures de médecine nucléaire permettent une étude fonctionnelle et surtout métabolique du cerveau, actuellement irréalisable en IRM, au moins pour ce qui concerne les études de consommation de glucose et d’oxygène. Mais L’IRM permet une simplification diagnostique dans une unité de lieu et de temps dans un contexte d’extrême urgence. L’angiographie, l’imagerie de diffusion et l’imagerie de perfusion en sont les principaux outils (voir aussi chap. 2).

Imagerie de diffusion

Dès les premières heures suivant l’apparition des symptômes, en quelques secondes d’acquisition, l’ imagerie de diffusion permet de détecter un foyer ischémique, bien plus précocement que ne le permettent les séquences IRM conventionnelles. Ce diagnostic positif précoce d’une lésion ischémique est d’autant plus important que dans un cas sur cinq, les symptômes cliniques évocateurs d’AVC sont dus à une autre cause [17, 25, 35]. De même, la visualisation des lésions permet de corriger la suspicion clinique du territoire artériel de la localisation ischémique dans 30 % des cas ou de détecter des lésions dans des territoires multiples dans 13 % des cas (fig. 3.1, 3.2 et 3.5) [2].

Principe et technique

L’imagerie de diffusion [14] est obtenue en technique échoplanaire, par une séquence en écho de spin, où un gradient de diffusion est appliqué de part et d’autre de l’impulsion RF à 180 degrés. Ce gradient de diffusion est appliqué successivement dans les trois plans de l’espace. L’imagerie de diffusion est caractérisée par l’amplitude G de ces gradients exprimée en mT/m et les temps Δ et δ des durées d’application de ces gradients exprimées en millimètre par seconde. Cette imagerie de diffusion est obtenue après acquisition d’une série d’images fortement pondérées T2, sans application des gradients de diffusion (la valeur du facteur de diffusion b est alors égale à 0) et après l’acquisition successive de trois séries d’images avec application successive des gradients de diffusion dans l’axe X, puis Y, puis Z (de valeur b actuellement le plus souvent égale à 1 000 s/mm2, mais qui peut lui être très supérieure). Une série d’images combinées est reconstruite à partir de ces trois dernières séquences afin d’éliminer les artefacts d’anisotropie dus à l’architecture et à l’orientation des différents faisceaux de substance blanche. Cette imagerie rapide, qui permet une étude de l’ensemble de l’encéphale en une trentaine de secondes, est peu sensible aux artefacts de mouvement du patient. En revanche, la présence de matériel ferromagnétique, d’origine dentaire en particulier, peut altérer la qualité de l’image jusqu’à la rendre illisible. De même, des artefacts de susceptibilité magnétique apparaissent à toutes les interfaces air-encéphale ou os-encéphale, notamment en région sus-orbitaire et en région temporale sur les pyramides pétreuses. En revanche, cette séquence en écho de spin est beaucoup moins sensible que les séquences équivalentes en écho de gradient pour détecter des traces hémorragiques. L’examen IRM est donc toujours complété par une séquence EPI-EG-T2* pour détecter en hyposignal les traces hémorragiques anciennes ou un début de transformation hémorragique de la lésion ischémique hyperaiguë.

En imagerie de diffusion, après application des gradients de diffusion, les liquides apparaissent en hyposignal, l’encéphale est de signal intermédiaire et une lésion ischémique en phase hyperaiguë apparaît avec un signal élevé. Ce signal élevé est dû à une réduction du coefficient apparent de diffusion dans la région ischémiée, due à l’oedème cytotoxique survenant dans les minutes qui suivent les désordres hémodynamiques, hydroélectriques et métaboliques. Une cartographie ADC, représentant les valeurs de l’ADC dans chaque voxel, peut être obtenue à partir des mesures d’intensité du signal IRM des images acquises à b 0 et b 1 000 (fig. 3.2). Exprimées en mm2/s, les valeurs d’ADC sont mesurées dans chaque pixel ou dans n’importe quelle zone d’intérêt. Dans notre expérience, l’ADC de la substance blanche normale est de 0,700 × 10–6 mm2/s et celui de la substance grise de 0,790 × 10–6 mm2/s avec des valeurs de déviations standards, inférieures à 10 % [6]. Mais les valeurs rapportées dans la littérature sont variables et augmentent de façon significative chez le sujet de plus de 60 ans [8]. Le calcul du ratio entre ADC de la zone suspecte et ADC d’une zone miroir saine (ADCr), normalement égal à 1, est donc nécessaire en pratique courante [37].

