3.2. Mesure du T1

a) Rôle des impulsions "muettes"

A la deuxième impulsion, la perte de signal est déjà moins importante et après plusieurs répétitions de ces impulsions, la variation de M devient négligeable. On obtient donc un signal stable dépendant de :

-la concentration en protons dans le volume d’intérêt,

-la valeur de T1,

-la valeur de TR (temps de répétition, voir plus bas),

-l’énergie de l’impulsion RF .

Ces impulsions muettes produisent un phénomène de saturation à un degré significatif et donc une perte importante de signal (les populations de spins des cônes de précession ayant tendance à s’équilibrer). En effet, si le temps de répétition de l’impulsion RF 90° est court, les métabolites étudiés en spectrométrie RMN ayant des T1 longs, l’onde RF est assimilée à une onde continue. Il est donc nécessaire de corriger ces effets saturants pour déterminer les concentrations de protons du volume d’intérêt (VOI, Volume of Interest) et donc des métabolites.

La saturation possède également un autre intérêt relatif au découplage. Pour découpler les spins de l’atome observé de ceux de l’atome couplé, on stimule l’atome que l’on veut découpler à sa fréquence propre par des impulsions RF très rapprochées, et on atténue très fortement le signal qu’il aurait été susceptible de fournir sans le découplage (c’est-à-dire les perturbations). A l’aide de cette méthode, on obtient un accroissement important du signal des spins de l’atome observé.

b) Séquences de mesures du T1

·La saturation partielle :

Cette séquence consiste à recueillir le signal FID (Free Induction Decay, décroissance d’induction libre) juste après  une impulsion RF 90° (cf. Figure I-7). Cette séquence annule le vecteur d’aimantation M_z par cette impulsion RF 90°. Elle permet d’obtenir des temps d’échos très courts et un bon contraste des tissus en T1. En revanche, elle donne peu d’informations sur T2 qui est noyé dans T2^* (T2 dus aux inhomogénéités, voir I.3.4, Mesure du T2).

L’utilisation de cette séquence seule a été complètement abandonnée.

·La Saturation-Récupération :

La saturation-récuperation est une variante de la saturation partielle. Dans cette séquence, l’impulsion RF 90° est précédée d’une série d’impulsions destinées à saturer complètement M_z. La saturation ici est donc moins partielle. Les valeurs de T1 seront donc plus précises et le contraste meilleur.

·L’inversion-Récupération :

Cette séquence débute par l’application d’un impulsion RF 180° qui inverse la direction du vecteur d’aimantation M_z. Lorsque cette impulsion s’arrête, le vecteur M_z revient à sa position initiale suivant sa courbe de relaxation T1. Pour recueillir un signal, il est nécessaire d’appliquer une impulsion RF 90° au temps t + e.t plus tard, ce qui projette l’aimantation M₀ « ayant repoussée » dans le plan (x,0,y).

Le temps entre l’impulsion RF 180° et l’impulsion RF 90° s’appelle le temps d’inversion (TI). Si TI est tel que l’impulsion RF 90° est appliquée au moment où la courbe T1 (d’un tissu particulier) croise le plan (x,0,y), il n’y a pas de vecteur M_z à basculer et donc pas de signal. On peut se servir de cette propriété pour faire disparaître le signal d’un tissu (par exemple la graisse) et obtenir un meilleur contraste avec les tissus voisins (voir Figure I-8).

La technique WEFT (Water Elimination Fourier Transform) est une séquence d’inversion-récupération.
 
 
 

3.3. Temps de relaxation transversal ou spin-spin (T2)

Cette disparition de cohérence produit le signal Free Induction Decay (FID). La perte de magnétisation dans le plan transversal s’effectue selon une constante de temps T2 (voir Figure I-9), ou T2^* (T2 du aux inhomogénéités du champ B₀ : mode de fabrication de l’aimant, inhomogénéités de l’échantillon, gradients de localisation) et suit la relation suivante :

Au niveau microscopique, le phénomène consiste en un relarguage d’énergie entre des spins proches les uns des autres et tournant à une fréquence -₀. Les interactions inter et intramoléculaires comme les vibrations et les rotations participent également à la perte de cohérence des spins et ainsi à la réduction de l’amplitude de l’aimantation transversale.

Le T2 a tendance par conséquent à être court dans un tissu ou le mouvement des spins est restreint (exemple : protéines de l’os), et long dans un tissu ou le mouvement des spins est moins limité (comme le liquide céphalo-rachidien).

3.4. Mesure du T2

On peut ensuite soustraire du signal obtenu la constante due aux inhomogénéités. Le résultat est, après soustraction, la décroissance réelle du signal du au déphasage des spins (voir Figure I-10). En joignant les sommets des courbes FID successives, on mesure la vraie valeur de T2.

La séquence écho de spin se décompose en plusieurs étapes :

-une impulsion RF 90° qui fait basculer M₀ dans le plan transversal,

-un délai court t permettant aux spins de se déphaser,

-une impulsion RF 180° qui fait basculer les spins de 180,

-un délai court t permettant aux spins de se rephaser et de produire un nouvel écho.

Pour mieux comprendre le rephasage des spins, on peut les assimiler à des coureurs. Si trois coureurs partent en même temps pour une course, ils se distanceront rapidement, on peut dire qu’ils « se déphasent ». Au bout d’un certain temps, on leur demande de repartir en sens inverse. Si leur vitesse reste constante, ils arriveront ensemble sur la ligne d’arrivée : ils seront « rephasés ».

Il existe plusieurs variantes de la séquence écho de spin (plusieurs impulsions RF 180° après l’impulsion 90°, exploitation d’un écho sur deux…) ; la technique PRESS que nous verrons plus loin en est une.

II. Instrumentation spectrométrique

La SRM in vivo réalisée chez l’homme utilise la même technologie que les imageurs par RMN, et souvent les mêmes machines, sur lesquelles on a seulement réalisé l’ajout d’un module de spectrométrie, qui comprend des modifications au niveau du matériel électronique et des programmes informatiques (séquences SVS et CSI, techniques de suppression de l’eau…).

1. Le système RMN

Figure II-1 : Diagramme de bloc d’un système IRM.

a) L’aimant

Du fait de l’utilisation de champs élevés, l’aimant est de type cryogénique supraconducteur, les autres types (résistifs ou permanents) sont limités à 0.3 T. Il est constitué de plusieurs bobines supraconductrices en alliage Niobium-Titane permettant de générer le champ magnétique (4 à 6 bobines cryogéniques offrent une homogénéité maximale à 1.5 T), ainsi que d’un système de refroidissement à hélium liquide pour maintenir une température proche du zéro absolu (4.4 °K), essentielle pour assurer la supraconductivité. Contrairement aux premières IRM qui nécessitaient un ravitaillement régulier en azote ou en hélium (dont les coûts sont élevés), les systèmes actuels n’ont pratiquement plus ou peu de pertes en fluides de refroidissement.

b) Les bobines de gradient

On utilise aussi des gradients pour modifier le champ magnétique statique B₀ afin de le rendre le plus homogène possible au niveau d’un volume donné : c’est l’opération de "shimming". Cette douzaine de bobines de shim (actives ou passives) compense les petites distorsions du champ (de l’ordre du µT) liées aux défauts de fabrication et à l’environnement.

c) Le séquenceur et la chaîne radiofréquence

La chaîne radiofréquence est composée d’un synthétiseur de signal radiofréquence dont la valeur dépend du champ B₀ (Tableau II-1). Le signal RF est modulé (quelques kHz) par le séquenceur pour générer les gradients et est amplifié avant d’être envoyé sur l’antenne choisie. A la réception du signal RMN, celui-ci est d’abord pré-amplifié puis démodulé (64 MHz ± quelques kHz), ensuite digitalisé par un convertisseur analogique-numérique (CAN) et enfin mémorisé par l’ordinateur.

En spectrométrie, plusieurs noyaux (¹H, ³¹P, ¹⁹F, ¹³C ...) peuvent être étudiés. Il faut donc disposer d’une chaîne radiofréquence et d’un amplificateur réglables afin de générer les fréquences de Larmor correspondantes.
 

Ceci nous interdit une observation ultérieure du phénomène de résonance qui nécessite un déséquilibre des populations. Par la suite, les noyaux restituent leur excès d’énergie au milieu par couplage avec d’autres noyaux, pour retrouver leur distribution initiale. Ces processus qui conduisent à ce retour à l’équilibre thermique, appelés processus de relaxation (T1 et T2) peuvent durer plusieurs secondes voir dizaines de secondes. Par conséquent, il sera nécessaire d’attendre un temps plus ou moins long avant d’exciter à nouveau le système de spins étudié.

Si toutefois, on désire répéter l’expérience plus rapidement c’est-à-dire sans attendre un délai égal à 5 T1 entre chaque impulsion il sera nécessaire de calculer la valeur optimale de la durée de l’impulsion, celle-ci étant donnée par la relation : Cos teta = e ^(-TR/T1).

Il sera important de conserver TR > T1, afin d’obtenir une valeur optimale pour l’angle d’impulsion. Cette valeur, appelée angle de Ernst, est égale à 70° pour TR = T1.

