Imagerie de la perfusion et du métabolisme cérébral Brain perfusion

Annales Françaises d’Anesthésie et de Réanimation 25 (2006) 722–728
http://france.elsevier.com/direct/ANNFAR/
Réunion de neuroanesthésie–réanimation
Imagerie de la perfusion et du métabolisme cérébral
☆
Brain perfusion and metabolism imaging techniques
J.-F. Payen a,*, V. Lefournier b, E. Barbier c, F. Dardérian a, B. Fauvage a, J.-F. Le Bas b
a
Département d’anesthésie–réanimation, hôpital Michallon, BP 217, 38043 Grenoble cedex 09, France
b
Service de neuroradiologie, hôpital Michallon, BP 217, 38043 Grenoble cedex 09, France
c
Inserm, UM 594, neuro-imagerie fonctionnelle et métabolique, hôpital Michallon, BP 217, 38043 Grenoble cedex 09, France
Disponible sur internet le 15 mai 2006
Résumé
Depuis plusieurs années, la mise à disposition des cliniciens de nouvelles techniques d’imagerie cérébrale a permis de mieux comprendre la
physiopathologie du cerveau, d’améliorer la performance diagnostique, voire de modifier la stratégie thérapeutique. Des gains notables dans la
résolution spatiale et temporelle rendent aujourd’hui possible l’obtention d’images de la perfusion et du métabolisme cérébral chez l’homme.
Dans cette mise au point, l’accent sera mis sur quatre techniques dont les applications médicales peuvent concerner les patients de neuroréanimation : la tomodensitométrie (TDM) de perfusion, l’IRM de perfusion, la tomographie d’émission de positons (PET-scan) et l’imagerie spectroscopique RMN. Outre leur principe théorique, chacune de ces techniques possède des avantages et des limites qu’il importe de connaître. Des
champs d’utilisation préférentielle sont possibles, en tenant compte du niveau d’information délivré par chaque technique, de son accessibilité
dans la pratique quotidienne, et de la fenêtre d’observation la plus pertinente dans l’histoire du patient.
© 2006 Elsevier SAS. Tous droits réservés.
Abstract
Due to recent efforts in improving spatial and temporal resolution in imaging techniques, it is now possible to get relevant information about
brain perfusion and metabolism in humans. This information can significantly impact on brain pathophysiology, diagnosis assessment and therapy options, particularly in patients having brain ischemia. Among these imaging and metabolism techniques are dynamic perfusion computed
tomography, perfusion MRI, positron emission tomography and NMR spectroscopic imaging. The goal of this article is an overview of these four
techniques, with their own technical description, advantages and drawbacks. Details are provided about brain parameters given by each technique
and their clinical relevance, the accessibility of the technique in the emergency setting and the optimal window to use it during the patient’s
evolution.
© 2006 Elsevier SAS. Tous droits réservés.
Mots clés : Résonance magnétique nucléaire ; Tomographie d’émission de positons ; Tomodensitométrie ; Spectroscopie RMN ; Métabolisme cérébral ; Perfusion
cérébrale ; Débit sanguin cérébral ; Volume sanguin cérébral ; Temps de transit moyen
Keywords: Computed tomography; Magnetic resonance imaging; Magnetic resonance spectroscopy; Positron emission tomography; Brain perfusion; Brain
metabolism
1. Introduction
☆
Travail présenté lors des XXVIIes Journées de l’association de Neuroanesthésie-réanimation de langue française, Toulouse, les 17 et 18 novembre 2005.
* Auteur correspondant.
Adresse e-mail : [email protected] (J.-F. Payen).