Sémiologie élémentaire

À la phase hyperaiguë de l’AVC (0 à 6 heures), la lésion ischémique n’est pas visible sur une imagerie pondérée T2 mais apparaît avec un signal élevé en imagerie de diffusion. Aux phases aiguës (6 à 24 heures) et subaiguë (48 heures à 10 jours) de l’AVC, la lésion ischémique est déjà visible en imagerie pondérée T2 et a un signal intense en imagerie de diffusion. À la phase chronique de l’AVC (au-delà de 10 à 15 jours), la lésion ischémique a un signal élevé en pondération T2 et un signal faible ou inapparent en imagerie de diffusion. À la phase séquellaire de nécrose, la lésion encéphalomalacique macrokystique est de signal élevé en pondération T2 et a un hyposignal identique à celui du LCS en imagerie de diffusion. À titre diagnostique, le recours à la cartographie ADC n’est pas toujours nécessaire. C’est en particulier le cas quand les images pondérées T2 et les images de diffusion sont normales. Dans ce cas, même s’il s’agit d’un faux négatif de l’imagerie de diffusion, la cartographie ADC ne permettra pas de redresser le diagnostic. Le recours à la cartographie n’est pas non plus utile lorsqu’une lésion de signal élevé est découverte en pondération T2 avec une image normale en imagerie de diffusion, puisqu’il s’agit alors d’une lésion chronique ; pas utile non plus à titre diagnostique si une lésion n’est pas visible en pondération T2 mais est de signal élevé ou intense en imagerie de diffusion (l’ADC sera dans ce cas calculé à titre pronostique). Le recours à la cartographie ADC à titre diagnostique est surtout utile quand une lésion apparaît de signal élevé en T2 et en imagerie de diffusion. Dans ce cas, la réduction de l’ADC est un argument en faveur d’une lésion ischémique, sa normalité ou son élévation un argument en faveur d’une autre affection [27]. C’est par exemple le cas des lésions épileptiques post-critiques (hippocampes et pulvinar), d’amnésie transitoire (hippocampe), d’hypoglycémie, de sclérose en plaques et même parfois de tumeurs cérébrales.

Sensibilité et spécificité de l’imagerie de diffusion en phase hyperaiguë

Après quelques publications faisant état d’une sensibilité proche de 100 % [9], il s’avère que l’imagerie de diffusion permet de confirmer le diagnostic de lésion ischémique avec une spécificité et une sensibilité d’environ 90 à 95 % [6, 7, 16, 19, 23, 28, 34, 39]. Les faux positifs de l’imagerie de diffusion en phase aiguë sont très rares. Les premiers cas rapportés étaient dus à des artefacts d’anisotropie, actuellement contrôlés. Mais il est des causes plus subtiles, c’est par exemple le cas de petites métastases sans œdème périlésionnel qui peuvent prendre le masque de microlésions ischémiques disséminées, présentant une réduction de l’ADC, un signal quasiment normal en T2 et un signal élevé ou intense en imagerie de diffusion. C’est également le cas de la thrombophlébite cérébrale, mais les signes cliniques et la topographie des lésions sont le plus souvent très différents [25]. Les abcès cérébraux de signal intense en imagerie de diffusion malgré un ADC souvent élevé ou normal sont détectés avant application des gradients ou en séquences pondérées T2 et ne doivent pas poser de problème diagnostique. Les faux négatifs de l’imagerie de diffusion sont estimés à 5 % des cas d’ischémie. Il s’agit le plus souvent de petites lésions (dont le volume est souvent inférieur à 1 cm3), survenant chez des patients examinés très précocement, souvent dans la première heure après l’apparition des symptômes. Le risque de faux négatif est plus élevé si la lésion est de topographie infratentorielle, surtout dans le tronc cérébral ou située dans les noyaux de la base, et en particulier dans le thalamus [3, 16, 39]. Plusieurs mécanismes pourraient être à l’origine de ces faux négatifs de l’imagerie de diffusion : débit sanguin cérébral inférieur au seuil de dysfonctionnement neuronal mais encore supérieur au seuil de réduction de l’ADC, durée d’hypodébit insuffisant pour créer la lésion ; reperfusion restaurant les paramètres de diffusion mais n’empêchant pas une éventuelle lésion ischémique retardée ; survenue d’un second accident, symptomatique ou non [39]. Dans de rares cas, les séquences d’imagerie conventionnelle, et en particulier la séquence FLAIR, pourraient être positives alors que l’imagerie de diffusion est restée négative. La zone ischémiée apparaît alors avec un signal discrètement élevé, particulièrement en cas de reperfusion précoce du territoire ischémié, surtout quand l’imagerie est réalisée plusieurs heures après l’accident et notamment dans le tronc cérébral [25, 27]. En séquence FLAIR, à la phase hyperaiguë de l’AVC, il a par ailleurs été rapporté la fréquence du signe de l’hypersignal intraluminal des artères du territoire ischémié. Ce signe est valable pour tous les territoires artériels, à l’exception de celui des territoires profonds et des accidents lacunaires [21, 22]. Ce signe très précoce de faible valeur prédictive négative a une valeur prédictive positive de 93 % [7]. Cette hyperintensité intraluminale a la même signification que celle de l’hyperdensité intravasculaire détectée au CT-scanner. L’imagerie de perfusion permettrait également de détecter des lésions méconnues en imagerie de diffusion dans 10 % des cas [34].