La phase est la deuxième caractéristique de l’impulsion après son intensité. En général, le champ B₁ (l’impulsion RF) est placé selon l’axe x basculant l’aimantation selon l’axe y. En fait, cette impulsion peut être placé selon x, y, -x ou -y. Cela peut être particulièrement important pour la création de séquences sophistiquées ou dans les applications in vivo : ce sont les techniques de cyclage de phase.
 
 
 

2. Les antennes

La mesure du signal RMN nécessite des conditions d’expérimentation très rigoureuses :

-l’axe de l’antenne c’est à dire celui du champ B₁ doit être perpendiculaire à B₀.

-l’antenne doit être accordée à la fréquence de résonance du noyau étudié et adapté en impédance aux circuits électroniques de détection.

Il existe plusieurs type de bobines, mais on utilise surtout des résonateurs en spectrométrie (antennes de type "cage d’oiseau"). Le champ B₁ produit par un résonateur est plus homogène que celui d’une antenne de surface mais cette dernière est proche de la région étudiée donc plus sensible. Pour certaines applications médicales, les antennes de surfaces restent indispensables. De plus, elles sont maintenant utilisées en réseau pour augmenter la sensibilité et l’homogénéité d’une antenne en particulier, et ce au détriment des autres. En imagerie, l’antenne corps sert d’antenne d’émission et toutes les autres (tête y compris) fonctionnent uniquement en réception. En spectrométrie, on utilise la même antenne pour l’émission et la réception, afin de contrôler la répartition spectrale de l’émission et d’augmenter la sensibilité.
 

3. Le traitement numérique

Les signaux restants sont définis non plus par leur fréquence absolue mais par leur offset, c’est à dire la différence entre leur fréquence absolue et la fréquence porteuse. Cependant avec ce système de détection, il faut placer la fréquence porteuse à un bout du spectre pour distinguer tous les signaux. Pour remédier à cela, on utilise deux détecteurs placés à 90° l’un de l’autre : c’est la méthode de détection en quadrature. Ainsi les antennes de détection reçoivent deux signaux RMN déphasés l’un par rapport à l’autre de 90°. Cette détection en quadrature présente de nombreux avantages, elle permet d’identifier les signaux d’offset positif et négatif par rapport à la fréquence porteuse. Celle-ci étant centrale, la bande de fréquence d’excitation est diminuée de moitié, ce qui divise l’intensité de l’impulsion et le taux d’échantillonnage par deux et le bruit d’un facteur .

A partir de ce point, dans le but d’obtenir le spectre de l’échantillon, nous allons utiliser des traitements nécessitant l’utilisation d’un ordinateur. Parmi ces traitements, le plus important est l’algorithme de la Transformée de Fourier Rapide (FFT: Fast Fourier Transform). Mais avant cela il faut convertir ce signal continu (forme analogique) en un signal discret (forme numérique) au moyen d’un convertisseur analogique-numérique (CAN). Des caractéristiques techniques de ce CAN vont dépendre la qualité de la digitalisation. Celle ci est caractérisée par trois paramètres : la précision (c’est à dire le nombre de points d’échantillonnage sur l’échelle temporelle), la numérisation (le nombre de points nécessaires pour coder l’intensité du signal) et la vitesse à laquelle ces signaux sont échantillonnés.

D’après les critères d’échantillonnage (critère de Nyquist et théorème de Shannon), un signal sinusoïdal doit être discrétisé ou décrit par au minimum deux points par période pour être correctement représenté. Nous comprenons maintenant pourquoi il est nécessaire de convertir le signal RMN radiofréquence. Sinon, pour digitaliser un signal RMN de 200 MHz, nous devrions utiliser un CAN travaillant à une fréquence supérieure à 400 MHz (opération extrêmement difficile et coûteuse). Par contre pour obtenir un spectre de 2 kHz, la fréquence d’échantillonnage minimale (F_e) n’est que de 4 kHz. La résolution digitale, c’est à dire la précision avec laquelle le signal est analysé, est déterminée en fonction du temps d’échantillonnage (T_e = 1/F_e) et du nombre total de points (N). Dans l’exemple d’un signal de 2 kHz, chaque point est obtenu toutes les 250 µs. Le temps d’acquisition d’un signal (décrit sur 8192 points) est T_acq = N´T_e = 2 s, et la résolution digitale vaut 2.10³/8192 = 0.24 Hz/point. Si l’on utilise une détection en quadrature, le nombre de points N pourra être divisé par deux, ce qui permet de diminuer d’autant le temps d’acquisition.

Enfin il reste une caractéristique de la digitalisation : c’est la dynamique, c’est à dire la capacité du système à coder le plus grand nombre d’amplitudes différentes. Chaque point de mesure de l’amplitude d’un signal est codé par un nombre de bits donnés. Ainsi pour un mot de 8 bits il peut prendre 2⁸ = 256 valeurs et donc coder autant de signaux d’amplitude différents. La dynamique du système augmente avec la taille du mot informatique. On pourra même associer deux mots pour doubler la dynamique, c’est ce que l’on appelle la double précision. Si le spectre est composé de signaux de très large intensité (comme le pic de l’eau ou le pic du solvant), il est impératif de posséder un système de digitalisation avec une plus grande dynamique (32 bits en double précision). Si ce n’est pas suffisant et c’est le cas général, il faudra alors utiliser des techniques de suppression des pics de l’eau (cf. III.5.1).
 

4. L’informatique

Afin de reconstruire très rapidement les images et les spectres, on utilise un module "array-processor" composé de plusieurs microprocesseurs de type RISC (plus puissants que la gamme Intel Pentium de type CISC) et d’une grosse mémoire RAM qui permettent d’effectuer très rapidement des calculs spécifiques, comme les transformées de Fourier. Les images reconstruites ou les données brutes peuvent être tout comme l’IRM sauvegardées sur support numérique (disque dur, CD) ou envoyées vers un reprographe.
 
 
 

III. Techniques de spectrométrie

Deux méthodes principales sont utilisées : la SRM localisée, dite monovoxel, où le volume d’intérêt spectrométrique est petit et unique, et l’imagerie spectrométrique ou imagerie métabolique par spectrométrie, méthode dans laquelle on enregistre simultanément le signal venant de nombreux volumes élémentaires.

1. La spectrométrie localisée

2. L’imagerie spectrométrique

L’application clinique de l’ISRM en dehors du cadre de la recherche semble se développer lentement, notamment en raison de sa fiabilité inférieure à celle de la SRM monovoxel (le taux de rejet des examens est encore trop important) et de plus grandes difficultés techniques, dont particulièrement :

-la très grande sensibilité aux mouvements des patients,

-la meilleure homogénéité possible du champ magnétique,

-le traitement automatique fiable des données (256 spectres obtenus pour une matrice 16x16).

Des progrès peuvent être raisonnablement espérés dans ce domaine permettant dans quelques années l’obtention d’examens fiables et à haut taux de succès.

De multiples représentations différentes des données sont possibles. Elles peuvent être affichées selon une carte de distribution métabolique montrant l’intensité d’un métabolite particulier, spectre par spectre, par ratios de métabolites ou encore selon une combinaison de ces possibilités, en surimpression sur les images obtenues par IRM pour corréler les variations métaboliques et anatomiques. Cela permet d’identifier rapidement les régions de signal suspect.

3. Méthodologie

Le VOI (en SRM localisée) est en général un cube d’une dizaine de millilitres ou moins. Ce voxel d’où provient le signal enregistré est sélectionné en général par des combinaisons de gradients de champ magnétique et d’impulsions RF similaires à ceux utilisés en IRM. Le signal qui pourrait provenir de l’extérieur de ce cube est annulé, ce qui assure en fait une sélectivité anatomique tridimensionnelle de l’origine des métabolites. Ce volume peut être choisi dans n’importe quelle partie du corps, bien que les zones proches des structures osseuses ou d’hématomes soient plus difficiles à étudier. La localisation précise du VOI s’effectue à partir de l’IRM conventionnelle réalisée précédemment.

a) Modalités d’acquisition des spectres

Un examen par SRM du ¹H comprend donc :

• Un examen par IRM dans les trois plans de l’espace à visée diagnostique (de 10 à 15 minutes) sans injection de produit de contraste, afin d’éviter la modification de la forme et de l’aire des résonances sous l’effet de l’agent paramagnétique [SIJENS, 1997].

• Le choix, pour chaque volume étudié en spectrométrie, de la zone à explorer (3 minutes) à partir des images acquises par IRM (cf. Figure III-6), et des réglages sur le VOI choisi (de 1 à 5 minutes), comme l’homogénéité de B₀ ou la saturation de l’eau.

• L’acquisition du signal RM (converti en spectre par Transformée de Fourier) à partir du VOI (de 3 à 6 minutes). Des traitements informatiques sont appliqués, tels le "zero filling", le filtrage et la correction des déphasages dus au courants de Foucault.

• L’analyse quantitative du spectre, le calcul des rapports (comme par exemple NAA/Cr ou NAA/Cho) et enfin l’affichage (cf. Figure III-7).

Figure III-6 : Localisation du VOI spectrométrique à partir d’une IRM.
 

Figure III-7 : Carte de distribution métabolique. En haut : IRM, Cho, Cr. En bas : IRM, NAA, Lac.

