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LES MODALITES NUCLEAIRE ET OPTIQUE POUR L’IMAGERIE DIAGNOSTIQUE ONCOLOGIQUE IN VIVO
L’établissement du diagnostic oncologique, c’est-à-dire l’identification de la nature et de la cause du cancer, doit être fiable et précis. La qualité de cette première étape de prise en charge est déterminante pour le pronostic du patient car elle conditionne l’indication de la stratégie curative associée. Ce diagnostic oncologique s’appuie sur plusieurs techniques de détection, ou modalités, permettant d’imager la tumeur à différentes échelles. Parmi ces différentes techniques, l’imagerie nucléaire permet l’obtention d’une image fonctionnelle et anatomique à l’échelle macroscopique, tandis que l’imagerie optique informe sur le développement tumoral à l’échelle moléculaire.
La qualité de la détection repose sur les paramètres intrinsèques de chaque modalité (résolution, sensibilité, profondeur), associée à l’utilisation d’agents de contraste compatibles. Par exemple, l’imagerie nucléaire exploite des molécules radioactives, ou radiotraceurs, tandis que l’imagerie optique de fluorescence utilise des molécules fluorescentes. Ces molécules de contraste, administrées aux patients, génèrent un signal dont la détection permettra, après acquisition, l’obtention d’une image analysable par le praticien. Un contraste tumoral optimal est obtenu lorsqu’une différence est observée entre un tissu cancéreux et un tissu sain. Ce paramètre de contraste est défini par un ratio signal/bruit (SBR : Signal to Background Ratio). La qualité du diagnostic est corrélée à un SBR élevé.
Quelle(s) que soi(en)t la (ou les) modalité(s) exploitée(s), deux conditions principales sont requises pour l’obtention d’une image tumorale contrastée :
❖ Une biodistribution homogène du traceur : si l’administration est effectuée par voie intraveineuse, la circulation sanguine est exploitée pour assurer une diffusion homogène de la molécule dans l’organisme.
❖ Une rétention spécifique du traceur au sein des cellules cancéreuses permettant une accumulation du signal, les tumeurs étant généralement vascularisées de manière plus importante.
L’efficacité d’un agent de contraste repose sur sa capacité à discriminer les cellules cancéreuses au sein d’un tissu ou d’un organisme donné, en ciblant spécifiquement les caractéristiques morphologiques, métaboliques, cellulaires ou moléculaires tumorales. La discrimination cellulaire s’appuie généralement sur les mutations génétiques présentées par les cellules cancéreuses, notamment la surexpression protéique. Ces protéines constituent alors des biomarqueurs oncogéniques cibles car leur nombre de copies, pathologiquement augmentées dans les cellules cancéreuses, permet proportionnellement l’acquisition d’un signal plus élevé. Idéalement, un contraste optimal est obtenu si ces protéines sont exclusivement exprimées par les cellules cancéreuses.
L’IMAGERIE NUCLEAIRE
L’imagerie nucléaire est une technique privilégiée pour le diagnostic car la détection du signal radioactif est non-invasive. La profondeur de détection illimitée permet la reconstruction d’une image en trois dimensions du corps entier. Le principal inconvénient de l’imagerie nucléaire repose sur les molécules contrastantes utilisées. Ces radiopharmaceutiques, émetteurs de radioactivité, exposent les patients (et le personnel médical) aux rayonnements ionisants, bien qu’inférieurs à l’exposition lors d’un examen radiologique (scanner). L’imagerie nucléaire distingue deux modalités selon les propriétés nucléaires intrinsèques de l’isotope exploité. Le type de rayonnement émis, l’énergie associée et la période radioactive ou demi-vie caractérisent les noyaux radioactifs.
