La carcinogenèse et les caractéristiques des cellules cancéreuses

L’IRM Un peu d’Histoire

L’arrivée de l’IRM en routine clinique est relativement récente. En effet, cette technique fait son apparition dans les établissements sanitaires des Etats-Unis au début des années 1980 avant de se propager progressivement dans les autres continents (Kastler, Vetter, Patay & Germain, 2011). La célèbre séquence d’IRM connue sous le nom d’écho de spin fut découverte en 1949 par le physicien Erwin Hahn. Ce n’est qu’aux alentours des années 1970 que Raymond Damadian, scientifique américain, constate que les T1 et T2 sont en réalité variables entre les tissus sains et les tissus cancéreux, ce qui « engendre déjà un engouement clinique pour cette technique » (Kastler et al., 2011). Il aura fallu attendre 1977 pour obtenir la première image du corps humain qui a été acquise en environ quatres heures de temps. Suite à cela, le britannique Peter Mansfield développa « une technique d’imagerie ultrarapide qui ne cessera de s’améliorer : l’échoplanar » (Kastler et al., 2011). Il fut récompensé en 2003, en recevant le prix Nobel de médecine. L’imagerie par résonance magnétique est, comme le désigne son nom, une technique radiologique utilisant uniquement les propriétés magnétiques de la matière, plus précisément celle des noyaux d’hydrogène, à l’acquisition d’images en coupes du corps humain en deux ou en trois dimensions. En effet, l’organisme possède une composition chimique d’environ 86 % de noyaux d’hydrogène que l’on retrouve principalement au sein des molécules d’eau et de graisse (Dillenseger & Moerschel, 2009).

Pour rappel, les molécules sont formées grâce à l’association d’un nombre plus ou moins grand d’atomes. Ces derniers sont composés « d’un noyau, chargé positivement, entouré, à une distance relativement grande, d’électrons chargés négativement … Le noyau est constitué de particules appelée neutrons qui sont électriquement neutres et de protons qui sont chargés positivement [ces particules sont également appelées nucléons] » (McMurry & Simanek, 2007, p.3). De plus, il est important de noter que les protons ne sont pas immobiles, mais possède un mouvement de rotation autour de leur axe, ou plus simplement nous pouvons dire qu’ils tournent sur eux-mêmes5. « Une charge qui tourne, comme nous venons de le voir, induit autour d’elle un champ magnétique appelé moment magnétique [microscopique, qui peut être comparé à un petit aimant] » (Kastler et al., 2011, p. 1). En observant le tableau périodique des éléments, nous pouvons constater que le noyau de l’hydrogène possède qu’un seul proton et zéro neutron, il contient donc un nombre impair de nucléons. Et c’est précisément cette particularité qui lui confère une propriété magnétique. L’acquisition des images repose sur le principe de la résonance magnétique nucléaire ou également appelé phénomène RMN. Lorsque l’on place des noyaux d’hydrogène dans un champ magnétique externe, les protons vont s’aligner dans la direction de celui-ci et une aimantation cette fois macroscopique sera établie. La vitesse de précession de ces protons va alors changer et suivre la relation de Larmor6 qui indique que cette vitesse correspond au produit de l’intensité du champ magnétique principal et du rapport gyromagnétique propre à chaque noyau (Kastler et al., 2011, pp. 6-7). De ce fait, plus l’intensité du champ magnétique est élevée et plus la vitesse de précession des protons augmentera.