Quelques points importants concernant l’acquisition d’un spectre par SRM dans des conditions cliniques doivent être soulignés [VION-DURY, 2000] :

-Le bon fonctionnement de l’imageur doit être vérifié, au moyen du fantôme spécifique à la SRM fourni par le constructeur (il contient quelques molécules comme l’acétate ou le lactate). Les spectres obtenus doivent être reproductibles et le signal des métabolites ne doit pas varier de manière significative d’un endroit à l’autre du fantôme. Il est souhaitable d’effectuer ces tests mensuellement dans les mêmes conditions, de manière à vérifier la stabilité de l’appareillage.

-Les protocoles doivent être maîtrisés et optimisés, c’est à dire les plus courts possible, pour éviter que le sujet ne s’impatiente et ne bouge.

-Il faut toujours adapter, autant que faire se peut, le VOI spectrométrique au volume et à la forme de la lésion à étudier. Il ne faut donc pas avoir une approche trop rigide ou systématique.

-L’excellente homogénéité de B₀ dans le VOI est un élément déterminant de la qualité du spectre. On doit conserver à l’esprit que la présence de sang (dans les tumeurs par exemple) dégradera le spectre jusqu’à le rendre non interprétable. Il en est de même d’un voxel positionné à cheval sur une zone osseuse, ou bien trop proche d’une cavité aérienne. Si le patient a eu un EEG juste avant l’examen, il est également nécessaire de vérifier qu’il ne présente plus de pâte EEG (elle possède des propriétés magnétiques nocives pour l’homogénéité de B₀).

-Il peut être recommandé de réaliser la spectrométrie avec une synchronisation cardiaque qui, même si elle peut être gênante en raison d’un TR variable, peut permettre de gagner entre 25 et 40% de signal dans certaines séquences STEAM [FELDBLINGER, 1998].

-Le nombre de spectres sommés doit être suffisant pour obtenir un RSB satisfaisant (128 sommations pour un volume de 8 ml sur les appareils actuels). Un faible RSB génère une incertitude importante sur les aires des pics (il doit être au moins égal à 3).

-Les résonances de choline et créatine-phosphocréatine doivent être clairement séparées (cf. Figure III-8).

A : Spectre théorique de qualité acceptable : les résonances de la choline et de la créatine-phosphocréatine sont parfaitement séparées. Le signal est très grand par rapport au bruit (RSB élevé).

B : Mauvais réglage de l’homogénéité du champ magnétique local (ou présence de mouvements du patient pendant l’acquisition) : élargissement des résonances, coalescence des pics et baisse significative du RSB.

C : Insuffisance de signal (nombre d’accumulations insuffisant, structure trop petite…) ou excès de bruit (bruit électronique surajouté, parasites extérieurs…). Les pics sont séparés, mais le RSB est très mauvais.

b) Modalités de traitement des spectres

Plusieurs opérations (avant application de la transformée de Fourier) sont de nature à améliorer le résultat final du traitement spectral : la procédure du "zero filling" tout d’abord, qui complète le signal en ajoutant à sa suite des points de valeur nulle. Ceci permet d’augmenter le nombre de points décrivant le signal et d’améliorer artificiellement la résolution. Ensuite, un filtrage Gaussien ou Lorentzien est appliqué pour réduire le bruit et augmenter le signal. Enfin, les constructeurs proposent souvent un programme de correction automatique des déphasages dus aux courants de Foucault générés par les gradients de champ magnétique ("eddy-currents"). Cette correction, qui est effectuée avant tout autre traitement du signal, est indispensable avant toute analyse spectrale.

Les résultats, pour être pertinents, doivent être présentés en utilisant les aires des pics de résonance et non leurs intensités [VION-DURY, 2000, 1999]. Certaines règles de quantification de l’aire métabolique doivent être respectées, comme par exemple les pieds des résonances, qui doivent se trouver sur la même ligne de base horizontale (passant à mi-intensité du bruit) : c’est la correction de phase. L’affichage correct des données (spectres, ratios, cartes métaboliques) est ensuite effectué.
 
 
 

4. Composés observables

La SRM fournit un moyen simple pour évaluer les caractéristiques biochimiques des cellules par l’analyse directe et non-invasive des métabolites. Une des plus grandes barrières à son utilisation clinique a été la fausse idée que seul un physicien puisse produire des spectres fiables. La spectrométrie peut être exécutée avec les mêmes équipement et personnel utilisés pour les examens courants d’IRM.

Les études qualitatives consistent en la production d’un spectre (un graphique) des métabolites à l’intérieur du voxel choisi du tissu, alors que les études quantitatives mesurent les niveaux (ou les rapports) réels des métabolites à l’intérieur du voxel choisi. La présentation des résultats peut se faire en rapports de métabolites ou en quantification absolue par rapport à une référence interne ou externe (la première solution est plus simple, accessible et rapide).

Au niveau cérébral, les métabolites les plus communs (les déplacements chimiques sont notés dans le Tableau III-1) situés dans les tissus sont les suivants [SALVAN, 1997] :

• Le N-acétylaspartate (NAA) est un marqueur quantitatif de souffrance neuronale, il n’est donc présent que dans les neurones. D’autres composés avec groupes N-acétyl (NAAG) contribuent au signal, mais le NAA constitue un signal majoritaire dans le spectre normal, qui diminue dans de très nombreux processus pathologiques. La physiologie du NAA est mal connue, mais sa spécificité neuronale est avérée, en tout cas dans le neurone adulte normal. Par conséquent, des niveaux réduits de NAA indiquent une absence de neurone ou un dysfonctionnement neuronal.

• La créatine/phosphocréatine (Cr/PCr) est impliquée dans le système de transport à haute énergie (source de phosphate pour convertir l’ADP en ATP dans la mitochondrie).

• La choline (Cho) est un marqueur de souffrance membranaire. Elle est impliquée, ainsi que tous ses dérivés (comme le neurotransmetteur acétylcholine, les dérivés de la phosphatidylcholine membranaire et la bétaïne) dans le métabolisme et la structure des phospholipides membranaires (phosphatidylcholine et sphingomyéline) et de leurs précurseurs. Ce signal est souvent augmenté dans les processus démyélinisants ou dysmyélinisants. Son augmentation peut aussi être le résultat de dégâts membranaires ou d’un turn-over membranaire augmenté (dû à une prolifération cellulaire).

• Le glutamate (Glu) est un neurotransmetteur d’excitation, il est associé à la glutamine (Gln), un produit de la réaction du glutamate avec l’ammoniac (la glutamine est augmentée dans les anomalies du métabolisme de l’ammonium). Les signaux de Gln et Glu ne sont pas distinguables, ils sont donc notés Glx.

• Le myo-inositol (mI) est un marqueur de souffrance gliale, mais ses fonctions ne sont pas clairement identifées. L’augmentation du myo-inositol est généralement rencontrée au cours de processus qui impliquent une activation gliale ou une gliose. La diminution de l’inositol est parfois reliée à des phénomènes d’hyperosmolarité.

• Le glucose (Glc) : source d’énergie.

• L’acide gamma-amino butyrique (GABA) est un neurotransmetteur impliqué dans la communication des neurones courts.

• Quelques acides aminés (non aromatiques) comme l’alanine, l’aspartate, la valine, et la leucine.

• Le lactate (Lac) est un marqueur de souffrance anoxique, sa présence indique que le cycle normal de la respiration oxydative ne fonctionne plus correctement, et que l’énergie cellulaire est fournie par la glycolyse anaérobie (catabolisme des glucides). C’est le cas d’une interruption de la fourniture du substrat oxygéné (ischémie, anoxie…) ou lors d’anomalies de la phosphorylation oxydative (affections mitochondriales). Cette production d’acide lactique ne doit pas être confondue avec celle qui provient de l’invasion du parenchyme cérébral par des cellules fonctionnant en glycolyse aérobie comme les macrophages ou les cellules tumorales. Le lactate peut ainsi être vu dans les tumeurs malignes cérébrales, l’infarctus, et la nécrose. Une augmentation de la concentration indique la nécrose, qui est un facteur important de pronostic dans les glioblastomes multiformes (tumeur à plus haut degré de malignité).

• Les lipides peuvent être vus dans l’arrêt complet de la myélinisation et dans les tumeurs cérébrales. Lors des déstructurations membranaires aiguës, le signal (devenu plus mobile) des chaînes grasses des lipides membranaires est détectable sur le spectre.

5. Méthodes d’amélioration du signal RMN

Par conséquent, il convient de supprimer ou d’atténuer correctement ces signaux (pics de résonance) afin de quantifier les métabolites.
 