La tomographie scintigraphique à émission monophotonique (SPECT : Single Photon Emission Computed Tomography) repose sur la détection de rayons γ émis par le radionucléide. Le 99mTc, pour ses propriétés nucléaires (temps de demi-vie de 6 heures, mode de désintégration par transition isomérique), est l’isotope le plus utilisé en examens SPECT. Les caméras γ, calibrées sur son énergie de rayonnement (141 keV), détectent le signal émis par rotation autour du sujet. Le 99mTc est généralement coordiné au sein d’une molécule vectrice par une structure chélatante, formant un complexe métallique stable avant son administration par voie intraveineuse. Ainsi, les radiotraceurs technéciés sont préparés ad hoc par addition d’un volume de perchnétate de sodium (99mTcO4Na) à un kit stérile contenant le précurseur à radiomarquer.
La tomographie par émission de positons (PET : Positron Emission Tomography) exploite des isotopes émetteurs de positons β+ de plus forte énergie que le rayonnement γ et de demi-vie brève. Par exemple, le 18FDG est un radiopharmaceutique indiqué pour imager un large spectre de cancers à différents stades. Ce dérivé glucidique radiofluoré, compétitif au glucose, est internalisé, retenu et accumulé dans les cellules cancéreuses présentant un métabolisme augmenté comparativement aux cellules saines environnantes, impliquant notamment la surexpression des transporteurs GLUT-1. L’accumulation du traceur, également observée dans les organes très consommateurs de glucose comme le muscle cardiaque ou le cerveau, génère le bruit de fond.
L’IMAGERIE OPTIQUE DE FLUORESCENCE
Les molécules fluorescentes, exploitées en imagerie optique, présentent différentes propriétés spectroscopiques. En effet, sous irradiation photonique, un fluorophore présente :
● Des propriétés d’absorption correspondant à la promotion d’un électron photo-excité, occupant initialement un niveau énergétique fondamental S0, vers un niveau excité de plus haute énergie S1.
● Des propriétés émissives correspondant au retour de cet électron vers le niveau énergétique fondamental initial.
Ces propriétés spectroscopiques sont expérimentalement mesurées via :
● Le spectre d’absorption, caractérisé par une longueur d’onde maximale d’absorption λMAX Abs, permet de déterminer les longueurs d’ondes auxquelles la molécule absorbe l’énergie photonique.
● Le spectre d’émission, caractérisé par une longueur d’onde maximale d’émission λMAX Em, représente la réponse radiative obtenue en photo-excitant la molécule à une longueur d’onde donnée.
● Le spectre d’excitation est obtenu en détectant et collectant la réponse radiative fluorescente à une longueur d’onde donnée après photo-excitation sur l’ensemble de la gamme spectrale.
● Le déplacement de Stokes est la différence entre les maxima d’émission et d’absorption.
● Le coefficient d’absorption molaire (anciennement d’extinction) ε renseigne sur la capacité de la molécule à absorber l’énergie photonique.
● Le rendement quantique de fluorescence ΦF est défini par le ratio du nombre de photons émis sur le nombre de photons absorbés. Expérimentalement, il est déterminé de façon absolue ou relative par rapport à un fluorophore standard décrit.
● L’efficacité de fluorescence ou brillance B est proportionnelle au coefficient d’absorption molaire et au rendement quantique de fluorescence (B = ε.ΦF). Il s’agit du paramètre le plus informatif pour l’imagerie.
L’exploitation des fluorophores (et chromophores) dans un cadre biologique in vivo se limite à une gamme spectrale spécifique. En effet, les protéines (via les amino acides aromatiques), les cofacteurs et les structures porphyriques métallochélatantes (hémoglobine, myoglobine, rubiline) présentent des propriétés spectroscopiques d’absorption puis d’émission sur l’ensemble de la gamme spectrale. En effet, l’absorption des tissus et leur autofluorescence génèrent un signal bruité résiduel permanent. Celui-ci est minimum dans la fenêtre de transparence biologique, étendue de 650 à 900 nm, correspondant à la gamme du proche infra-rouge (NIR : Near Infra Red). L’imagerie in vivo impose l’exploitation de fluorophores présentant des propriétés d’émission incluses dans cette gamme spectrale afin de limiter la superposition des signaux endogènes et exogènes. Par ailleurs, les fluorophores émettant dans le vert (500-550 nm environ) peuvent également trouver une application biologique, toutefois restreinte à l’imagerie de surface permettant d’imager des structures superficielles.