0750-7658/$ - see front matter © 2006 Elsevier SAS. Tous droits réservés.
doi:10.1016/j.annfar.2006.03.032
Depuis des années, un effort considérable a été effectué
dans les techniques d’imagerie afin de mieux comprendre la
physiopathologie des lésions cérébrales, d’améliorer la performance diagnostique et, le cas échéant, d’orienter la stratégie
thérapeutique. Grâce à une résolution temporelle et spatiale
sans cesse améliorée, il est désormais possible d’obtenir des
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informations quantitatives sur la perfusion et le métabolisme
cérébral chez le patient en situation d’agression cérébrale. Le
point commun de ces techniques d’imagerie est leur caractère
non invasif, au sens où aucune implantation d’un capteur intracrânien n’est nécessaire pour obtenir une information sur la
perfusion ou sur le métabolisme cérébral. De nombreuses techniques d’imagerie de la perfusion cérébrale existent, applicables chez l’homme, dont la pertinence a été récemment analysée [1]. Pour le patient en situation d’agression cérébrale
(accident vasculaire cérébral, traumatisme crânien, hémorragie
sous-arachnoïdienne), la tomodensitométrie (TDM) de perfusion prend une place de plus en plus importante. D’un accès
moins facile, trois autres techniques sont possibles : l’IRM de
perfusion (gadolinium, marquage artériel), la tomographie
d’émission de positons (PET), outil d’analyse de la perfusion
et du métabolisme cérébral, et l’imagerie métabolique par spectroscopique RMN (SRM). Enfin, la tomodensitométrie au
xénon stable (TDM-Xe) et la tomographie d’émission monophotonique (SPECT) ont vu leur intérêt progressivement diminué. Le Tableau 1 résume les principales caractéristiques de
ces techniques. Les quatre premières techniques (TDM de perfusion, IRM de perfusion, PET, SRM) font l’objet de cette
mise au point, avec une présentation pour chacune d’elles de
son principe de fonctionnement, de ses avantages et de ses limites, et de son domaine d’application clinique. Une attention
particulière sera donnée à l’accessibilité de la technique en pratique quotidienne, à la qualité des informations fournies et au
meilleur moment dans l’histoire du patient de les obtenir.
723
2. Tomodensitométrie de perfusion
l’iode. Une information sur des paramètres hémodynamiques
cérébraux est ainsi disponible, dont la lecture est rendue facile
par des cartes fonctionnelles en couleurs. L’acquisition se fait
grâce à un scanner en mode dynamique, à raison d’une à quatre
coupes jointives pendant 40 secondes (une image par seconde
ou toutes les deux secondes), pendant l’injection périphérique
intraveineuse d’un agent de contraste iodé (40 ml) à un faible
débit d’injection (4 ml/s). Le logiciel de perfusion permet à
l’utilisateur de traiter une série temporelle d’images dynamiques, à partir de l’évolution de la valeur des unités Hounsfield
de chaque voxel pendant l’administration de l’agent de
contraste. Des paramètres de la perfusion cérébrale sont calculés selon un modèle mathématique (pente maximale, volume
central) en ayant défini une fonction d’entrée artérielle (le signal en provenance d’une artère dans l’image, généralement
l’artère cérébrale antérieure) et/ou une fonction de sortie veineuse (généralement le sinus sagittal supérieur) du produit de
contraste. Les quatre paramètres essentiels de la perfusion cérébrale sont : le temps de transit moyen (TTM, en secondes), le
volume sanguin cérébral (VSC, en ml/100 g de tissu), le débit
sanguin cérébral (DSC, en ml/100 g de tissu par minute), le
temps du pic maximal de contraste (TTP, en seconde). Le
DSC est calculé à partir de la mesure du TTM et du VSC,
selon l’équation : DSC = VSC/TTM. Une zone d’hypoperfusion cérébrale se traduit alors par un allongement du TTM,
qui est une donnée très sensible à comparer au TTM des zones
saines (miroir) ; si cet allongement du TTM est associé à une
augmentation du VSC, il s’agit probablement d’une zone de
pénombre avec conservation d’une autorégulation. La Fig. 1
donne un exemple d’image acquise par cette technique.