5.1. Suppression du signal de l’eau libre

Le ratio en concentration de l’eau libre et des métabolites est très important  : 110 M par rapport à 10^-3 M. Si l’on ne supprime pas ce signal, le convertisseur analogique-numérique qui lit le signal se réfère à la plus grande intensité de signal reçue, ce qui a pour conséquence de faire totalement disparaître les signaux des métabolites à observer. Deux méthodes sont principalement utilisées : la séquence CHESS, qui est la plus répandue, et la séquence PRESS.
 

a) Séquence CHESS

b) Séquence WEFT

5.2. Suppression du signal des lipides

IV. Techniques de localisation 

Il existe une multitude de séquences plus ou moins récentes et efficaces, nous ne développerons que les techniques les plus utilisées. Les séquences simple-volume (SVS) permettent une évaluation d’un voxel d’un tissu. Les techniques d’acquisition de signal multi-voxels (CSI) permettent d’acquérir une large carte métabolique. Pour ces deux méthodes, on joue sur la valeur du temps d’écho dans le but d’observer plus ou moins de métabolites. Une technique à temps d’écho court (18 à 34 ms) détecte plus de métabolites, en particulier les métabolites ayant un T2 court (cf. Figure IV-1), toutefois le réglage de l’appareil est alors plus difficile. Les séquences à temps d’écho long (135 à 270 ms) sont plus souvent utilisées et détectent les métabolites les plus mobiles.

1. Techniques de localisation sur un seul volume 

Le principe des techniques PRESS et STEAM est d’exciter le volume d’intérêt par trois impulsions sélectives et de recueillir le signal de ce volume. Toutefois, nous verrons plus loin que les caractéristiques de ces deux techniques sont différentes.

1.1. Séquence PRESS

Coupe A : Elle est sélectionnée avec une impulsion RF 90° et un gradient selon x.

Coupe B : elle est sélectionnée avec une seconde impulsion RF 180° (90° pour STEAM) et un gradient selon z.

Volume S_AB défini par l’intersection des coupes A et B. Les spins de ce volume subissent les 2 impulsions RF.

Coupe C : elle est sélectionnée par une troisième impulsion RF de 180° (90° pour STEAM) et un gradient selon y.

Volume défini par l’intersection des trois coupes orthogonales. Seuls les spins de ce volume subissent les 3 impulsions RF et contribuent au signal final.

La coupe A est sélectionnée grâce à l’application d’un gradient G_x et excitée par une impulsion RF 90°. Les spins de cette coupe produisent un signal FID qui n’est pas pris en compte. La coupe B est sélectionnée par l’application d’un gradient G_z et une impulsion RF 180° à TE₁/2 après l’impulsion RF 90°. L’application de cette impulsion RF 180° a pour effet de rephaser les spins du pavé S_AB (intersection des plans A et B). L’écho généré par ce pavé après excitation par l’impulsion RF 180° n’est pas non plus échantillonné.

La coupe C est sélectionnée par l’application d’un gradient G_y et une impulsion RF 180°. Seuls les spins appartenant au volume correspondant à l’intersection du plan de coupe C et du pavé S_AB sont excités par les trois impulsions RF. C’est l’aimantation de ce volume qui produit l’écho final qui lui est échantillonné et exploité, il se forme à TE₂/2 après la seconde impulsion RF. Le déroulement de cette séquence est visible sur le chronogramme de la Figure IV-4. En observant cette séquence, on peut noter que la séquence PRESS est une variante de l’écho de spin vu précédemment.

Points forts / points faibles :

La technique PRESS permet d’obtenir un signal d’écho maximal (contrairement à STEAM) : le gain de signal est multiplié par deux, et cette méthode reste peu sensible au mouvement et au couplage homonucléaire. Cette séquence est utilisée pour des temps d’échos longs (supérieurs à 135 ms). En revanche, pour les temps d’échos courts, cette séquence n’est pas adaptée du fait d’une trop grande perte de signal.
 
 
 

1.2. Séquence STEAM

Ceci a pour effet de générer un écho stimulé à partir du VOI. L’écho généré au temps TM résulte de la deuxième et troisième impulsion RF 90°, l’écho généré à TE/2 de la première et deuxième impulsion, l’écho généré à TE/2 + TM provient de la première et de la troisième impulsion et enfin, l’écho stimulé, généré à TE/2.

En pratique, pour trois impulsions 90° successives (voir Figure IV-5), on obtient en réalité quatre échos mais seul l’écho de plus forte amplitude est acquis. Les autres sont éliminés par l’application de « gradients de retard » (cf.Figure IV-6).

En raison de l’obtention d’un écho stimulé, l’amplitude du signal est réduite de moitié. Par contre, l’utilisation d’impulsions à 90° pour la sélection de coupe rend cette technique très robuste vis à vis des imperfections expérimentales, et permet l’acquisition de petits VOI pour des temps d’écho très courts.

Points fort / points faibles :

La séquence STEAM se révèle plus efficace pour des métabolites ayant un T2 court car des temps d’écho courts (temps de recueil du signal) peuvent être employés. D’autre part, la suppression du pic de l’eau libre est également plus efficace car les impulsions CHESS peuvent être placées au sein de la séquence et non pas seulement au début (pendant TM), sans dégrader le temps d’écho. L’intensité du signal recueilli pour des temps d’écho courts est donc plus importante.

En revanche, l’intensité du signal est divisée par deux, les métabolites dont le signal est faible sont de fait inobservables. De plus, cette méthode est relativement sensible aux mouvements et au couplage homonucléaire par rapport à PRESS.

Les techniques simple-voxel (SVS) sont en conclusion couramment utilisées dans bon nombre d’applications cliniques. Elles produisent un spectre d’un volume localisé dans un tissu (voir Figure IV-7) en une mesure. La durée de cette mesure varie entre 2 et 6 minutes selon le volume, la séquence et les paramètres choisis. Dans le cas où N volumes ont à être examinés, il est nécessaire de répéter la mesure N fois.

Malgré le fait que la technologie actuelle permette un temps de mesure acceptable, les techniques simple voxel sont moins efficaces que les techniques multivoxels qui permettent d’acquérir 32´32 spectres en une séquence. Toutefois, la spectrométrie simple voxel gagne aujourd’hui en popularité de par sa simplicité de mise en œuvre et de l’accès immédiat à l’interprétation du spectre d’un petit volume de tissu. Grâce à ces caractéristiques, certains centres la réalise en routine pour certaines pathologies cérébrales notamment.

Remarque : Une autre séquence simple voxel peut-être utilisée : la technique ISIS (Image Selected In vivo Spectroscopy). Cette technique consiste en une préparation de l’aimantation M₀ à l’aide de trois impulsions RF 180° (en présence de gradients) puis une lecture par une simple impulsion RF 90°. Nous ne développerons pas cette méthode car elle est surtout utilisée en spectrométrie RMN du phosphore 31 (détection de signaux FID à décroissance rapide).
 
 
 

2. Techniques de localisation multi-volumes

2.1. Technique CSI

a) Principe général

Les techniques CSI 1D, 2D et 3D génèrent donc des spectres localisés respectivement dans des coupes, des colonnes et des voxels. En ce qui concerne les applications cliniques, CSI 1D et 2D sont associées avec d’autres méthodes, comme des impulsions de sélection de coupe, qui localisent le volume d’intérêt dans la ou les dimensions qui ne sont pas codées en phase.

Par exemple, dans la technique CSI 1D, une colonne de tissu est définie par des impulsions RF sélectives selon deux dimensions et « coupée » par un gradient de codage de phase selon la troisième dimension. En revanche, pour la technique CSI 2D, une coupe de tissu est définie avec une impulsion RF sélective selon une dimension et « coupée en cubes » avec deux gradients de codage de phase selon les deux autres dimensions (voir Figure IV-9).

CSI 1D

Codage de phase selon une dimension (z).

Les spectres proviennent des coupes perpendiculaires à la direction z.

CSI 2D

Codage de phase selon 2 dimensions (y et z).

Les spectres proviennent de petites colonnes parallèles à la direction x.

CSI 3D

Codage de phase selon les 3 dimensions.

Les spectres proviennent des voxels.

b) Principales séquences de type CSI :

La séquence « volume-selective » CSI 2D, permet d’exciter sélectivement les spins contenus dans un volume défini et d’exclure les spins environnants.

Le principe de cette technique est le même que pour les techniques spectrométriques simple-voxel à la différence que la taille du volume défini est plus grande. La séquence volume-selective CSI 2D est créée en ajoutant à une séquence PRESS ou STEAM (simple voxel) deux gradients de codage de phase (voir Figure IV-10). Dans ce cas, le codage de phase est réalisé selon les axes x et y (les trois impulsions étant RF sélectives). Le gradient z possède un amplitude plus élevée de manière à sélectionner une coupe fine (1.5 à 2 cm). Les gradients x et y ont une amplitude plus faible ; les largeur et longueur de la coupe ainsi induites seront plus importantes (8 cm × 9 cm). Des temps d’écho de 40 à 270 ms sont obtenus avec PRESS et de 18 à 34 ms avec STEAM.

Points forts / points faibles :

Les séquences à long TE (utilisant PRESS) permettent d’acquérir des spectres avec une ligne de base stable et donc une meilleure quantification des pics résolus. En revanche, elles ne permettent pas l’observation de métabolites ayant un T2 court. Les séquences à court TE (utilisant STEAM) permettent l’observation de métabolites ayant un T2 court. En revanche, elles ne permettent pas d’acquérir des spectres avec une ligne de base stable et rendent la quantification des pics résolus difficile.

D’un point de vue général, un inconvénient majeur de la technique volume-selective CSI 2D réside dans le fait d’être contraint à répéter la mesure lorsque plusieurs coupes de tissu sont nécessaires pour un diagnostic. Ceci prolonge le temps d’examen d’un facteur égal au nombre total de coupes acquises.