Valeur pronostique de l’imagerie de diffusion

La sévérité de l’accident peut être immédiatement appréciée en fonction de la topographie des lésions, de leur volume et de l’importance de la réduction de l’ADC en zone ischémique. Le volume des lésions a une valeur pronostique. Sans traitement, les lésions détectées précocement en imagerie de diffusion s’avèrent le plus souvent irréversibles, même si de très petites lésions peuvent spontanément disparaître [15]. La réduction spontanée de lésions étendues est rare et toujours modérée. Dès la phase hyperaiguë, la mesure du volume des lésions permet d’obtenir une information pronostique, au moins pour les lésions du territoire sylvien, un plus grand volume étant un élément de moins bon pronostic de récupération à long terme [4, 18, 38, 41]. Il a par ailleurs été rapporté qu’en territoire cérébral moyen, un volume de 145 cm3 était hautement prédictif de l’évolution maligne d’une lésion ischémique (avec une sensibilité de 100 % et une spécificité de 94 %) [26]. Ce diagnostic peut faire envisager l’éventualité d’une craniectomie décompressive pour éviter les complications de l’oedème malin. Une importante réduction de l’ADC, en zone ischémiée laisse également présager une évolution clinique défavorable. La valeur moyenne de l’ADC des lésions ischémiques évolue dans le temps. Après 6 heures, elle est le plus souvent proche de sa valeur la plus basse mais peut diminuer encore discrètement pendant les cinq premiers jours (fig. 3.1b). Elle augmente alors progressivement jusqu’à revenir à une valeur normale entre 15 et 45 jours. La lésion peut ensuite présenter un ADC plus élevé que la valeur normale, traduisant probablement les phénomènes de nécrose tissulaire [32]. Van Everdingen et al. [38] ont constaté une évolution clinique favorable pour des valeurs d’ADCr moyen supérieures à 0,77 et une évolution défavorable pour des valeurs inférieures à 0,59. Mais ces données sont d’ordre statistique et n’ont pas de valeur pronostique individuelle. Enfin, l’imagerie de diffusion permettrait de fournir des informations identiques à celles de l’imagerie de perfusion concernant la détection de la zone de pénombre ischémique, mais cette hypothèse n’est toujours pas validée [24].