2.1. Principes généraux
2.2. Avantages et limites
Le principe de la tomodensitométrie (TDM) de perfusion est
fondé sur l’analyse de l’évolution du contraste lors du premier
passage d’un bolus intravasculaire d’un agent non diffusible,
La TDM de perfusion est accessible même en urgence et
peut s’intégrer dans le bilan lésionnel initial du patient fait avec
la TDM conventionnelle ; elle fournit des données régionales et
Tableau 1
Principales caractéristiques des techniques d’imagerie de la perfusion cérébrale [1]
Agent de contraste
Radiation ionisante
Durée examena
Intervalle entre 2 examens
Paramètres mesurés
Valeurs absolues
Influence gros vaisseaux
Variabilité
Résolution spatiale
Indications cliniques
Disponibilité pour l'urgence
TDM–perfusion
Iode
2–3 mSv
5–10 min
10 min
DSC, VSC TTM
Oui
Oui
10–15 %
1–2 mm
AVC
Traumatisme
Vasospasme
Tumeurs
TDM–Xénon
Xénon stable
3,5–10 mSv
20 min
20 min
DSC
Oui
Non
12 %
4 mm
AVC
Traumatisme
Vasospasme
Épilepsie
IRM–Gadolinium
Gadolinium
Non
5–10 min
25 min
DSC, VSC, TTM
Non
Oui
10–15 %
2 mm
AVC
Tumeurs
Vasospasme
Oui
Oui
Possible
IRM–MSA
Non
Non
10–15 min
0 min
DSC
Oui
Non
10 %
2 mm
AVC
Tumeurs
Dégénératif
Épilepsie
Fonctionnel
Possible
PET
O2, C15O2, H215O2
0,5–2 mSv
10–20 min
10 min
DSC, VSC, EO2, glu
Oui
Non
5%
4–6 mm
AVC
Psychiatrie
Épilepsie
Tumeurs
Fonctionnel
Non
15
SPECT
Tc-HMPAO,
3,5–12 mSv
15–20 min
10 min
DSC
Non
Non
10 %
4–6 mm
AVC
Traumatisme
Psychiatrie
Épilepsie
Fonctionnel
Possible
99m
133
Xénon
VSC : volume sanguin cérébral ; DSC : débit sanguin cérébral ; EO2 : extraction d’oxygène ; Glu : glucose ; TTM : temps de transit moyen ; MSA : marquage
des spins artériels ; mSv : millisievert.
a
La durée d’examen correspond à la somme du temps d’acquisition et du temps d’analyse.
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Fig. 1. Fenêtre de visualisation des quatre cartes de perfusion acquises par TDM de perfusion chez une patiente ayant eu une hémorragie sous-arachnoïdienne par
rupture d’anévrisme sylvien droit clippé, en phase vasospasme (j10). L’analyse de la perfusion montre une zone d’hypoperfusion dans le territoire sylvien droit
(flèche blanche) : diminution du débit sanguin cérébral (DSC) de plus de 50 %, allongement du temps de transit moyen (TTM) et du temps du pic maximal de
contraste (TTP), volume sanguin cérébral (VSC) peu modifié.
absolues de perfusion cérébrale [2]. Ces propriétés sont des
atouts majeurs par rapport aux autres techniques. Dans de bonnes conditions d’acquisition et d’analyse, la TDM de perfusion
donne des résultats précis et fiables, validés par rapport à la
TDM-Xe et à l’IRM de perfusion [3,4]. Les résultats de la
TDM de perfusion sont disponibles en quelques minutes. Cependant, la variabilité de l’examen n’est pas négligeable (10–
15 %), et le champ anatomique exploré reste faible pour le
moment (une zone de 20 mm d’épaisseur avec un équipement
à quatre barrettes de détection, une zone de 80 mm avec un
équipement à 16 barrettes). Les gros vaisseaux et les pixels à
VSC élevés (supérieurs à 9 ml/100 g) influencent les calculs,
ce qui nécessite de les éliminer. En outre, cet examen nécessite
une injection d’iode et délivre une dose d’irradiation de l’ordre
de 2 mSv, ce qui reste du même ordre qu’en TDM conventionnelle.