·Multiple Slice CSI

Certaines pathologies s’étendent sur un volume plus grand que celui délimité par la technique CSI 2D et exigent l’utilisation d’une technique CSI multicoupe. Elle est basée sur une séquence standard écho de spin (une impulsion RF 90° suivie d’une ou plusieurs impulsions RF 180°) modifiée pour intégrer des impulsions CHESS (pour la suppression du signal de l’eau libre) et une saturation du volume environnant (pour la suppression du signal des lipides).

Une autre variante de cette technique emploie une séquence écho de gradient à la place d’un écho de spin permettant ainsi la détection des métabolites ayant un T2 court. La méthode de saturation du volume environnant visant toujours à la suppression du signal des lipides sous-cutanés.

·Fast CSI

La technique CSI rapide est la plus récente innovation des techniques d’imagerie spectrométrique. Elle permet de réduire le temps d’acquisition de deux tiers : 10 à 14 minutes pour acquérir une ISRM avec un large VOI (32x32) au lieu d’une demi-heure. Cette technique est issue de concepts relatifs au codage spatial pendant l’échantillonnage de l’écho de résonance magnétique [POHMANN, 1997 ; DUYN, 1993]. La différence majeure avec une séquence CSI 2D conventionnelle est le codage de phase, réalisé uniquement selon l’axe x. Le codage selon l’axe y est arrêté pendant l’échantillonnage et assuré par l’application de gradients bipolaires. Un gradient G_z est appliqué à chaque impulsion sélective pour sélectionner la coupe désirée (voir Figure IV-11).

De plus, le signal de l’eau libre est supprimé à l’aide d’impulsions CHESS situées au début et pendant la séquence (juste avant la deuxième impulsion sélective RF 180°). Ceci augmente l’efficacité de la suppression du signal de l’eau libre (meilleure saturation). Le signal des lipides, quant à lui, est supprimé en saturant le volume environnant de la même manière que pour la technique multislice CSI 2D. Cette séquence permet d’obtenir une coupe CSI 2D avec une résolution de 0.4 à 2 cm³ en un temps variant de 1 à 6 minutes.

Points forts / points faibles :

Les techniques CSI rapides ont prouvé leur efficacité et sont utilisées en spectrométrie clinique de routine dans certains centres. Un des intérêts majeurs de cette technique est de permettre à l’utilisateur de pouvoir ajuster la position du volume d’intérêt en déplaçant une grille CSI (de la même manière que le Field Of View (FOV) en IRM). Leur durée est en plus acceptable au regard des données diagnostiques qu’elles peuvent apporter au clinicien (voir § V).

Cependant, il subsiste un certain nombre de problèmes techniques. La suppression du signal de l’eau libre n’est pas toujours réalisée correctement, ce qui perturbe le spectre mesuré. De plus, du fait des techniques de reconstruction de l’image utilisées (Pointspread Function), le spectre de chaque voxel contient une partie de l’information contenue dans les voxels voisins. Ces phénomènes doivent donc être pris en compte au niveau de l’interprétation clinique.
 
 
 

2.2. Technique SENSE-SI

Le codage de la sensibilité forme un complément de valeur au codage du gradient. Il permet une réduction considérable du temps d’analyse en respectant l’imagerie standard de Fourier. La faisabilité de l’imagerie SENSE a été démontrée in vitro et in vivo. En termes d’utilité pratique, la caractéristique la plus pertinente de la technique est sa flexibilité. Indépendamment de l’antenne et de la géométrie de coupe, des images sans artefact spécifique sont obtenues.

Il a été montré que le RSB dans les images SENSE est gouverné par une limitation fondamentale caractérisée par la racine carrée du temps d’acquisition. Donc la méthode est appropriée seulement quand la nécessité d’un temps de scan rapide l’emporte sur le RSB.

Le potentiel de cette méthode pour réduire radicalement le temps d’analyse par un facteur de 10 voire est envisagé (les premières expérimentations ont commencé). Un RSB de base peut être amélioré jusqu’à un certain point en augmentant le nombre d’antennes réceptrices.
 
 

V. Applications cliniques

Les premiers rapports sur les applications cliniques de la SRM sur le cerveau humain sont apparues en 1986, d’abord avec la spectrométrie localisée (SVS) puis quelques années plus tard avec l’ISRM.
 

1. Cerveau

1.1. Maladie d’Alzheimer

Une des études les plus étendues [SHONK, 1995] en ce qui concerne l’échantillon de patients, a porté sur 114 personnes atteintes de démence:

-65 d’entre elles atteintes probablement par la maladie,

-10 patients ayant une démence du lobe frontal (maladie de Pick),

-et 39 autres patients étant atteints d’autres types de démences (Pseudo-

démences, maladies de Parkinson…).

Le volume d’intérêt était situé dans la région occipitale médiane. Les concentrations de certains  métabolites ont été mesurées. Cependant, aucune de ces mesures n’a donné d’informations pour différencier les démences causées par la maladie d’Alzheimer et les démences du lobe frontal [CHRISTIANSEN, 1995]. En effet, pour les patients atteints de ces deux pathologies, on observe aussi bien une diminution de la concentration en NAA qu’une augmentation de la concentration en myo-inositol par rapport à des sujets âgés sains. En ce qui concerne les autres démences, la différenciation n’est pas meilleure.

Dans d’autres études [MACKAY, 1996 ; CONSTANS, 1995 ; MEYERHOF, 1995], le nombre de patients variait entre 8 et 14 dont les résultats étaient également comparés avec des sujets de contrôle sains. Ces études ont mis en évidence une diminution du rapport NAA/Créatine (de 10 à 20%) dans les substances blanche et grise au sein des 9 VOI choisis. De plus, les patients atteints de la maladie d’Alzheimer avaient un rapport Choline/Créatine plus faible en particulier dans la substance grise. Aucune observation n’a été décrite quant au myo-inositol car ce métabolite n’était pas visible, ayant un T2 court comparé au temps d’écho. Toutefois, comme pour la première étude, les niveaux de chacun des rapports de concentration des métabolites se sont révélés incapables d’identifier significativement la maladie parmi d’autres types de démences.

Une des caractéristiques cliniques de beaucoup de syndromes démentiels est une perte de neurones. Le N-acétylaspartate est un métabolite, nous l’avons vu plus haut, présent uniquement dans le cerveau mature (substance grise).

Par conséquent, une perte de neurones doit logiquement engendrer une concentration en NAA diminuée s’il existe une relation linéaire entre le nombre de neurones présents dans le tissu cérébral observé et cette concentration [CHENG, 1997].

La diminution en concentration de NAA a été observée effectivement dans la majorité des papiers parus depuis 1993 [JACKSON, 1996] (voir Tableau V-1), mais cette observation ne peut malheureusement être considérée comme un caractère diagnostic discriminant. En effet, cette diminution de concentration est caractéristique de la majorité des syndromes démentiels.

L’augmentation du signal du myo-inositol a été confirmé. En effet, des corrélations ont été mises en évidence, entre la baisse du score cognitif et l’augmentation de la concentration de ce métabolite (voir Figure V-1).

La sensibilité diagnostique de la SRM dans la maladie d’Alzheimer est de l’ordre de 83%. La fiabilité des méthodes employées est également en faveur d’un transfert potentiel clinique rapide (93%). L’ensemble de ces résultats s’avère prometteur quant à un futur transfert clinique de la SRM dans les démences. Toutefois, il manque, dans ce domaine, une standardisation plus avancée des procédures et une stratégie d’exploration par SRM tenant plus compte de l’évolution topographique au cours du temps.

1.2. Epilepsie

Le rapport NAA/Cr est, quant à lui, abaissé. L’activation intense de la glycolyse anaérobie dans le foyer après un état de mal explique la présence de lactate sur le spectre [NG, 1994]. Différents auteurs ont noté de fréquentes altérations métaboliques bilatérales (entre 40 et 50%), le côté où se situe le foyer étant celui qui présente le plus grand nombre d’anomalies métaboliques [ENDE, 1997]. Apparemment, le rapport NAA/(Cr+Cho) serait le plus sensible pour détecter le foyer épileptique en l’absence des résultats de l’électroencéphalogramme.

Les anomalies métaboliques mises en évidence par la SRM sont souvent observées sur des lobes temporaux à l’IRM. Le taux de succès de la SRM, évalué entre 70 et 100% selon les auteurs et les protocoles, est en général supérieur à celui de l’IRM seule et à celui des méthodes utilisant les traceurs radioactifs [LEBAS, 1998 ; KUZNIECKY, 1997].

En ce qui concerne les épilepsies généralisées primaires, chez l’adulte et chez l’enfant, peu de travaux ont été conduits pour caractériser le foyer épileptique sur le plan métabolique.
 
 
 

1.3. Tumeurs cérébrales

Comme le pronostic est directement apparenté avec le classement histologique de la tumeur, le prélèvement tissulaire direct est souvent utilisé. Malheureusement, une résection ou de multiples biopsies sont nécessaires pour établir sérieusement le degré de malignité. Une simple biopsie ne peut pas refléter entièrement le grade d’un lésion et les techniques moins invasives ne fournissent que des informations limitées.

La SRM permet d’accroître la spécificité des tissus et de distinguer aisément le tissu cérébral normal par rapport aux astrocytomes.

