PMC

COMMENT LES TESTS DE NEUROIMAGERIE SONT-ILS EFFECTUÉS ET QUE PEUVENT-ILS NOUS DIRE?

Les films simples du crâne suivent le même principe que les rayons X standard d’autres systèmes d’organes (une seule source de rayonnement et un seul capteur ou film), mais ils ont une utilité limitée. Les images CT (Figure 1) sont créées en acquérant en série des rayons X dans un plan axial rotatif. Comme pour les rayons X, différents tissus corporels ont des propriétés d’atténuation spécifiques avec des images CT; cela fait apparaître l’eau, la graisse, les os et d’autres types de tissus différemment sur le film ou le capteur numérique. Plus l’atténuation est élevée, plus le matériau apparaîtra léger sur le scanner. Étant donné que les scanners CT mesurent les rayons X en série dans un plan axial, les images CT sont généralement présentées en tranches axiales (avec une résolution dans le plan typique inférieure à 1 mm). Bien que les algorithmes de reconstruction informatique puissent présenter des images CT dans un plan sagittal ou coronal, une telle manipulation de données perd sa résolution spatiale et ses détails.1

La technologie CT peut être améliorée par l’utilisation d’un matériau de contraste. Les agents de contraste pour la tomodensitométrie sont radio-opaques et ont une atténuation élevée des rayons X; ils apparaissent en blanc sur les images CT. Le contraste est généralement injecté par voie intraveineuse pour permettre l’imagerie de structures vasculaires (par exemple, angiographie CT) ou de lésions qui perturbent la barrière hémato-encéphalique (par exemple, secondaire à une inflammation, des saignements, certaines tumeurs). Les agents de contraste CT peuvent être ioniques ou non ioniques, bien que les applications actuelles de neuroimagerie reposent presque exclusivement sur l’utilisation de contrastes non ioniques car ils ont un meilleur profil de sécurité.2

Les techniques d’IRM n’utilisent pas de rayonnement; à la place, les propriétés magnétiques des ions hydrogène dans le corps sont utilisées. Un patient à l’intérieur du scanner IRM est sous l’influence d’un aimant puissant dans les applications cliniques standard, généralement de 1,5 ou 3 Tesla. Cette force magnétique aligne une proportion significative des atomes d’hydrogène du corps dans la direction du champ magnétique. Une brève impulsion radiofréquence est ensuite appliquée pour décaler et désaligner les vecteurs des atomes d’hydrogène. Cependant, après la fin de l’impulsion, les atomes d’hydrogène reviennent à leur position alignée d’origine par un processus appelé relaxation du proton qui libère de l’énergie. Au cours d’un balayage, plusieurs impulsions radiofréquences sont appliquées (séquence d’impulsions) et des bobines de réception électromagnétiques mesurent l’énergie émise par les protons.3 variables différentes déterminent le processus de relaxation des protons, responsable du type de signal émis par chaque atome d’hydrogène. Deux facteurs principaux sont pertinents pour le clinicien: le milieu où se trouve l’atome d’hydrogène et la séquence d’impulsions appliquée.

Pendant le processus de réalignement (relaxation des protons), les atomes émettent de l’énergie, mais celle-ci varie en fonction de l’environnement physique et chimique de l’atome. Par conséquent, les protons enverront des signaux différents en fonction du type de tissu dans lequel ils se trouvent (par exemple, os, matière grise, substance blanche, liquide céphalo-rachidien). En plus du type de tissu, les paramètres de la séquence d’impulsions IRM détermineront également les propriétés des images vues. Le mécanisme de relaxation des protons a 2 constantes de temps: T1 et T2. Ces constantes reflètent des mécanismes physiques apparentés mais indépendants du processus de relaxation des protons: T1 explique la relaxation vers le plan d’origine aligné avec le champ magnétique, et T2 explique la relaxation à l’écart du plan forcé par l’impulsion radiofréquence. Les composants de relaxation T1 et T2 peuvent être manipulés pour forcer les protons à se réaligner de manière à maximiser les temps T1 ou T2.4 Ces différents protocoles d’IRM modifient le processus de relaxation des protons et le signal émis; par conséquent, différents types d’images sont formés qui mettent en évidence des caractéristiques spécifiques de la structure tissulaire. Les images pondérées en T1 (figure 2A) présentent une matière grise plus foncée que la substance blanche (reflétant l’aspect des tissus) et un LCR d’apparence sombre. Ces images sont idéales pour visualiser la structure normale du cerveau, ainsi que l’atrophie pathologique, les dysplasies corticales et la sclérose. Les images T2 (figure 3A) montrent un motif opposé aux scans pondérés en T1, la matière grise étant plus claire que la matière blanche (opposée au tissu) et avec du LCR brillant. Ces images sont plus sensibles aux processus pathologiques tels que les modifications vasculaires (y compris les insultes microvasculaires chroniques), la démyélinisation, l’inflammation générale et l’œdème.1