2.3. Applications cliniques
Les premières applications de la TDM de perfusion ont
concerné les patients ayant un accident vasculaire cérébral
(AVC) ischémique, susceptibles d’un traitement thrombolytique. La détermination des territoires ayant une ischémie ré-
versible (pénombre) et ceux ayant un infarctus massif avec
risque de transformation hémorragique doit être rapide et précise. Dans ce cadre, l’examen de référence est l’IRM de diffusion, mais la TDM de perfusion s’est peu à peu imposée
comme une alternative précise et fiable [5]. Ainsi, le choix de
seuils pour le DSC (–34 % par rapport aux zones saines) et
pour le VSC (2,5 ml/100 g) a permis d’identifier les zones de
pénombre et les zones d’infarctus, avec des résultats très corrélés à ceux de l’IRM de perfusion–diffusion [6]. D’autres études
ont montré que le TTM était aussi un paramètre sensible pour
apprécier la perfusion cérébrale, en prenant un seuil de six secondes [7].
Le vasospasme complique plus de 50 % des hémorragies
sous-arachnoïdiennes (HSA) par rupture d’anévrisme et s’accompagne dans 20 à 40 % des cas d’une ischémie cérébrale
retardée. Chez dix patients ayant une HSA avec persistance
de troubles neurologiques après exclusion de l’anévrisme, la
TDM de perfusion a permis d’affiner le diagnostic en documentant selon les cas un vasospasme sans ischémie, une ischémie ou une hyperhémie [8]. L’apport de cette technique par
rapport à l’artériographie conventionnelle, examen de référence
du vasospasme artériel, doit être évalué. Mais la possibilité de
répéter l’analyse à intervalles réguliers des mêmes régions d’in-
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térêts (ROI) devrait faciliter la stratégie thérapeutique : indication d’artériographie et de traitement endovasculaire, intensité
et durée du traitement médical.
En neurotraumatologie, la TDM de perfusion devrait avoir
un impact important. Ainsi, la présence de zones avec des faibles valeurs de VSC dès l’admission a été un des facteurs indépendants de mauvais pronostic à trois mois d’un traumatisme
crânien sévère [9]. Cet examen a permis de faire une évaluation
précoce du statut hémodynamique de 61 patients traumatisés
crâniens sévères, en distinguant ceux qui avaient une faible
relation entre pression de perfusion cérébrale et paramètres
TDM de perfusion (autorégulation probablement conservée)
et ceux qui avaient une relation étroite entre ces deux entités
(autorégulation probablement altérée) [10]. En somme, malgré
des imperfections, la TDM de perfusion devient un outil d’évaluation de la perfusion cérébrale, disponible précocement
pour les traumatisés crâniens et pour le suivi des patients ayant
une HSA.
725
le produit de contraste sous forme de bolus, et en analysant les
variations de signal RMN grâce à des techniques d’imagerie
rapide (séquences en écho de gradient), on peut calculer une
carte d’index de VSC. En mesurant la fonction d’entrée artérielle, on peut obtenir une carte d’index de DSC. Mais l’obtention de valeurs quantitatives du DSC est difficile du fait de la
relation complexe, non linéaire, entre le signal du sang et la
concentration en agent de contraste.
Le marquage des spins artériels (MSA) repose sur la détection d’eau endogène marquée magnétiquement. La modification de l’aimantation de l’eau artérielle (inversion) induit une
réduction de quelques pour cent du signal RMN dans le tissu
analysé. Cette modification d’aimantation est directement liée
au DSC sur une cartographie en T1. De nombreuses manières
de réaliser l’expérience de marquage des spins artériels ont été
décrites [13]. Dans tous les cas, un volume de sang est marqué
avant d’irriguer le tissu d’intérêt, soit par un marquage pulsé
des spins artériels, soit par un marquage continu.
2.4. TDM au xénon stable
3.2. Avantages et limites
La TDM de perfusion est à distinguer de la TDM au xénon
stable (xénon naturel). Celle-ci a été l’examen de référence
pendant plus de 20 ans pour estimer le DSC chez l’homme.
Après inhalation de xénon (28 à 30 % de fraction inspirée),
le DSC est calculé selon l’équation modifiée de Kety-Schmidt,
qui tient compte du coefficient de partition entre le sang et le
cerveau puisque le xénon stable est diffusible, et de la fonction
d’entrée artérielle estimée par la fraction expirée de xénon. Cependant, des effets indésirables (sédation, nausées), une grande
sensibilité aux mouvements du patient et une faible résolution
spatiale ont rendu cette technique de moins en moins utilisée.