Une concentration de choline élevée reflète un turn-over cellulaire et un métabolisme membranaire actifs. Le niveau de Cho cependant ne peut pas être directement corrélé avec l’activité cellulaire, car il est élevé à la fois dans les astrocytomes qui croissent rapidement, mais aussi dans certaines tumeurs à croissance faible, comme les méningiomes. Une augmentation de Cho apparaît aussi dans le cerveau en développement, dans de multiples scléroses, et dans l’encéphalite allergique. Le niveau de NAA est faible, ce qui reflète probablement une diminution de la population de neurones normaux et de leur métabolisme, étant infiltrés par des cellules tumorales. Le lactate reflète généralement une nécrose et par conséquent un plus haut degré de malignité.

Après un traitement par radiothérapie, la nécrose due à la radiation survient généralement dans les deux premières années suivant le traitement. Mais c’est aussi la période de temps pendant laquelle la plupart des récidives apparaissent. L’apparence sous scanner X et IRM de la nécrose radiative peut être identique à celle de la tumeur, car toutes deux montrent une amélioration du contraste. Comme le pronostic de ces lésions diffère, la méthode non-invasive de diagnostic par SRM permet d’observer les dégâts tissulaires de la radiation, avant même qu’ils ne soient visibles par IRM. La nécrose radiative démontre nettement un abaissement des niveaux de NAA, Cho et Cr, qui vont de pair avec la mort tissulaire. De plus, la radiothérapie induit un large pic caractéristique (localisé entre 0 et 2 ppm), qui est probablement une combinaison de lipides mobiles et d’acides aminés produits par la destruction du tissu, et de lactate par ischémie et nécrose. La technique spectrométrique peut, dans les faits, déterminer la réponse d’un néoplasme dans un délai de deux semaines après un traitement initial par radiothérapie ou chimiothérapie. Alors qu’avec les examens courants d’IRM la détermination de la réponse d’une tumeur à un traitement peut prendre 3 à 6 mois, la SRM peut déterminer si la tumeur résiduelle est inactive (en rémission) ou bien en activité.

Chez l’enfant, puisqu’elle est plus sensible que l’IRM en démontrant un retard de développement du cerveau, la SRM est utile pour suivre la maturation normale du cerveau, et elle peut être employée de concert avec l’examen d’IRM pour suivre le processus de myélinisation. La SRM peut également caractériser une masse cérébrale singulière discernée sur l’IRM comme un néoplasme (tumeur), et elle a donc été employée intensivement en évaluation dans ces conditions [BYRD, 1998].

Les enfants qui présentent un dysfonctionnement évident du cerveau tels que des troubles de la parole et du langage, des détériorations intellectuelle ou motrice, un retard mental, des troubles psychiatriques, ou des troubles d’attention passent généralement des examens standards d’IRM. Mais la SRM peut également être employée pour aider à diagnostiquer un fonctionnement anormal du cerveau et à suivre des troubles cérébraux métabolique et neurodégénérescent. Elle peut aussi aider à diagnostiquer et suivre l’ampleur des dommages cérébraux dans l’asphyxie périnatale (encéphalopathie hypoxique-ischémique) [ROSS, 1994 ; IZIKA, 1993].

· Autres tumeurs cérébrales

La SRM permet également la détection de lymphomes cérébraux primaires, tumeurs présentes chez les personnes âgées, les individus immunodéficients ou atteints du virus du SIDA. Les lymphomes sont caractérisés par l’élévation de Cho et des lipides, et la réduction significative de Cr et NAA.

En conclusion, l’identification et l’analyse de six métabolites (NAA, Cho, Cr, Ala, Lac et les lipides) permet d’atteindre 91% de précision dans la classification des astrocytomes, méningiomes et tissus épileptogènes non tumoraux. Les astrocytomes peuvent être classifiés en faible et haut niveau avec une précision supérieure à 95%, contre 57% en n’utilisant que les données IRM. L’apport clinique de la SRM (supérieur à l’IRM) est la séparation entre une radionécrose et une récidive tumorale, ainsi que la différenciation entre un abcès cérébral et une tumeur gliale.
 
 
 

1.4. Sclérose en plaque

De nombreuses études ont paru portant sur la sclérose en plaques mais il paraît difficile de tirer une séméiologie métabolique précise de cette pathologie en raison de la taille des échantillons de patients explorés (inférieurs à 15 la plupart du temps). Toutefois, la SRM permet la détection de la signature métabolique des lésions élémentaires de cette pathologie : inflammation (choline, lactate), démyélinisation (choline, lipides), et souffrance axonale (NAA).

Il est possible de différencier grâce à la SRM du proton des lésions à caractère chronique. La présence de lipides sur le spectre provenant d’une lésion de SEP est en faveur du caractère récent de la lésion. La souffrance axonale retrouvée au cours de la sclérose en plaques est objectivée par la baisse de concentration du NAA qui apparaît comme un témoin de la gravité de la maladie à un moment donné, et souligne la relation entre l’importance du dysfonctionnement voire de la perte axonale et la gravité du déficit clinique dans la SEP [KUZNIECKY, 1997].

La baisse de la concentration en NAA est plus importante dans les lésions au cours des formes bénignes, corrélée au score Expanded Disability Status Scale et au volume lésionnel [NARAYAMA, 1998 ; DAVIE, 1997]. La concentration en NAA évolue au même rythme que les formes progressives et se normalise  en dehors des épisodes aigus dans les formes rémitentes et dans l’amélioration clinique. Cependant, la baisse du signal du NAA ne semble pas posséder une signification univoque puisque dans les lésions à caractère aigu, elle correspondrait à une souffrance axonale due à l’œdème et à l’inflammation alors que, dans les lésions chroniques, elle serait plus en relation avec une perte axonale [ARNOLD, 1994].

Même si aucun profil métabolique n’est spécifique de la pathologie (quant à la quantification des anomalies métaboliques des lésions et à l’évaluation du caractère aigu ou chronique), la SRM constitue par rapport à l’IRM conventionnelle un outil plus sensible dans l’évaluation de la progression de la maladie.

Le Tableau V-2 regroupe les différentes variations des métabolites (la signification des abréviations est donnée dans le Tableau III-1, page 29) en fonction de plusieurs états pathologiques cérébraux [SALIBI, 1998 ; VION-DURY, 1998].
 

2. Prostate

Après une technique thérapeutique (hormonale, cryochirurgie, radiothérapie), la prostate diminue significativement en taille et dans la plupart des cas la distinction des zones anatomiques normale et pathologique (sur les images IRM pondérées T2) est perdue. Une solution est de combiner l’information anatomique fournie par l’image RM et métabolique (discrimination tissulaire). La spectrométrie RM étend l’évaluation diagnostique au delà de l’information anatomique fournie par l’imagerie RM à travers la détection des métabolites cellulaires. Les récents développements et l’utilisation d’antennes endorectales de surface ont fourni la sensibilité nécessaire pour acquérir des données spectrométriques [KURHANEWICZ, 2000].
 
 

Les premières études ont utilisé la spectrométrie du ³¹P, mais sa relativement faible sensibilité a limité son utilisation : seuls un spectre grossier et une résolution spatiale moyenne ont été atteints. La plus grande sensibilité de la SRM du ¹H avec suppression du signal de l’eau et des lipides permet l’acquisition de spectres de suffisamment petits volumes (~ 1 ml) en un ordre de temps raisonnable cliniquement (~ 15 minutes).

On observe dans les régions cancéreuses deux différences significatives dans les niveaux métaboliques : une augmentation significative des niveaux de choline de la prostate par rapport à la zone périphérique normale, et une diminution significative des niveaux de citrate. Ces changements métaboliques avec le cancer sont retrouvés dans les deux techniques spectrométriques, mais ces variations sont plus dramatiques en imagerie spectrométrique.

Initialement, la SRM (¹H) a utilisé les techniques de localisation STEAM et PRESS pour acquérir des spectres de zones de la prostate qui apparaissent normale ou anormale sur des images RM pondérées en T2. Ces techniques simple-voxel permettent de diagnostiquer un cancer de la prostate (dans les régions cancéreuses le taux de citrate est réduit et celui de choline est augmenté). Bien que la SRM simple-voxel soit capable de fournir des informations métaboliques depuis une simple zone de la prostate, elle ne peut pas fournir d’information sur l’ampleur et l’hétérogénéité du cancer de la prostate et par conséquent elle nécessite d’autres informations à propos de la localisation de la tumeur.

Un examen clinique demande pour être développé :

-une localisation spectrale précise des régions souvent petites de la morphologie anormale,

-une corrélation précise avec les images haute-résolution RM,

-une méthode pour estimer l’étendue spatiale du métabolisme anormal,

-une couverture de la glande entière.