Cette notion est essentielle car comme l’affirme Dillenseger et Moerschel (2009), « c’est l’étude de cette aimantation macroscopique … qui va nous permettre d’obtenir des images du corps humain » (p. 152). Cependant, dans cette configuration, l’aimantation macroscopique est impossible à analyser car elle se retrouve perdue dans le champ magnétique principal. Afin de pouvoir l’étudier, il est impératif de la détourner et de la placer perpendiculairement à l’axe de ce dernier grâce à une source d’énergie externe (Dillenseger & Moerschel, 2009). Le but étant d’appliquer aux protons présents à l’intérieur de ce champ magnétique, une onde électromagnétique radio-fréquence ou onde RF qui sera responsable du phénomène de résonance. Cependant, pour que ce dernier puisse avoir lieu, l’énergie transmise par l’onde RF aux noyaux d’hydrogènes (système en équilibre) doit avoir une fréquence égale à celle des noyaux afin qu’ils puissent entrer en résonance (Dillenseger & Moerschel, 2009). Durant l’application de cette onde, les protons seront basculés perpendiculairement (dans le plan transverse) donc de 90° par rapport à l’axe du champ magnétique principal. Suite à l’arrêt de l’onde RF, les protons reviennent à leur état d’équilibre (dans l’axe longitudinal du champ magnétique principal), c’est ce que l’on appelle la relaxation. « C’est par la relaxation des protons que le phénomène RMN devient observable » (Kastler et al., 2011, p. 20).

Localisation du signal RMN Afin que le traitement du signal RMN recueilli puisse aboutir à une image, il est nécessaire de le localiser avec précision. Pour ce faire, deux méthodes sont utilisées. Premièrement, il est « nécessaire, avant et pendant l’enregistrement de l’écho, de réaliser un codage spatial du signal RMN. Pour ce faire, on utilisera des gradients de champ magnétique » (Dillenseger & Moerschel, 2009, p. 169) qui vont pouvoir faire varier de façon linéaire le champ magnétique principal selon les trois axes de l’espace (x, y et z). Ceci modifiera les fréquences de précession des protons selon l’endroit où ils se situent dans le volume étudié et permettra la localisation spatiale de ces derniers. Trois gradients sont alors utilisés, le gradient de sélection de coupe (ou Gz) qui permettra la sélection d’un plan de coupe au sein du volume étudié, le gradient de codage de phase (ou Gy) qui définira les lignes du plan de coupe sélectionné et enfin le gradient de fréquence (ou Gx) qui définira les différentes colonnes (Kastler et al., 2011). Le signal RMN réceptionné est donc composé de différentes fréquences. Afin de pouvoir visualiser les images acquises, il est nécessaire d’extraire dans un second temps les fréquences contenues dans le signal à l’aide d’un outil mathématique, la transformée de Fourier. Cette dernière permet alors « d’analyser le contenu fréquentiel d’un signal » (Kastler et al., 2011, p. 70). Par la suite, les différentes fréquences seront classées dans un domaine fréquentiel appelé “espace de Fourier” ou “espace k” à l’aide des divers gradients de champ magnétique cités ci-dessus. Une fois l’espace fréquentiel rempli, un transformée de Fourier inverse est alors effectuée afin de pouvoir visualiser l’image acquise.

La thermométrie par IRM L’ensemble des techniques avancées prennent une place considérable dans les protocoles utilisés de nos jours en routine clinique. Dans un contexte oncologique, elles sont particulièrement intéressantes pour la caractérisation des lésions suspectes, en fournissant de manière non-invasive de précieux renseignements sur le comportement métabolique ainsi que la vascularisation de ces dernières. La thermométrie par IRM possède depuis quelques années un rôle fondamental dans le guidage des traitements de lésions cancéreuses par hyperthermie. En effet, cette technique rend possible le monitorage en temps réel de la variation de température des tissus traités par ultrasons focalisés au moyen d’une cartographie de cette dernière en trois dimensions. Grâce à cette méthode, les opérateurs peuvent donc s’assurer à tout moment que le traitement effectué reste efficace et sans danger pour le patient (Babinet & Lafaye, 2010). Comme nous l’avons décrit plus haut, une fois à l’intérieur d’un champ magnétique, les noyaux d’hydrogène possèdent une vitesse de précession suivant le principe de Larmor.