Une étude récente a rapporté l’effet propre du xénon inhalé sur
le DSC (+12 %) chez des patients ventilés après TC ou HSA,
ainsi qu’une forte variabilité inter- et intra-individuelle (20 à
40 %) [11].
3. IRM de perfusion
3.1. Principes généraux
Comme la TDM de perfusion, l’IRM de perfusion repose
sur la détermination de la quantité d’un traceur sanguin qui
circule dans un volume de tissu donné, pendant un temps
donné en IRM, le signal est celui de l’eau [12]. Un agent de
contraste (gadolinium) peut être injecté pour modifier le signal
de l’eau (traceur exogène). Cette approche est aujourd’hui privilégiée en clinique. L’eau peut aussi être marquée magnétiquement (traceur endogène) ; c’est le marquage des spins artériels (MSA).
La présence d’un agent de contraste paramagnétique dans le
compartiment vasculaire induit un gradient de susceptibilité
magnétique entre le compartiment vasculaire et le compartiment tissulaire. Pour un voxel contenant un faible volume sanguin (inférieur à 4 %), la variation du signal RMN est proportionnelle à la concentration en agent de contraste. En injectant
Après injection intraveineuse de gadolinium, l’analyse du
passage de l’embole est riche en informations, déjà décrites
avec la TDM de perfusion : TTM, TTP, VSC, index de DSC,
extravasation de la BHE. Mais ici, l’analyse est semi-quantitative : des cartographies de ces paramètres permettent une comparaison entre des régions lésées et des régions saines. Cette
technique présente l’avantage de produire des données avec
un bon rapport signal sur bruit en un minimum de temps
(< 1 minute). Elle est possible sur tous les imageurs cliniques
de 1,5 Tesla, et présente l’avantage d’une association possible
avec d’autres méthodes IRM pour améliorer la performance
diagnostique : cartographies quantitatives T1 et T2, imagerie
de diffusion, spectroscopie RMN. Cependant, les situations
de bas débit sanguin cérébral (DSC inférieur à 8 ml/100 g par
minute) et de rupture de la BHE (extravasation de l’agent de
contraste) ne permettent pas des mesures fiables du DSC.
En ce qui concerne le MSA, l’analyse repose sur des différences faibles d’aimantation de l’eau entre avant et après marquage, ce qui impose des images avec un excellent rapport signal sur bruit. La méthode est prise en défaut en cas de bas
débit (inférieur à 10 ml/100 g/min) et d’hyperhémie (supérieur
à 150 ml/100 g/min). Cependant, le MSA produit des cartes de
DSC sans être influencé par le signal des gros vaisseaux. L’absence d’injection intraveineuse rend cette approche acceptable
chez l’enfant, voire in utero, et permet de répéter sans délai les
mesures. Par ailleurs, la vitesse d’échange de l’eau au travers
de la BHE reste mal connue et pourrait influencer les mesures.
Une comparaison entre le MSA et le PET (H215O2) chez des
volontaires a donné une bonne concordance des mesures, principalement dans la substance grise [14]. Cela étant, la principale limite des examens IRM réside dans l’accessibilité du plateau technique et dans les contraintes liées aux champs
magnétiques de haute intensité.