La technique CSI (codage de phase en 3D) est ainsi utilisée. On sélectionne par PRESS ou STEAM le volume concerné. Par la suite, un codage tridimensionnel de la phase est appliqué, ce qui produit des séries de spectres contigus de toute la prostate. En plus de produire des spectres de plus d’une région (voir Figure V-8), la CSI 3D a l’avantage que les conditions expérimentales stipulent uniquement la taille du voxel individuel. La position spatiale du spectre peut être sélectionnée rétrospectivement via un déplacement de voxel. L’acquisition multivoxel ne nécessite pas de connaître la localisation exacte du cancer, elle peut fournir des informations sur l’ampleur spatiale et l’hétérogénéité du cancer. Avec l’évolution de l’ISRM, on peut acquérir des spectres ¹H en haute résolution (0.24 cm³) de la prostate entière en un temps raisonnable du point de vue clinique (8.5 à 17 minutes). L’examen d’ISRM peut être ajouté après une IRM, et les données métaboliques peuvent alors être superposées aux images anatomiques correspondantes (cf. Figure V-9).

3. Autres applications

a) Pathologies musculaires

La comparaison des signaux du muscle squelettique et de la graisse a révélé qu’il existait deux compartiments dans le tissu musculaire. Certains auteurs ont suggéré la comparaison relative des pics de l’eau et de la graisse pour évaluer une pathologie musculaire [SALIBI, 1998]. Plus récemment, l’imagerie spectrométrique a quantifié la créatine totale dans un muscle du mollet chez l’homme et permettra, à l’avenir, une meilleure compréhension de son métabolisme et une évaluation de la réponse d’une thérapie utilisant ce composé [VION-DURY, 1999].
 

b) Pathologies hépatiques

c) Pathologies vasculaires

En ce qui concerne les pathologies chroniques, l’analyse du métabolisme chez les patients avec sténose unilatérale de la carotide, montre une augmentation de choline dans les zones non infarcies, du côté de la sténose, et la présence de lactate chez un tiers des patients.
 

d) Autres pathologies

Des voies de recherche sont abordées par l’étude en spectrométrie de la prématurité et de l’asphyxie à la naissance, dans d’autres maladies psychologiques, dans la réactivité vasculaire cérébrale (importance du lactate en tant que métabolite cérébral vasodilatateur [MIHARA, 2000]) et dans le domaine de l’angiographie.

Validation de la méthode

Une nouvelle technique diagnostique, lorsqu’elle apparaît, requiert une validation dans de nombreux sites ainsi que la démonstration de son utilité par rapport à des problèmes diagnostiques que d’autres méthodes ne résolvent pas, pour un coût financier acceptable.

La complexité de la validation pour la SRM tient cependant en plusieurs points :

-La diversité des machines, des séquences, des constructeurs et des procédures en fonction des constructeurs, des sites et de l’expérience des opérateurs.

-L’absence de culture antérieure aux années 1990 en ce qui concerne à la fois la neurochimie et les modifications des taux et des caractéristiques physico-chimiques de chacun des composés détectés dans les diverses maladies neurologiques (complexité des maladies, connaissances partielles de leur physiopathologie…).

-Aucune méthode de référence dans la quasi-totalité des cas (la biopsie n’analyse pas les anomalies métaboliques).

Pour pallier à quelques-uns de ces problèmes, le réseau français de spectrométrie cérébrale clinique a défini plusieurs règles à respecter pour qu’une étude puisse être considérée comme crédible en minimisant les erreurs techniques [VION-DURY, 1998].

-Le rapport signal sur bruit d’un spectre doit être au moins égal à 3.

-Les résonances de choline et créatine-phosphocréatine doivent être clairement séparées.

-Les résultats doivent être présentés en utilisant les aires des pics et non leurs intensités.

Conclusion

La spectrométrie par résonance magnétique in vivo du proton permet, de par la nature des informations qu’elle procure, de quantifier une souffrance cellulaire par l’analyse de certains métabolites, dont les principaux sont le N-acétylaspartate, la choline, la créatine, le lactate et le myo-inositol. Par conséquent, la SRM est un outil privilégié d’évaluation thérapeutique.

Moins coûteux et beaucoup plus accessible que la tomographie par émission de positons (bien que pour des métabolites de très faibles concentrations, la TEP reste la technologie la plus performante), cette technique recouvre en partie le même domaine tout en restant complémentaire.

La validation des différentes techniques de spectrométrie nécessite une harmonisation plus complète des paramètres choisis par les spectroscopistes afin d’obtenir des données crédibles, ce qui pourra ainsi conduire à une interprétation fiable. Si des spectres sont réalisés au cours d’examens d’IRM classiques sur des sites cliniques conventionnels, on pourra étendre les intérêts de cette méthode et l’utiliser au mieux. Le développement de la SRM exigera également de mener une réflexion approfondie sur la physiopathologie métabolique des maladies.

Pour l’heure, une grande partie des applications se sont orientées vers l’exploration de la fonction cérébrale dans son versant métabolique. Cependant, la spectrométrie RMN in vivo du proton se révèle très prometteuse puisqu’elle peut être appliquée à d’autres domaines d’exploration clinique, tels que certaines pathologies viscérales, musculaires, ou encore cardiaques.

Bibliographie

1. ARNOLD D.L., RIESS G.T., MATTHEWS P.M., FRANCIS G.S., COLLINS D.L., WOLFSON C., ANTEL J.P., "Use of magnetic resonance spectroscopy for monitoring disease progression in multiple sclerosis", Ann Neurol, 1994, 36 : 76-82.

2. BARTHA R., DROST D.J., WILLIAMSON P.C., "Factors affecting the quantification of short-echo in vivo ¹H MR spectra ; prior knowledge, peak elimination and filtering", NMR Biomed, 1999, 12 : 205-216.

3. BYRD S.E., RADKOWSKI M.A., DARLING C., "Neuroimaging adjuncts to MRI", Fall Congress, 1998.

4. CENDES F., ANDERMANN F., PREUL M.C., ARNOLD D.L., "Lateralization of temporal lobe epilepsy mode epilepsy based on regional abnormalities in proton magnetic resonance spectroscopic images", Ann Neurol, 1994, 35 : 211-216.

5. CHENG L.L., BECERRA L., "Quantitative neuropathology by high resolution magic angle spinning ¹H magnetic resonance spectroscopy", Nal. Acad. Sci. USA, 1997, 94 : 6408-6413.

6. CHO Z.H.,  JONES J.P., SINGH M., "Foundations of Medical Imaging", 1993.

7. CHRISTIANSEN P., SCHLOSSER A., HENRIKSEN O, "Reduced NAA content in the frontal part of the brain in patients with probable Alzheimer’s disease", Magn. Reson. Imaging, 1995, 13.

8. CONNELY A., JACKSON G.D., DUNCAN J.S., KING M.D., GADIAN D.G., "Magnetic resonance spectroscopy in temporal lobe epilepsy", Neurology, 1994, 44 : 1411-1417.

9. CONSTANS J. M., MEYERHOF D. J., GERSON J., "¹H MR spectroscopy imaging of white matter signal hypertensities : Alzheimer disease and ischemic vascular dementia", Radiology, 1995, 197 : 517-523.

10. CROSS J.H., CONNELY A., JACKSON G.D., JOHNSON C.L., NEVILLE B.G.R, GADIAN D.G., "Proton magnetic resonance spectroscopy in children with temporal epilepsy", Ann Neurol, 1996, 39 : 107-113.

11. DAVIE C.A., BARKER G.J., THOMPSON A.J., TOFTS P.S., MCDONALD W.I., MILLER D.H., "¹H MRS of cerebral white matter lesions and normal appearing white matter in multiple sclerosis", J Neurol Neurosurg Psychiatr, 1997, 63 : 736-742.
12. DUYN J.H., MOONEN C.T.W., "Fast proton spectroscopic imagign of human brain using multiple spin-echoes", Magn Res Med, 1993, 30 : 409-414.

13. DYDAK U., WEIGER M., PRUESSMANN K.P., MEIER D., BOESIGER P., "Scan time reduction in spectroscopic imaging usins SENSE", ISMRM 7th annual meeting, Philadephia, 1999 : 679.

14. DYDAK U., WEIGER M., PRUESSMAN K.P., BOESIGER P., "Sensitivity encoded multi-echo spectroscopic imaging", ISMRM 8th annual meeting, Denver, 2000 : 368.

15. ENDE G.R., LAXER K.D., KNOWLOTON R.C., MATSON G.B., SCHUFF N., FEIN G., WEINER M.W., "Temporal lobe epilepsy : bilateral hippocampal metabolic changes revealed at proton MR spectroscopy imaging", Radiology, 1997, 202 : 809-817.

16. FEDERICO F., SIMONE I.L., LUCIVERO V., ILICETO G., DE MARI M., GIANNINI P., MEZZAPESA D.M., "Prognostic significance of metabolic changes detected by proton MRS in ischaemic stroke", J Neurol, 1996, 243 : 241-247.

17. FELDBLINGER J., KREIS R., BOESH C., "Effects of physiologic motion of the human brain upon quantitative ¹H MRS : analysis and correction by retrograding", NMR Biomed, 1998, 11 : 107-114.

18. GADIAN D.G, CONNELY A., DUNCAN J.S., CROSS J.H., KIRKHAM F.J., JOHNSON C.L., VARGHA-KHADEM F., NEVILLE B.G.R.,  JACKSON G.D., "¹H magnetic resonance spectroscopy in the investigation of intractable epilepsy". Acta Neurol Scand, 1994, 152 : 116-121.