Principe et technique

Par un effet de susceptibilité magnétique, le passage dans les capillaires cérébraux d’un chélate de gadolinium injecté par voie veineuse entraîne une modification de signal d’une imagerie en écho de gradient pondérée T2* obtenue en technique EPI. Après une injection en bolus (injection IV au pli du coude dans un cathéter de 18 G, de 0,2 mL/kg d’un chélate de gadolinium avec un débit de 5 à 10 mL/s), l’ensemble de l’encéphale est imagé toutes les deux secondes pendant une quarantaine de secondes. L’étude séquentielle de la variation de l’intensité du signal dans le temps permet d’obtenir une courbe indicatrice de la perfusion tissulaire dans chaque voxel étudié (fig. 3.3). Aux doses usuelles, la chute de signal est approximativement proportionnelle à la concentration capillaire de l’agent paramagnétique de contraste. La courbe de décroissance du signal en fonction du temps peut être utilisée telle quelle ou être convertie après application d’une fonction logarithmique (incluant le temps d’écho utilisé) en courbe représentant les valeurs relatives de concentration de produit de contraste. La courbe est alors ajustée, en excluant notamment les phénomènes de recirculation, par une fonction mathématique complexe de type « γ variate ». À partir de cette courbe de décroissance du signal en fonction du temps, on peut obtenir au moins cinq valeurs extrapolées et établir des cartographies selon le temps d’arrivée du bolus (Bolus Arrival Time ou BAT), le temps du pic (TDP ou Time To Peak ou TTP), le temps de transit moyen apparent (TTMA ou apparent Mean Transit Time, aMTT) représenté par le premier moment de la courbe, la hauteur du pic (MAX) et le volume sanguin cérébral (VSC ou Cerebral Blood Volume ou CBV) représenté par l’intégrale de la surface sous la courbe. Dans une zone d’intérêt, il est possible de comparer les données à celles d’une région miroir présumée saine en hémisphère controlatéral et d’établir des valeurs relatives de ces différents paramètres (fig. 3.3). Il est possible d’obtenir des valeurs quantitatives de perfusion, en particulier du débit sanguin cérébral (DSC ou Cerebral Blood Flow ou CBF) [29, 30]. Cette approche implique la connaissance de la fonction d’entrée artérielle de l’agent de contraste ou AIF (Arterial Input Function) de manière à pouvoir appliquer le principe du volume central et obtenir une courbe tissulaire théorique qui correspondrait à celle obtenue avec une introduction instantanée du produit de contraste au plus proche de la région examinée. Ce principe relie les trois paramètres CBF, CBV et MTT tels que : CBF = CBV/MTT. En IRM, la fonction d’entrée artérielle est obtenue de façon non invasive, en mesurant l’intensité du signal en fonction du temps dans des artères visibles sur les images de perfusion. La courbe tissulaire obtenue est ensuite déconvoluée par la courbe de l’AIF. Il existe plusieurs techniques de déconvolution, chacune avec ses avantages et inconvénients.

Zone de perturbation hémodynamique

L’analyse des cartographies permet de constater l’absence d’anomalie perfusionnelle relative ou, au contraire, de démontrer un trouble hémodynamique, surtout celui qui s’exprime par des modifications des paramètres temporels (fig. 3.5). L’utilisation de ces paramètres est intéressante parce que, contrairement au CBV et au CBF qui sont très différents en substance blanche et en substance grise, les paramètres temporels sont eux quasiment identiques dans les deux substances. Aussi, les cartographies pondérées selon le temps (BAT, TTP, MTT) permettent-elles de détecter facilement un trouble hémodynamique relatif et le plus grand territoire où sont mis en oeuvre les efforts de l’organisme pour combattre les effets de l’ischémie. L’imagerie de perfusion peut mettre en évidence des anomalies hémodynamiques et participer au diagnostic positif de pathologie ischémique quand les autres séquences apparaissent négatives et notamment dans les 10 % de cas d’imagerie de diffusion faussement négative [3]. Des corrélations significatives ont été démontrées entre le volume des anomalies hémodynamiques et l’évolution clinique à court et moyen termes [18, 36]. L’importance du volume de perturbation hémodynamique aurait d’ailleurs une plus haute corrélation avec le devenir du patient que celle du volume mesuré en imagerie de diffusion [18]. Certaines lésions artérielles obstructives chroniques peuvent entraîner une modification discrète des paramètres temporels et en particulier du TTP ou du BAT. Il en est ainsi des sténoses carotidiennes compensées par le réseau anastomotique intra ou extracrânien. Dans ce cas, la différence est en général de deux secondes et n’excède pas quatre secondes.