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3.3. Applications cliniques
Les domaines de prédilection de l’IRM de perfusion sont les
tumeurs et les accidents vasculaires cérébraux (AVC). La nature des tumeurs (gliome de bas ou de haut grade), leur réponse
au traitement (récidive ou radionécrose), la distinction avec un
abcès cérébral sont des exemples qui font largement appel à
cette technique. Dans de nombreux centres, l’indication d’un
traitement thrombolytique en cas d’AVC ischémique repose
sur un examen par IRM de diffusion associé à une angiographie par IRM (angio-IRM) et/ou à une IRM de perfusion pour
préciser l’étendue de la zone à risque d’ischémie irréversible
[15]. L’association des deux examens IRM (diffusion + perfusion) a permis de préciser la nature exacte d’une détérioration
neurologique chez des patients de soins intensifs devant une
discordance entre les signes cliniques et la TDM conventionnelle [16]. Grâce à cette approche combinée, l’étendue des lésions ischémiques a été précisée chez des patients ayant un
vasospasme après HSA [17]. Pour le moment, aucune étude
clinique n’a été rapportée par IRM de perfusion après injection
de gadolinium chez des traumatisés crâniens. Pour le MSA,
moins utilisé en clinique, des travaux ont été conduits chez
des patients ayant eu un AVC ischémique, une tumeur, une
épilepsie, et en imagerie fonctionnelle grâce à la possibilité
de répéter facilement l’examen. Cette technique a permis de
quantifier les variations régionales du DSC chez le rat dans
un modèle de traumatisme crânien [18].
4. Tomographie d’émission de positons (PET)
4.1. Principes généraux
L’imagerie par PET repose sur l’administration de traceurs
exogènes radioactifs, marqués par des isotopes du carbone, de
l’oxygène ou du fluor, qui sont détectés par une caméra à positons. Selon l’isotope choisi, il est possible d’obtenir des informations sur la perfusion cérébrale (15O) ou sur le métabolisme du glucose (18F). Pour la mesure de la perfusion
cérébrale, le traceur peut être injecté en intraveineux (H215O)
et/ou inhalé (C15O2) pendant quelques minutes. Dans les deux
cas, il est nécessaire d’effectuer des prélèvements artériels de
manière simultanée pour connaître la fonction d’entrée artérielle et permettre le calcul des paramètres cérébraux. Ainsi,
cette technique permet la détermination régionale et absolue
du DSC, du VSC, de la consommation cérébrale d’O2
(CMRO2) et du coefficient d’extraction cérébrale en O2
(EO2). Le métabolisme cérébral régional du glucose (CMRglu)
est déterminé après injection intraveineuse du 18F-fluro-désoxyglucose (18F-FDG).
facteur limitant. L’irradiation corporelle après un examen PET
est d’environ 0,5 à 2 mSv, comparable à la TDM. La résolution
spatiale d’un examen PET (4–6 mm) est moins bonne qu’avec
l’IRM ou la TDM de perfusion ; il est souvent nécessaire de
projeter sur la cartographie en PET une image anatomique
(TDM, IRM). Néanmoins, il s’agit d’une technique dotée
d’une faible variabilité (5 %), permettant des résultats quantitatifs, ne subissant aucune influence des conditions locales de
perfusion (gros vaisseaux, hypoperfusion).
4.3. Applications cliniques
L’essentiel des études menées en PET concerne des affections chroniques : évaluation préopératoire d’une sténose carotidienne, tumeurs, épilepsie, démence, mouvements anormaux,
imagerie fonctionnelle. Dans le cadre de la recherche clinique,
la PET 15O a été utilisée pour l’étude de la perfusion régionale
chez des traumatisés crâniens. Il a été ainsi montré que l’hyperventilation (PaCO2 25–30 mmHg) pouvait réduire le DSC
sans altérer la consommation d’O2 en raison d’une meilleure
extraction d’O2, y compris dans les zones les plus à risque
d’ischémie [19]. Plus récemment, les seuils admis pour entraîner une ischémie cérébrale irréversible en pathologie neurovasculaire (DSC inférieur à 10 ml/100 g/min) ont été revus à la
hausse en pathologie traumatique (DSC 15 ml/100 g/min) [20].
La même équipe vient de montrer que l’augmentation de la
pression de perfusion cérébrale (de 70 à 90 mmHg) pouvait
augmenter le DSC et l’oxygénation cérébrale mesurée par la
pression intraparenchymateuse en O2 (PtiO2) et diminuer en
conséquence l’EO2 [21]. Cependant, l’examen par PET n’est
pas adapté à l’exploration en routine des patients en situation
d’agression cérébrale.