L’imagerie par diffusion pondérée (DWI) est un type distinct de méthode d’acquisition par IRM qui mesure les mouvements des molécules d’eau dans le cerveau. Une molécule d’eau dans un verre d’eau a une cinétique isotrope, c’est-à-dire qu’elle diffuse librement dans toutes les directions possibles. Les molécules d’eau dans le cerveau ne diffusent pas au hasard; leur mouvement est limité par les contraintes de l’anatomie cérébrale et de la structure histologique. L’imagerie pondérée par diffusion est capable de mesurer la diffusivité de l’eau dans chaque voxel (ou élément de volume) défini dans le cerveau, et plus il y a d’anisotropie (c’est-à-dire une diffusivité limitée), plus le voxel apparaît hyperintensé. Cette approche a été utilisée pour cartographier l’anatomie structurelle des étendues de substance blanche avec une imagerie tensorielle diffuse. Cet outil non invasif est d’une grande importance pour l’étude scientifique de l’anatomie humaine in vivo, mais l’imagerie tensorielle diffuse a également des applications cliniques croissantes, en particulier dans la planification neurochirurgicale.

Plus couramment, le DWI est utilisé pour diagnostiquer un certain nombre de conditions pathologiques dans lesquelles les molécules d’eau présentent une diffusivité réduite. L’application la plus courante et cliniquement pertinente est celle du diagnostic d’AVC ischémiques aigus. Le manque d’oxygène provoque des lésions cytotoxiques des cellules de la région touchée, induisant un gonflement et un œdème. Dans ces conditions, l’anisotropie augmente en raison de l’augmentation de la densité des molécules (provoquant l’apparition de voxels plus brillants dans le DWI dans la première heure après un AVC ischémique aigu). D’autres processus pathologiques (tels que les abcès, les tumeurs hypercellulaires ou l’excitotoxicité) présentent également des limitations à la diffusivité de l’eau en raison de la densité accrue de la structure tissulaire et peuvent être identifiés comme des lésions hyperintensives dans les scans DWI.1,3

Les scans DWI sont sensibles non seulement aux changements d’anisotropie, mais aussi aux mécanismes de relaxation T1 et T2. Par conséquent, les changements de signaux T1 et T2 peuvent également être observés sur les cartes DWI et pourraient être mal identifiés comme des changements d’anisotropie. Ce phénomène est d’une grande pertinence pour différencier les accidents vasculaires cérébraux aigus et chroniques. Afin d’éviter les erreurs d’identification, les images DWI sont toujours comparées à des images quantitatives du coefficient de diffusion, appelées cartes de coefficients de diffusion apparents. C’est-à-dire que les scans DWI ont une valeur diagnostique limitée s’ils sont analysés indépendamment des images à coefficient de diffusion apparent, et il faut toujours comparer les 2 scans. La véritable réduction de la diffusivité, découlant de tout processus physiopathologique, se présentera toujours sous forme de voxels hyperintensants dans les DWI et de voxels hypointensants dans les scans de coefficients de diffusion apparents. Si ce schéma n’est pas observé, le mécanisme à l’origine de l’effet est susceptible d’être différent de l’augmentation de l’anisotropie. Un exemple bien connu, T2-shine through, se produit dans les accidents vasculaires cérébraux ischémiques chroniques. Ces lésions présentent une hyperintensité T2 et peuvent également apparaître sous forme d’hyperintensités dans le DWI mais avec des signaux normaux ou plus communément hyperintensités dans les cartes de coefficients de diffusion apparents. Si l’on devait regarder l’image DWI isolément, la lésion pourrait être confondue avec un accident vasculaire cérébral aigu et le patient pourrait recevoir un traitement thrombolytique. Mais, si l’on regarde toutes les images ensemble, on pourrait conclure que les changements du signal T2 de l’ancien trait « brillent” dans le balayage DWI et peuvent être observés sous forme de lésions hyperintensives dans les cartes DWI et du coefficient de diffusion apparent, qui ne peuvent pas refléter une augmentation de l’anisotropie.4