19. GUINET C., GRELLET J., "Introduction à l’IRM", Masson, 1992.

20. IZIKA A.A., VIGNERON D.B., BALL W.S., DUNN R.S., KIRKS D.R., "Localized proton MR spectroscopy of the brain in children", Magnetic Resonance Imaging, 1993 : 3.

21. JACKSON G.D., CONNELY A., "Magnetic resonance imaging and spectroscopy", Current opinions in neurology, 1996, 9 : 82-88.

22. KURHANEWICZ J., VIGNERON D.B., MALES R.G., SWANSON M.G., "The prostate : MR imaging and spectroscopy", Radiologic Clinics of North America, Janvier 2000, 38 : 1.

23. KUZNIECKY R., HETERINGTON H., PAN J., HUGG J., PALMER C., GILLIAM F., FAUGHT E., MORAWETZ R., "Proton spectroscopic imaging at 4,1 Tesla in patients with malformations orf cortical developpment and epilepsy", Neurology, 1997, 48 : 1018-1024.

24. LAUDENBERGER J., HAUSSINGER D., BAYER S., GUFLER H., HENNIG J., LANGER M., "Proton magnetic resonance spectroscopy of the brain in symptomatic and asymptomatic patients with liver cirrhosis", Gastroenterology, 1997, 112 : 1610-1616.

25. LEBAS J.F., ESTEVE F., GRAND S., RUBIN C., REMY C., BENABID A.L., DECORPS M., "Spectrométrie RMN et pathologie cérébrale : applications cliniques", J Neuroradiol, 1998, 25 : 55-69.

26. MACKAY S., EZEKIEL F, DI SCLAFANI V., "Alzheimer disease and subcortical ischemic vascular dementia", Radiology, 1996, 198 : 537-545.

27. MACKAY S., MEYERHOFF D. J., CONSTANS J.M., "Regional gray and white matter metabolite differences in subjects with AD", Arch Neurol, 1996, 53 : 167-174.

28. MEYERHOF D.J., MACKAY S., CONSTANTS J.M., "Axonal injury and membrane alterations in Alzheimer’s disease suggested by in vivo proton magnetic resonance spectroscopic imaging", Ann Neurol, 1994, 36 : 40-47.

29. MIHARA F., KUWABARA Y., YOSHIDA T., YOSHIURA T., "Correlation between ¹H MRS lactate measurements and vascular reactivity in chronic occlusive cerebrovascular disease : a comparison with PET", Magn Res Imaging, 2000, 18 : 1167-1174.

30. MILLER B.L., MOATS R.A., SHONK T., "Alzheimer disease depiction of increased cerebral myoinositol with proton MR spectroscopy", Radiology, 1993, 187 : 433-437.

31. MOATS R.A., ERNST T., SHONK T.K., ROSS B.D., "Abnormal cerebral metabolite concentrations patients with probable Alzheimer’s disease", Magn Reson Med, 1994, 32 : 110-115.

32. MUKHERJI S.K., "Clinical Applications of Magnetic Resonance Spectroscopy", Wiley-Liss, 1998.

33. NARAYAMA P.A., DOYLE T.J., LAI D.L., WOLINSKI J.S. "Serial proton magnetic resonance spectroscopic imaging, contrast enhanced magnetic resonance imaging, and quantitative lesion volumetry in multiple sclerosis", Ann Neurol, 1998, 43 : 56-71.

34. NG T.C., COMAIR Y.C., WUE M., SO N., MAJORS A., KOLEM H., LUDERS H., MODIC M., "Temporal lobe epilepsy : presurgical localization with proton chemichal shift imaging", Radiology, 1994, 193 : 465-472.

35. POHMANN R., VON KIENLIN M., HAASE A., "Theorical evaluation and comparison of fast CSI methods", J Magn Res, 1997, 129 : 145-160.

36. PROST W.P., MARK L., MEWISSEN M., LI S.J., "Detection of glutamate/glutamine resonances by ¹H MRS at 0.5 Tesla", Magn Res Med, 1997, 37 : 615-618.

37. PRUESSMANN K.P., WIEGER M., BOESIGER P., "Sensitivity-encoded MRI", Medica mundi, Novembre 2000, 44 : 2.

38. PRUESSMANN K.P., WIEGER M., SCHEIDEGGER M.B., BOESIGER P., "SENSE : Sensitivity Encoding for Fast MRI", Magn. Res. Med., 1999 : 42.

39. Réseau Français de Spectrométrie Cérébrale Clinique, Coordinateur J. VION-DURY, "Recommendations pour le contrôle de qualité en spectrométrie de résonance magnétique: séquences, qualité des spectres et populations témoins", J. Neuroradiol, 1999, 26 : 59-60.

40. ROSS B., KREIS R., ERNST T., "Clinical tools for the 90s : magnetic resonance spectroscopy and metabolite imaging", Eur J Radiol, 1992, 14 : 128-140.

41. ROSS B., MICHAELLS T., "Clinical applications of magnetic resonance spectroscopy", Magn. Reson., 1994 : 10.

42. ROSS B., BLUML S., "New aspects of brain physiology", NMR Biomed, 1996, 9 : 279-296.

43. SALIBI N., BROWN M.A., "Clinical MR Spectroscopy : First principles", Wiley-Liss, 1998.

44. SALVAN A.M., CONFORT-GOUNY S., CHABROL B., COZZONE P.J., "Brain metabolic impariment in non cerabral and cerebral forms of X-ALD by 1H MRS", Magn Res Med, 1999.

45. SALVAN A.M., "Apport de la SRM localisée du proton in vivo dans la compréhension et le diagnostic de la souffrance métabolique cérébrale chez l'homme", Thèse de Doctorat de l'Université de la Méditerranée, Marseille, 1997.

46. SANDERS J.A., "Magnetic Resonance Imaging", Functional Brain Imaging, 1993.

47. SHIINO A., MATSUDA M., MORIKAWA S., "Proton magnetic spectroscopy with dementia", Neurology, 1993, 39 : 143-147.

48. SHONK T., MOATS R.A., GIFFORD P., "Probable Alzheimer’s disease : diagnosis with proton MR spectroscopy", Radiology, 1995, 195 : 65-72.

49. SHONK T., ROSS B. D., "Role of cerebral myo-inositol in the dementia of Down Syndrome", Magn. Reson. Med., 1995, 33 : 858-861.

50. SIJENS P.E., VAN DEN BENT M.J., NOWAK P.J.C., VAN DIJK P., OUDKERK M., "¹H CSI reveals loss of brain tumor choline signal after administration of Gd-contrast", Magn Res Med, 1997, 37 : 222-225.

51. SOHER B.J., VERMATHEN P., SCHUFF N., WIEDERMANN D., MEYERHOFF D.J., "Short TE in vivo 1H MR spectroscopic imaging at 1.5 T : acquisition and automated spectral analysis", Magn Res Imaging, 2000, 18 : 1159-1165.

52. TRÄBER F., BLOCK W., FLACKE S., SCHILD H.H., LAMERICHS R., "MR Spectroscopy in comprehensive neuro examinations : tumor assessment", Medica mundi, Mars 2000, 44 : 1.

53. VIGNERON D.B., MALES R., HRICAK H., "Prostate cancer : correlation of 3D MRSI metabolite levels with histologic grade", RSNA Chicago, 1998, 209 : 181.

54. VION-DURY J., "La spectrométrie cérébrale du proton, technique et mise en œuvre sur un site clinique", Feuillets de radiologie, 2000, 40 : 4.

55. VION-DURY J., SALVAN A.M., COZZONE P.J., "La spectrométrie de résonance magnétique du proton dans l’exploration non invasive du métabolisme cérébral humain : applications cliniques actuelles et futures", Rev Neurol, 1999, 155 : 903-926.

56. VION-DURY J., SALVAN A.M., CONFORT-GOUNY S., COZZONE P.J., "Atlas of brain proton magnetic resonance spectra : general and methodologic considerations", J. Neuroradiol, 1998, 25 : 207-212.

57. VLAARDINGERBROEK M.T., DEN BOER J.A., "Magnetic Resonance Imaging" (2^ème édition), Borders, 1998.

Sites Web consultés

• Département de Radiologie, Hôpital Saint-Luc du CHUM, Montréal : http://pages.infinit.net/khiat/index.html

• MAUDSLEY A. A., WEINER M. W., "The future of magnetic resonance spectroscopy and spectroscopic imaging", Magnetic Resonance Medical Center, San Francisco : http://www.va.ucsf.edu/mrs/mrs_vamc.htm

• International Society for Magnetic Resonance in Medicine : http://www.ismrm.org/journals.htm ; http://www.interscience.wiley.com/jpages/0740-3194/

• At medica :www.atmedica.com

• SAPPEY-MARINIER D., Résonance Magnétique Nucléaire : http://cism.univ-lyon1.fr/dominic/enseignement.html

• Institute for Biomedical Engineering, Zurich :www.mr.ethz.ch

• GOTSIS E.D., "In Vivo Proton MR Spectroscopy of Brain Lesions", Institute of High Medical Technology Euromedica  :http://users.hol.gr/~sgot/

• GRAMM : chercheurs et praticiens en RMN biomédicale : www.gramm.org

• Centre de Résonance Magnétique Biologique et Médicale, Marseille : http://www.mediterranee.univ-mrs.fr/recherche/unites_recherche/index/unite_17.asp