4.4. PET et SPECT
La PET est à distinguer de la tomographie d’émission monophotonique (SPECT), qui requiert l’injection intraveineuse
de traceurs (99mTc-HMPAO, 133Xenon) et une gamma-caméra
[22]. Son principal écueil réside dans sa faible résolution spatiale liée à la dispersion des photons, sa variabilité non négligeable (10 %) et l’absence de quantification des mesures régionales de DSC. La SPECT est surtout utilisée pour la
cartographie de récepteurs des neuromédiateurs. Quelques études ont été réalisées chez des traumatisés crâniens, ayant permis notamment de suivre l’évolution temporelle du DSC dans
les suites d’un traumatisme crânien grave [23].
5. Imagerie métabolique par spectroscopie RMN (SRM)
5.1. Principes généraux
4.2. Avantages et limites
La demi-vie rapide des traceurs radioactifs (deux heures
pour 18F, deux minutes pour 15O) nécessite leur préparation
quasi-instantanée par un accélérateur de particules (cyclotron),
sur le site même de l’utilisation pour l’15O, ce qui constitue un
La SRM exploite le principe général de l’IRM (perturbation
d’une aimantation dans un champ magnétique) tout en tenant
compte de l’environnement électronique des espèces biochimiques dans lesquelles se trouvent les noyaux de l’atome en résonance (spins). En effet, à chaque espèce biochimique corres-
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pond une fréquence de résonance très légèrement différente par
rapport à une autre, ce qui lui confère une « signature » particulière. Par conséquent, l’application d’une transformée de
Fourier sur le signal RMN d’un atome présent dans plusieurs
espèces biochimiques permet d’obtenir un spectre formé de
plusieurs pics. Chaque pic correspond à la fréquence de résonance d’une espèce biochimique par rapport à un pic de référence, exprimée en partie par million (ppm) ; l’intensité ou
l’aire de chaque pic correspond à la concentration de l’espèce
biochimique considérée. Les noyaux les plus étudiés dans le
cerveau par SRM sont ceux du proton (H1) en raison de son
abondance naturelle et de sa grande sensibilité, et du phosphore
(P31) en raison de son intérêt bioénergétique. La SRM H1 nécessite des méthodes d’acquisition RMN avec suppression du
signal de l’eau puisque les métabolites détectables sont en
faible concentration (mM). Le spectre typique du cerveau humain permet de détecter plusieurs résonances : le N-acétylaspartate (NAA), la choline, la créatine et phosphocréatine (PCr),
et le pic du lactate, négligeable en conditions normales. Le
spectre RMN P31 comporte plusieurs pics, attribués aux phosphomonoesters (PE), au phosphate inorganique (Pi), aux phosphodiesters, à la PCr, et aux trois groupements phosphate de
l’ATP. Pour obtenir une imagerie métabolique par SRM, il
existe plusieurs séquences d’acquisition du signal (par exemple, chemical shift imaging), qui permettent de construire des
cartographies des différents métabolites observés (NAA, lactate, choline). D’une durée d’acquisition de 10–20 minutes,
cette méthode rend « visible » des différences régionales de
métabolisme, par exemple, entre une lésion (tumeur, ischémie)
et un territoire sain.
5.2. Avantages et limites
Une quantification des différents métabolites par SRM H1
est possible à partir de l’intégration de l’aire sous la courbe
de chaque pic. Néanmoins, le spectre doit être de très bonne
qualité, avec un rapport signal/bruit supérieur à 3, une séparation nette des résonances de choline et de créatine et une suppression d’eau maximale. Comme il est difficile de calibrer
l’intensité des pics, cette quantification est relative, exprimée
sous la forme de rapport entre deux métabolites : NAA/créatine, NAA/choline. En raison de la faible concentration des
métabolites intracérébraux, la résolution spatiale de la SRM
est inférieure à celle de l’IRM puisque le voxel nominal mesure de 1 à 8 cm3 chez l’homme. La plupart des imageurs des
unités d’IRM (1,5 à 3 Tesla) sont dotés des antennes et des
logiciels spécifiques pour l’imagerie spectroscopique H1. Mais
la contrainte majeure de la SRM réside dans sa relative complexité et dépend étroitement du savoir-faire de l’équipe médicale.