Notion de mismatch

Le mismatch correspond à la différence de volume entre la zone ischémiée détectée en imagerie de diffusion et le volume de la zone à hémodynamique perturbée [1, 5, 13, 33, 40]. Dans un cas sur trois, il n’y a pas de différence et cette absence de mismatch permet de prédire l’absence de croissance secondaire du volume des lésions ischémiques, contre-indiquant alors un geste agressif de thrombolyse [5, 10]. En revanche, dans deux cas sur trois, il y a une différence qui peut faire craindre une possible extension de la lésion. En effet, dans la zone de mismatch est contenue la zone de pénombre, zone qui va secondairement s’infarcir en l’absence de geste thérapeutique. Il a été démontré une relation entre le volume de la pénombre hémodynamique et l’importance de l’extension secondaire des lésions ischémiques responsable d’une évolution neurologique défavorable [13]. Mais parmi les patients présentant un mismatch, seulement le tiers présentera un accroissement secondaire des lésions et donc une véritable pénombre ischémique. Il ne faut donc pas confondre pénombre ischémique et mismatch des imageries de diffusion et de perfusion (fig. 3.4 et 3.5).

Pénombre et CBF

La pénombre ischémique est une zone de tissu à hémodynamique perturbée qui va s’infarcir secondairement en l’absence de reperfusion rapide (fig. 3.4). C’est un concept dynamique. Au premier stade des désordres hémodynamiques, le CBF est maintenu à ses valeurs normales, le déficit d’apport en sucres et en oxygène étant compensé par une augmentation discrète du CBV et du MTT. À un deuxième stade, dit olighémique, le CBF commence à diminuer, la vasodilatation est maximale et le MTT s’allonge encore. À ce stade, le métabolisme est encore normal. Au troisième stade, celui des perturbations électriques, mais d’une intégrité cellulaire encore préservée, le CBF chute, le CBV apparaît normal et le MTT est très allongé. Au stade 4, le CBF est effondré, le CBV chute et le MTT est très allongé, c’est le stade des lésions structurelles. On peut schématiquement retenir que la valeur normale du CBF est de 60 mL/min/100 g, l’inhibition de la synthèse protéique apparaît en dessous d’un seuil de 55 mL/ min/100 g, l’augmentation de la glycolyse et le début d’accumulation de lactates en dessous de 35 mL/min/100 g, l’acidose à moins de 25 mL/min/100 g, la suppression de l’activité électrique et le déficit neurologique sous un seuil de 22 mL/min/100 g, la dépolarisation des membranes cellulaires et la mort cellulaire en dessous de 12 mL/min/100 g. La connaissance du CBF apparaît donc comme essentielle, moins dans la région ischémiée détectée par son signal élevé en imagerie de diffusion et irréversiblement lésée, qu’en périphérie de cette lésion pour détecter la zone à risque impliquant les gestes thérapeutiques les plus agressifs. Nos travaux faisaient état d’une valeur prédictive d’infarcissement secondaire pour une valeur de CBF inférieure à 35 mL/min/100 mg avec une sensibilité de 69 % et une spécificité de 85 % [10].

Imagerie de perfusion en pratique courante aujourd’hui

Elle est indiquée en cas d’imagerie de diffusion normale pour pallier les insuffisances de cette imagerie (environ 5 à 10 % cas). Elle n’est pas indiquée si un geste agressif ne peut ou ne doit pas être mis en œuvre. Ainsi, au moins pour ce qui concerne les lésions ischémiques en territoire sylvien, sa réalisation n’est pas indiquée en cas de lésion très étendue détectée en imagerie de diffusion ou, au contraire, en cas de très petite lésion. Elle est en revanche indiquée en cas de lésion de volume intermédiaire, surtout si un segment proximal artériel est occlus en angiographie. Dans l’attente de validation des mesures du CBF, pour prédire l’accroissement secondaire de la zone ischémique, il semble aujourd’hui suffisant d’étudier le paramètre temporel TTP et la hauteur relative du pic. Ainsi, nous avons démontré que la mise en évidence d’un pic d’une hauteur inférieure à 54 % relativement au pic du territoire sain controlatéral, et un retard d’apparition du pic de 5,2 secondes relativement au côté sain controlatéral, devait permettre de prédire l’accroissement secondaire de la lésion avec une sensibilité de 71 % et une spécificité de 98 % [11].