Le gadolinium est le matériau de contraste IRM le plus couramment utilisé en raison de ses propriétés paramagnétiques. Comme les agents de contraste pour l’imagerie par tomodensitométrie, le gadolinium est injecté par voie intraveineuse et utilisé pour détecter ou éliminer les lésions qui brisent la barrière hémato-encéphalique. L’angiographie RM de la tête n’utilise pas d’agents de contraste comme ceux utilisés en angiographie CT, mais des séquences d’impulsions RM spécifiques permettent une visualisation non invasive du système vasculaire.1 L’angiographie IRM du cou peut utiliser du gadolinium ou la même séquence de pouls utilisée pour l’angiographie IRM de la tête.1

L’IRM fonctionnelle (IRMf) est une modalité d’imagerie qui, jusqu’à récemment, était utilisée exclusivement comme outil de recherche; cependant, elle a maintenant été développée pour certaines applications cliniques limitées, mais croissantes 5 (Figure 4). Contrairement aux modalités d’IRM mentionnées ci-dessus, l’IRMf est optimisée pour mesurer la fonction (et non la structure) des zones et des circuits cérébraux. Ses séquences d’impulsions IRM sont conçues pour détecter le rapport entre l’oxyhémoglobine et la désoxyhémoglobine. Lorsqu’une zone cérébrale augmente son activité, par exemple dans le cadre d’une certaine tâche, elle augmente également ses besoins métaboliques et d’oxygénation. Dans ce contexte, 2 phénomènes se produisent en parallèle. Premièrement, parce que plus d’oxygène est utilisé, plus d’oxyhémoglobine est transformée en désoxyhémoglobine et la quantité absolue de désoxyhémoglobine augmente. Deuxièmement, parce que plus d’oxygène est nécessaire, un mécanisme neurovasculaire couplé est activé qui induit une vasodilatation locale dépendante de l’activité qui augmente le flux sanguin régional avec l’oxyhémoglobine. La somme des 2 processus induit une augmentation absolue et relative de l’oxyhémoglobine qui est en corrélation avec l’augmentation de l’activité cérébrale. Par conséquent, l’IRMf peut détecter dynamiquement les changements du flux sanguin régional et de la concentration d’oxyhémoglobine, et grâce à ces mesures, elle reflète les changements de l’activité cérébrale avec une bonne résolution spatiale.6

La spectroscopie par résonance magnétique est une application basée sur l’IRM utilisée pour mesurer les propriétés de relaxation de liaisons chimiques spécifiques au-delà des atomes d’hydrogène. Contrairement aux méthodes précédentes, il ne mesure pas l’ensemble du cerveau mais sélectionne une région prédéfinie et mesure les concentrations relatives de certains éléments chimiques ou molécules. La spectroscopie par résonance magnétique n’est donc pas utilisée pour mesurer la structure ou la fonction du cerveau, mais sa composition chimique. La méthode est largement utilisée dans la recherche mais trouve lentement sa place dans le cadre clinique pour la détection de tumeurs, de foyers épileptiques, de lésions vasculaires ou de zones de démyélinisation.7

La tomographie par émission de positons (TEP) est une technique de diagnostic en médecine nucléaire utilisée pour obtenir des scanners cérébraux fonctionnels, similaire à l’IRMf et différente des tomodensitogrammes et IRM standard qui fournissent des informations structurelles. La technique TEP peut être utilisée pour mesurer 3 variables principales: le flux sanguin régional, les changements métaboliques et la dynamique des neurotransmetteurs. De nouvelles approches expérimentales sont en cours de développement pour identifier des mécanismes biologiques plus sophistiqués, tels que la synthèse des protéines, les systèmes de second messager et l’expression des gènes.8 Contrairement à l’IRMf, qui est également une modalité de neuroimagerie fonctionnelle, la TEP nécessite l’injection d’une substance radioactive ou radiopharmaceutique qui sera distribuée sélectivement dans le cerveau (et tous les autres organes), tout en émettant de l’énergie sous forme de photons γ. L’absorption, la distribution et le lavage régionaux de ces photons peuvent être quantifiés à l’aide des bobines de récepteurs spéciales présentes dans le scanner, et les informations calculées peuvent être utilisées pour obtenir des images tomographiques du cerveau qui identifient la variable neurobiologique d’intérêt (par exemple, le flux sanguin, l’absorption du glucose, la densité des récepteurs de la dopamine).