Le phosphore une sensibilité plus faible par rapport au proton, ce qui nécessite l’accumulation de 60 à 120 scan pour
l’obtention d’un seul spectre (soit 10–20 minutes d’acquisition). Cette limite de sensibilité rend très difficile l’obtention
d’imagerie métabolique par SRM P31. Bien que la SRM P31
puisse mesurer in vivo le pH intracellulaire (pHi) [24], aucune
727
imagerie du pHi n’est possible pour le moment par SRM P31.
C’est pourquoi, une nouvelle approche a été récemment proposée, fondée sur le principe du transfert de magnétisation de
l’eau libre et de l’eau liée aux protéines, sensible au degré
d’acidité du milieu. Une cartographie du pH intracérébral a
été ainsi proposée sur un modèle animal à partir de l’imagerie
spectroscopique H1 [25].
5.3. Applications cliniques
Le domaine le plus prometteur pour l’imagerie métabolique
par SRM est sans aucun doute le traumatisme crânien (TC), en
raison de ses perturbations biochimiques diffuses et de l’existence potentielle de marqueurs biochimiques comme facteurs
prédictifs du devenir neurologique de ces patients. Avant le
premier mois post-traumatique (3–25 jours post-TC), il a été
ainsi rapporté une diminution du rapport NAA/choline mesuré
dans la substance blanche de la région frontale et une augmentation du rapport choline/créatine [26]. Dans ce travail, le rapport NAA/choline a été diminué au prorata de la sévérité du
TC (score de Glasgow initial entre 4 et 15). Au décours d’un
TC avec lésion axonale diffuse, les concentrations absolues de
NAA et de créatine, mesurées dans les substances blanche et
grise, ont été liées aux résultats de tests cognitifs [27]. Des
conclusions comparables ont été faites auprès de 40 enfants
victimes d’un TC récent (1–16 jours) [28]. Un suivi longitudinal a été effectué dans trois études, permettant de tester la pertinence d’une information biochimique précoce et répétée sur
le devenir neurologique : à 45 jours et à six mois post-TC [29],
à 45 jours, à trois et à six mois [30], à 12 jours et à six mois
[31]. Dans ces travaux, la détermination précoce du NAA et de
la choline a été bien corrélée aux tests neurofonctionnels.
L’évolution temporelle des pics de NAA et de choline a été
conforme au rôle biochimique supposé pour ces deux métabolites : viabilité neuronale (NAA), réaction gliale (choline). Enfin, une seule étude a été menée par SRM en dehors du
contexte du TC : l’importance du pic de lactate et la réduction
du pic de NAA ont été liées au degré de sévérité l’atteinte
clinique après HSA [32]. Malgré ces résultats prometteurs,
l’utilisation de l’imagerie par SRM comme outil de prédiction
du statut neurologique en neurotraumatologie est encore prématurée [33]. En effet, plusieurs points méthodologiques doivent être résolus, auxquels s’ajoutent la contrainte des champs
magnétiques et l’accessibilité du plateau technique : le choix
d’une population appropriée de TC (typiquement les lésions
axonales diffuses), la fenêtre d’observation la plus pertinente
(par exemple, le premier mois post-TC), le choix de la région
d’intérêt (substance blanche ou grise), la méthode de quantification absolue du signal RMN. En aucun cas, l’imagerie métabolique par SRM n’est un examen dédié pour l’urgence.
6. Conclusion
Il est désormais possible de quantifier la perfusion et le métabolisme cérébral chez l’homme par différentes techniques
d’imagerie. Chaque technique a ses avantages et ses limites,
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J.-F. Payen et al. / Annales Françaises d’Anesthésie et de Réanimation 25 (2006) 722–728
et son recours dépend aussi de l’expertise de l’équipe médicale
et de son environnement. Néanmoins, la TDM de perfusion
offre des avantages en termes d’accessibilité et de pertinence
diagnostique qui devrait lui conférer un intérêt particulier pour
les patients de neuroréanimation (traumatisme crânien, HSA).
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