Indications thérapeutiques

Dans notre institution, en cas de lésion ischémique en territoire cérébral moyen et en l’absence de contre-indication générale, il est proposé une thrombolyse lorsque les conditions suivantes sont réunies : délai inférieur à quatre heures et trente minutes depuis l’apparition des symptômes, âge en principe inférieur à 80 ans, score clinique (European Score Scale) compris entre 30 et 70, volume de la lésion ischémique en imagerie de diffusion inférieur à 80 mL, mise en évidence d’une occlusion artérielle proximale et mise en évidence d’un mismatch entre imagerie de perfusion et de diffusion (à l’exclusion des troubles hémodynamiques mineurs tels qu’un retard d’arrivée du bolus inférieur à quatre secondes ou d’une discrète réduction de hauteur du pic, la courbe conservant un aspect étroit).

Conclusion

Dans la première édition de ce chapitre, notre conclusion était que le cadre d’une suspicion d’AVC ischémiques en phase hyperaiguë, l’IRM doit être utilisée en pratique clinique courante, en extrême urgence, jour et nuit. Elle permet un diagnostic positif d’ischémie cérébrale, une évaluation du volume de la zone irréversiblement lésée, la mise en évidence d’une éventuelle occlusion vasculaire et de son site et de son retentissement hémodynamique. Elle constitue une aide à la décision thérapeutique. Une large utilisation de cette technique permettrait une meilleure classification des cas et la constitution de groupes homogènes de malades pour une meilleure évaluation des effets des différentes thérapeutiques qui sont actuellement disponibles ou en cours de mise au point. Si les performances diagnostiques de l’IRM se sont largement confirmées, supérieures à celles du CT-scanner, le recours à cette imagerie est moindre que prévu et pour plusieurs motifs. Le premier frein est dû à la moindre accessibilité aux machines IRM dans le cadre de l’urgence. Or, il est maintenant prouvé que l’un des facteurs pronostiques majeurs est celui du moindre délai entre l’accident neurologique et l’acte de thrombolyse [20, 31]. Le temps d’accès à l’IRM est dans la plupart de nos services d’urgence beaucoup plus élevé que le temps d’accès au CT-scanner. Par ailleurs, le temps traitement des données de perfusion et sa complexité ont limité son utilisation. Enfin, la supériorité de l’IRM face au CT-scanner pour détecter une hémorragie n’a pas encore été démontrée et l’indication de l’IRM en première ligne n’est pas encouragée [12]. Des compléments en ligne sont associés à ce chapitre. Ceux sont les références bibliographiques. Pour voir ces compléments, connectez-vous sur https://www.em-consulte. com/e-complement/475394 et suivez les instructions.

© 2018, Elsevier Masson SAS. Tous droits réservés

Vous venez de lire le chapitre 3 de l’ouvrage Neuro-imagerie diagnostique S’ouvre dans une nouvelle fenêtre

Jean-Louis Dietemann 3e édition

Les Auteurs

G. Cosnard : Professeur de radiologie, service de radiologie, cliniques universitaires Saint-Luc, Bruxelles, Belgique.

C. Grandin : Chef de clinique associé, service de radiologie, cliniques universitaires Saint-Luc, Bruxelles, Belgique.

T. Duprez : Chef de clinique assistant des hôpitaux, service de radiologie, cliniques universitaires Saint-Luc, Bruxelles, Belgique.