La tomographie par émission de positons nécessite des isotopes émettant des positons d’éléments chimiques appelés nucléides radioactifs. Les nucléides sont créés dans un cyclotron en ajoutant des charges positives au noyau d’éléments chimiques couramment présents dans les molécules organiques, tels que le 11-carbone (11C), le 15-oxygène (15O), le 18-fluor (18F) et le 13-azote (13N). Avec ces nucléides, on peut alors créer des produits radiopharmaceutiques, qui sont des molécules d’importance biologique qui portent 1 de ces éléments radioactifs et émettent donc de l’énergie radioactive (photons γ). Comme le nucléide a un excès de protons, il libère une particule chargée positivement (un positron) afin de revenir à un état plus stable. Ce positron entre en collision avec les électrons chargés négativement qui entourent le noyau et, à la suite de cette collision (un événement d’annihilation), 2 photons γ sont créés. Ces 2 photons γ sont propulsés dans des directions opposées (180°) l’un de l’autre après la collision jusqu’à ce qu’ils arrivent aux détecteurs de la caméra PET. Les détecteurs de la caméra PET qui sont situés à l’opposé les uns des autres sont connectés et synchronisés dans un circuit de coïncidence, de sorte que lorsqu’ils reçoivent tous deux un photon γ dans une fenêtre temporelle donnée, il peut être identifié comme le résultat d’un événement d’annihilation qui s’est produit en un point spécifique du vecteur qui relie les 2 détecteurs. Les algorithmes de reconstruction d’images peuvent identifier la position exacte où la collision s’est produite et l’illustrer dans l’image tomographique du cerveau.

La nature et la conception chimique du produit radiopharmaceutique déterminent la fonction biologique qui peut être mesurée. Afin de mesurer le flux sanguin, on peut choisir 15O qui a une demi-vie courte (environ 2 minutes) et peut être utilisé pour créer des molécules d’eau radioactives (H215O) qui sont injectées par voie intraveineuse. On peut également utiliser 15O pour créer du dioxyde de carbone radioactif (C15O2), qui peut être inhalé. Pour mesurer l’activité métabolique, on peut créer et marquer radioactivement un composé que les cellules confondront avec le glucose (18F-fluorodésoxyglucose ou 18F-FDG). Le FDG sera absorbé et phosphorylé dans les cellules tout comme le glucose, mais ne sera pas traité davantage dans les voies métaboliques et restera donc piégé dans la cellule. Fait important, le FDG sera absorbé proportionnellement aux besoins métaboliques des cellules, tout comme le glucose. En conséquence, les neurones métaboliquement hyperactifs (comme ceux d’un foyer ictal) piégeront plus de composés radioactifs, et les neurones hypoactifs (comme ceux des zones de neurodégénérescence) émettront une plus faible proportion de photons γ. Ces changements seront reflétés dans les cartes cérébrales.

Les modifications du flux sanguin régional ou du métabolisme peuvent être utilisées comme mesures indirectes de l’activité cérébrale, qui peuvent également être mesurées avec d’autres modalités (telles que l’IRMf). Néanmoins, l’application unique aux techniques de médecine nucléaire est l’évaluation de la dynamique des neurotransmetteurs. Un radioligand est un type spécifique de radiopharmaceutique conçu pour avoir une grande affinité pour une cible d’intérêt et une affinité beaucoup plus faible pour toutes les autres cibles, de sorte qu’il sera rapidement éliminé de la circulation sanguine et d’autres structures, mais restera attaché (et détectable) à la cible, généralement un récepteur de neurotransmetteur. Le radioligand doit également pouvoir traverser la barrière hémato-encéphalique et être biologiquement inactif.8

La tomodensitométrie à émission unique de photons (TEP) est également une modalité de médecine nucléaire, mais elle diffère de la TEP par les réactions physiques et les particules émises. Les nucléides SPECT eux-mêmes (par opposition aux positrons émis) entreront en collision avec des électrodes locales pour devenir plus stables, et cette réaction émettra un seul photon (pas 2 photons comme dans le PET). La technique SPECT a une résolution spatiale et une sensibilité pires que la TEP, ce qui est le plus évident dans les structures profondes dans lesquelles la TEP est supérieure. En outre, la SPECT est moins polyvalente, car elle ne peut pas utiliser la riche variété de nucléides qui permettent à la TEP de mesurer un large éventail de processus biologiques. Néanmoins, le SPECT est beaucoup moins cher et généralement plus couramment disponible. Les coûts plus élevés de la TEP sont dus à différentes variables, mais surtout à la nécessité de disposer d’un cyclotron et de capacités de synthèse radiopharmaceutique sur site (compte tenu de la courte demi-vie de ses produits). En revanche, les composés SPECT peuvent être synthétisés hors site. Les éléments couramment utilisés dans SPECT sont le technétium (99 mTc), l’iode (123I) ou le xénon (133Xe). Ces nucléides peuvent être attachés à des molécules biologiques pour créer des produits radiopharmaceutiques SPECT, mais l’ajustement est plus difficile, car le technétium, l’iode ou le xénon ne sont pas naturellement présents dans les produits biochimiques courants.8