Problématique

5.2 Modification de la séquence PRESS de Bruker . . . 135 5.2.1 Problème rencontré avec la séquence du constructeur . 135 5.2.2 Solution proposée . . . 137 5.3 Validation de la méthode LOREEDE . . . 141 5.3.1 Validation sur objets-tests . . . 141 5.3.2 Validation in vivo sur modèle animal : étude préliminaire144 5.4 Conclusion . . . 147

La plus value de la SRM par rapport à l’IRM est la possibilité d’observer si- multanément, tout en les dissociant les uns des autres, les signaux issus de tous les métabolites présents dans l’échantillon étudié. Dans le cas des lipides hépatiques, la contribution de chaque groupement chimique des molécules d’AG présents dans le tissu biologique est distinguée. Ceci permet la quantification de la composition en AG des lipides (cf chapitre 4), en plus de la mesure de la fraction lipidique (FL), utilisée pour le diagnostic d’une stéatose. Dans le but d’effectuer un diag- nostic plus précis sur les causes de cette stéatose, ou pour assurer le suivi d’un patient lors d’un traitement ou d’un régime, un intérêt grandissant est porté au développement de la quantification de la composition en AG des lipides hépatiques. Différents algorithmes de quantification des AG ont été proposés ayant chacun une application précise (cf chapitre 4), et une harmonisation du protocole d’acquisition des spectres de SRM pour la quantification des résonances lipidiques a été propo- sée dans l’étude présentée au chapitre 3. Cependant, lors de ces diverses études, il a été observé que la quantification de la composition des lipides hépatiques n’est pas réalisable pour des fractions lipidiques faibles.

La mesure du temps de relaxation T1 de ces résonances peut être d’intérêt lors de

certaines acquisitions de SRM dans le cas où une correction en T1 est nécessaire

avant la quantification comme exposé précédemment dans le chapitre 4. La mesure du T1 des résonances de l’eau et des lipides hépatiques pourrait également présen-

ter un intérêt pour le diagnostic de la stéatose. En effet, une précédente étude a montré, sur des objets-tests, une variation de ce paramètre intrinsèque de la RMN, en fonction de la FL [21]. Notre hypothèse, dans le cas où ces résultats seraient vérifiés in vivo, est que le T1 de la résonance de l’eau pourrait être un biomarqueur

de la stéatose.

Dans ce chapitre, la problématique de la mesure in vivo du temps de relaxation T1

est présentée et des développements méthodologiques pour son application dans un contexte pré-clinique sont exposés. Enfin, des tests de validation sur objets-tests et une évaluation préliminaire in vivo sont détaillés.

5.1

Mesure in vivo du temps de relaxation

_T

5.1.1

Problématique

La méthode de référence pour la mesure du T1 par SRM est l’acquisition de

la composante longitudinale de l’aimantation propre à chaque groupement de mo- ments magnétiques nucléaires, et donc à chaque groupement chimique. Cependant, cette méthode est inapplicable in vivo pour deux raisons :

— elle est coûteuse en temps, avec un temps d’acquisition pouvant dépasser vingt-cinq minutes ;

— la nécessité de synchroniser l’acquisition sur la fréquence respiratoire affecte le T R réellement appliqué (T Ref f ectif) lors de l’acquisition.

En effet, les acquisitions de SRM sont souvent longues par rapport aux acqui- sitions d’IRM. Par exemple, pour la mesure du T1 du tissu hépatique in vivo chez

la souris sur une installation à 4,7 T, l’acquisition d’IRM durera environ 10 min. Ceci correspond approximativement à la durée de l’acquisition du spectre de SRM avec le T R le plus long (généralement 5T1) suffisamment accumulé pour l’obtention

d’un SNR approprié à la quantification de la majorité des résonances lipidiques, sachant que d’autres acquisitions avec des T R plus courts sont nécessaires. Cepen- dant, il est important de noter que la SRM permet d’envisager la mesure du T1 de

chaque résonance lipidique alors l’IRM ne propose qu’une mesure du T1 du tissu

hépatique dans sa globalité.

Si le coût en temps est un frein à la mesure du T1 in vivo, le principal obstacle

est le fait que le T R appliqué lors d’une acquisition doit être parfaitement connu dans le but de recaler les données obtenues sur une courbe de recroissance de l’ai- mantation en T1. Or, lors de l’utilisation de la synchronisation de l’acquisition sur

la fréquence respiratoire (figure 5.1), une accumulation de la séquence sera lancée après un front montant du schéma de respiration et sera suivie d’autres accumu- lations de façon à n’acquérir le signal que sur le palier haut de la respiration. Si un front descendant arrive au moment où l’accumulation suivante doit être lan- cée, l’acquisition est mise en pause jusqu’au prochain front montant. Ceci aura pour effet d’augmenter la valeur du T R, au moins pour quelques accumulations, entraînant une surévaluation du signal en fin d’acquisition, et donc un biais dans la mesure du T1, surtout dans le cas d’un T R court. Cependant, l’acquisition du

signal sans utilisation de la synchronisation n’est pas envisageable. Dans ce cas, les accumulations seraient réalisées avec le T R consigne, mais certains signaux seraient issus de zones hors du voxel d’intérêt n’ayant pas atteint le régime d’équi- libre, d’où une surévaluation du signal final (figure 5.1).

Figure 5.1 – _{Schématisation de la synchronisation des acquisitions sur la fréquence}

respiratoire. Avec l’utilisation de la synchronisation, les acquisitions sont déclenchées après un front montant du schéma respiratoire. La prochaine accumulation est déclenchée à suivre si le T R est suffisamment court pour que toute la séquence tienne sur le palier de la respiration, sinon le prochain front montant est attendu, entraînant un T Ref f ectif

plus long, mais une amplitude du signal stable. Sans synchronisation, les accumulations s’enchaînent, certaines réalisant une acquisition sur un palier bas de la respiration et donc un voxel différent. Une amplitude plus élevée du signal est alors observée, issue d’un voxel dont l’aimantation n’a pas atteint le régime d’équilibre. Le T Ref f ectif entre les

deux accumulations dont le signal est acquis sur les paliers hauts de part et d’autre du palier bas est alors plus élevé que le T R consigne, provoquant une aimantation du voxel d’intérêt plus élevée que lors du régime d’équilibre.

Une étude récente publiée par Hamilton et al. [100] présente l’utilisation d’une séquence STEAM modifiée dans le but d’acquérir plusieurs spectres de SRM, avec différents T E et T R, au cours d’une seule apnée du patient. Ceci permet une réduc- tion considérable du temps d’acquisition, et a surtout l’avantage de ne pas avoir à répéter plusieurs acquisitions lors de plusieurs apnées comme cela a été utilisé dans d’autres études [12,19], pouvant induire une mesure de ces signaux dans des voxels légèrement différents. De plus, une mesure simultanée du T1, du T2 et de la PDFF

(Proton Density Fat Fraction en anglais) est effectuée à partir des données issues de cette nouvelle séquence. Malgré tous ces avantages, un inconvénient majeur à l’application de cette méthode en clinique est la non disponibilité de la séquence, de manière native, sur les spectromètres imageurs hospitaliers. Cette méthode ne sera, en revanche, pas applicable dans le cadre d’une étude pré-clinique puisqu’une apnée de l’animal n’est pas envisageable.

L’objectif des développements méthodologiques présentés dans ce chapitre a donc été de mesurer le T1 de l’eau et de la résonance majeure des lipides (Lip13 ) par

SRM, de façon rapide et en utilisant les séquences fournies par le constructeur du spectromètre imageur utilisé.