Références

[1] Albers GW. Expanding the window for thrombolytic therapy in acute stroke. The potential role of acute MRI for patient selection. Stroke 1999 ; 30 : 2230–7. [2] Albers GW, Lansberg MG, Norbash AM, et al. Yield of diffusionweighted MRI for detection of potentially relevant findings in stroke patienst. Neurology 2000 ; 54 : 1562–7. [3] Ay H, Buonanno FS, Rordorf G, et al. Normal diffusion-weighted MRI during stroke-like deficits. Neurology 1999 ; 52 : 1784–92. [4] Baird AZE, Benfield A, Schlaug G, et al. Enlargment of human cerebral ischemic lesion volumes measured by diffusion-weighted magnetic resonance imaging. Ann Neurol 1997 ; 41 : 581–9. [5] Barber PA, Darby DG, Desmond PM, et al. Prediction of stroke outcome with echoplanar perfusion- and diffusion-weighted MRI. Neurology 1998 ; 51 : 418–26. [6] Cosnard G, Duprez T, Grandin C, et al. Imageries de diffusion et de perfusion en IRM à la phase hyperaiguë d’un accident vasculaire cérébral. J Radiol 2000 ; 81 : 858–69. [7] Cosnard G, Duprez T, Grandin C, et al. Fast FLAIR sequence for detecting major vascular abnormalities during the hyperacute phase of stroke : a comparison with MR angiography. Neuroradiology 1999 ; 41 : 342–6. [8] Gideon P, Thomsen C, Henriksen O. Increased self-diffusion of brain water in normal aging. JMRI 1994 ; 4 : 185–8. [9] Gonzales RG, Schaefer PW, Buonanno FS, et al. Diffusion-weighted MR imaging : Diagnostic accuracy in patients imaged within 6 hours of stroke symptom onset. Radiology 1999 ; 210 : 155–62. [10] Grandin CB, Duprez T, Smith AM, et al. Usefulness of magnetic resonance magnetic-derived quantitative cerebral blood flow and volume measurements for predicting infarct growth in hyperacute stroke. Stroke 2001 ; 32 : 1147–53. [11] Grandin CB, Duprez T, Smith AM, et al. Which MR-derived perfusion parameters predict infarct growth the best in hyperacute stroke ? A comparative study between relative and quantitaive measurements. Radiology 2002 ; 223 : 361–70. [12] Hall C, Lang E. Evidence-based emergency medicine. Is MRI more accurate than CT in patients with suspected acute stroke ? Ann Emerg Med 2011 ; 58 : 99–100. [13] Karonen JO, Nuutinen R, Vanninen P, et al. Combined diffusion and perfusion MRI in acute ischemic stroke : correlation to clinical outcome. In : Proceedings of the ISMRM. 72 ; 1999. Philadelphie, (Abstract). [14] Le Bihan D, Breton E. Imagerie de diffusion in vivo par résonance magnétique nucléaire. Cr Acad Sci (Paris) 1985 ; 301 : 1109–12. [15] Lecouvet FE, Raymackers JM, Duprez TPJ, et al. Complete resolution of early diffusion-weighted and FLAIR MRI abnormalities in patient with TIA. Neurology 1999 ; 52 : 1085–7. [16] Lefkowitz D, LaBenz M, Nudo SR, et al. Hyperacute ischemic stroke missed by diffusion weighted imaging. AJNR 1999 ; 20 : 1871–5. [17] Libman RB, Wirkowski E, Baird AE, et al. Conditions that mimic stroke in the emergency department. Implications for acute stroke trials. Arch Neurol 1995 ; 52 : 1119–22. [18] Lovblad KO, Baird AE, Schlaug G, et al. Ischemic lesion volumes in acute stroke by diffusion weighted magnetic resonance imaging correlate with clinical outcome. Ann Neurol 1997 ; 42 : 164–70. [19] Lövblad KO, Laubacch HJ, Baird A, et al. Clinical experience with diffusion-weighted MR in patients with acute stroke. AJNR 1998 ; 19 : 1061–6. [20] Lyden P. Thrombolytic Therapy for Acute Stroke – Not a Moment to Lose. N Engl J Med 2008 ; 359 : 1393. [21] Maeda M, Yamamoto T, Daimon S, et al. Arterial hyperintensity on Fast Fluid-Attenuated Inversion recovery images : a subtle finding for hyperacute stroke