Lorsque l’on fait varier la température au sein d’un tissu, la vitesse de précession des protons va alors changer. Les spins présents dans un tissu “réchauffé” précesseront avec une vitesse plus lente que ceux contenus dans un tissu ayant une température plus basse. Ce phénomène aura pour conséquence un décalage de phase de ces derniers ainsi que de leur signal RMN. Il existe donc un rapport proportionnel entre le décalage de phase observé et la variation de la température (Souris, 2011). Afin de pouvoir cartographier en temps réel cette modification de température, il est essentiel d’utiliser des séquences IRM dites rapides. Pour ce faire, la séquence dynamique qui est principalement utilisée en thermométrie est bien entendu l’écho de gradient (de nature plus rapide que les séquences spin écho) en ajoutant une destruction de l’aimantation transversale résiduelle ou “Spoiled Flash” 7 (Souris, 2011). Schématiquement, c’est une séquence d’écho de gradient classique à laquelle « un gradient déphaseur ou de “brouillage” appelé “spoiler” … » (Kastler et al., 2011, p. 149) a été ajouté en fin de cycle. Son but étant de déphaser l’aimantation transversale restante des protons après la lecture du signal (Kastler et al., 2011). Grâce à cette technique, il est donc possible de réduire considérablement le temps total de l’acquisition en diminuant le temps de répétition ou TR entre chaque impulsion d’onde RF (Souris, 2011).

Table des matières

INTRODUCTION
PROBLEMATIQUE
PERTINENCE PROFESSIONNELLE
CHAPITRE 1 – CADRE THÉORIQUE
1.1 MRgHIFU et radiothérapie : Bases physiques
1.1.1 L’IRM
1.1.2 Les ultrasons
1.1.3 La radiothérapie
1.2 Les appareillages utilisés
1.2.1 Le système HIFU
1.2.2 Autres méthodes d’élévation thermique
1.3 La sécurité en IRM
1.4 La radiobiologie clinique
1.4.1 La carcinogenèse et les caractéristiques des cellules cancéreuses
1.4.2 Les mécanismes d’actions biochimiques
1.4.3 Les études réalisées et en cours
1.5 La profession de TRM
1.5.1 Les compétences acquises
1.5.2 Les activités quotidiennes
CHAPITRE 2 – MÉTHODOLOGIE DE RECHERCHE
2.1 Recherches documentaires
2.2 L’entretien exploratoire semi-directif
2.2.1 La personnalisation
2.2.2 La population cible
2.2.3 Le déroulement
2.3 Conférence et leçon professorale
2.4 Observations
2.5 Difficultés rencontrées
CHAPITRE 3 – DISCUSSION
3.1 Les entretiens exploratoires
3.2 Les observations expérimentales
3.2.1 Le déroulement
3.2.2 Les matériaux et les conditions nécessaires
3.2.3 Les questions soulevées
3.3 Une séance théorique de MRgHIFU-RT
3.3.1 Le déroulement
3.3.2 Les établissements
3.3.3 Les difficultés potentielles
3.3.4 Les enjeux thérapeutiques et organisationnels
CHAPITRE 4 – CONCLUSION
4.1 Les recommandations
4.2 Les perspectives
4.2.1 La formation
4.2.2 Les nouvelles technologies
4.2.3 Les enjeux thérapeutiques futurs
4.3 Conclusion
LISTES DES RÉFÉRENCES BIBLIOGRAPHIQUES
LISTE DE RÉFÉRENCES BIBLIOGRAPHIQUES
LISTE BIBLIOGRAPHIQUE
ANNEXES
I – Entretien Mme O. L., ingénieure de recherche au HUG
II – Entretien Dr Z. T., chef de clinique du service de radio-oncologie des HUG
III – Entretien Monsieur O. N., TRM du service de radio-oncologie des HUG
IV – Entretien Monsieur A. G., TRM du service de radio-oncologie des HUG
V – Formulaires de consentement éclairé et libre
VI – Annexe 1 de l’OPAS p. 104 (du 29 septembre 1995, etat le 1er juillet 2017)
VII – Illustration de l’avancées des études en fonction des pathologies traitées
VIII – Illustration répertoriant les différents constructeurs impliqués
dans la production d’équipements HIFU

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