undedected by diffusion-weighted MR imaging. AJNR 2001 ; 22 : 632–6. [22] Noguchi K, Ogawa T, Inugami A, et al. MRI of acute crebral infarction : a comparison of FLAIR and T2-weighted fast spin-echo imaging. Neuroradiology 1997 ; 39 : 406–10. [23] Oppenheim C, Galanaud D, Samson Y, et al. Can diffusion weighted magnetic resonance imaging help differentiate stroke from strokelike events in MELAS ? J Neurol Neurosurg Psychiatry 2000 ; 69 : 248–50. [24] Oppenheim C, Grandin CB. Samson, et al. Is there un apparent diffusion coefficient threshold in predicting viabilty in hypearacute stroke. Stroke 2001 ; 32 : 2486–91. [25] Oppenheim C, Logak M, Dormont D, et al. Diagnosis of acute ischaemic stroke with fluid-attenuated inversion recovery and diffusionweighted sequences. Neuroradiology 2000 ; 42 : 602–7. [26] Oppenheim C, Samson Y, Manai R, et al. Prediction of malignant middle cerebral artery infarction by diffusion-weighted imaging. Stroke 2000 ; 31 : 2175–81. [27] Oppenheim C, Stanescu R, Dormont D, et al. Diffusion MRI and cerebral ischemia. When to calculate the coefficient of diffusion ? J Neuradiol 1999 ; 26 : 242–8. [28] Oppenheim C, Stanescu R, Dormont D, et al. False-negative diffusion- weighted MR findings in acute ischemic stroke. AJNR Am J Neuroradiol. 2000 ; 21 : 1434–40. [29] Ostergaard L, Johannsenn P, Host-Poulsen P, et al. Cerebral blood flow measurements by resonance magnetic imaging bolus tracking : comparison with (15O) H2O positron emission tomography in humans. J Cereb Blood Flow Metab 1998 ; 18 : 935–40. [30] Rempp KA, Brix G, Wenz F, et al. Quantification of regional cerebral blood flow and volume with dynamic susceptibility contrastenhanced magnetic resonance imaging. Radiology 1994 ; 193 : 637–41. [31] Saver JL, Levine SR. Alteplase for ischaemic stroke – much sooner is much better. Lancet 2010 ; 15 : 1667–8. [32] Schwamm LH, Koroshetz WJ, Sorensen G, et al. Time course of lesion development in patients with acute stroke. Serial Diffusion- and hemodynamic-weighted magnetic resonance imaging. Stroke 1998 ; 29 : 2268–76. [33] Sorensen AG, Buonano FS, Gonzalez RG, et al. Hyperacute stroke : Evaluation with comnied multisection diffusion-weighted and hemodynamically weighted echoplanar MR imaging. Radiology 1996 ; 199 : 391–401. [34] Sunshine JL, Bambakidis N, Tarr RW, et al. Benefits of perfusion MR Imaging relative to diffusion MR imaging in the diagnosis and treatment of hyperacute stroke. AJNR 2001 ; 22 : 915–21. [35] The members of Lille Stroke, program. Misdiagnoses in 1250 consecutive patients admitted to an acute stroke unit. Cerebrovasc Dis 1997 ; 7 : 284–8. [36] Tong DC, Yenari MA, Albers GW, et al. Correlation of perfusion and diffusion weighted MRI with NIHSS score in acute (< 6.5 hour) ischemic stroke. Neurology 1998 ; 50 : 864–70. [37] Ulüg AM, Beauchamp N, Bryan N, et al. Absolute quantitation of diffusion constants in human stroke. Stroke 1997 ; 28 : 483–90. [38] Van Everdingen KJ, van der Grond J, Kapelle LJ, et al. Diffusionweighted magnetic resonance imaging in acute stroke. Stroke 1998 ; 29 : 1783–90. [39] Wang PYK, Barker PB, Wityk RJ, et al. Diffusion-negative stroke : a report of 2 cases. AJNR 1999 ; 20 : 1876–80. [40] Warach S, Dashe JF, Edelman RR. Clinical outcome In ischemic stroke predicted by early diffusion-weighted and perfusion magnetic resonance eimaging : a preliminary analysis. J Cereb Blood Flow Metab 1996 ; 16 : 53–9. [41] Warach S, Gaa J, Siewert B, et al. Acute human stroke studied by whole brain echo planar diffusion-weighted magnetic resonance imaging. Ann Neurol 1995 ; 37 : 231–41.