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Table des matières
INTRODUCTION
1. Les modalités nucléaire et optique pour l’imagerie diagnostique oncologique in vivo
1.1. L’imagerie nucléaire
1.2. L’imagerie optique de fluorescence
1.2.1. L’exploitation de l’imagerie optique de fluorescence en chirurgie guidée
1.2.1.1. Approche non ciblée
1.2.1.2. Approche ciblée
1.2.1.2.1. Approche ciblée always-ON
1.2.1.2.2. Approche ciblée turn-ON
1.2.1.2.2.1. Quenching par modification structurale du fluorophore
1.2.1.2.2.2. Quenching par FRET
1.3. La bimodalité nucléaire et optique
1.3.1. Considérations stratégiques pour la conception d’outils bimodaux
2. Développement de la plateforme moléculaire bimodale clickable polyvalente
2.1. Présentation
2.2. La modalité optique
2.2.1. Le bipode fluorescent Cy5.0A
2.2.1.1. Stratégie de synthèse
2.2.1.2. Synthèse
2.2.1.2.1. Formation des sels d’indolium
2.2.1.2.2. Synthèse de (hémi-)cyanine
2.2.1.3. Etude des propriétés spectroscopiques
2.2.2. Synthèse d’une librairie de Cy5.0 dissymétriques
2.3. La modalité nucléaire
2.3.1. Le tétrapeptide chélatant Fmoc-(Me)FGC(StBu)K-NH2
2.3.1.1. Stratégie de synthèse
2.3.1.2. Synthèse
2.4. La plateforme bimodale clickable H-(Me)FGC(StBu)K(Cy5.0A)-NH2
2.4.1. Synthèse
2.4.2. Etude des propriétés spectroscopiques
2.5. Conclusion et perspectives
3. Développement de sondes bimodales spécifiques de la caspase-3 pour imager l’apoptose
3.1. La caspase-3, biomarqueur de l’apoptose
3.2. Imager une réponse apoptotique via la détection de l’activité enzymatique de la caspase-3 dans un contexte oncologique
3.2.1. Stratégies générales de détection enzymatique
3.2.1.1. Modalité optique
3.2.1.1.1. Sondes-suicide
3.2.1.1.2. Sondes-substrat
3.2.1.2. Modalité nucléaire
3.2.1.3. Bimodalité optique et nucléaire
3.3. Objectifs et stratégies
3.4. Sonde de première génération
3.4.1. Présentation de P1 (Probe 1)
3.4.2. Synthons constitutifs de P1
3.4.2.1. Le quencher BHQ3A
3.4.2.2. L’heptapeptide bifonctionnalisable Ac-KDEVDAK(Dde)-NH2
3.4.2.2.1. Stratégie de synthèse
3.4.2.2.2. Synthèse
3.4.3. Synthèse de P1 à partir des trois synthons Ac-KDEVDAK(Dde)-NH2, Cy5.0B et BHQ3A
3.4.4. Validation in vitro
3.4.4.1. Etude des propriétés spectroscopiques du couple fluorophore/quencher
3.4.2.2. Tests in vitro
3.4.2.3. Evaluation de la stabilité
3.5. Sonde de seconde génération
3.5.1. Présentation de P2 (Probe 2)
3.5.2. Synthons constitutifs de P2
3.5.2.1. L’heptapeptide trifonctionnalisable H-D(ODmab)E(ODmab)VD(ODmab)AC(StBu)G-OH
3.5.2.1.1. Stratégie de synthèse
3.5.2.1.2. Synthèse
3.6. Sonde de troisième génération
3.6.1. Présentation de P3 (Probe 3)
3.6.2. Synthons constitutifs de P3
3.6.2.1. L’octapeptide trifonctionnalisable pentynoyl-DEVDAKE(ODmab)F-NH2
3.6.2.1.1. Stratégie de synthèse
3.6.2.1.2. Synthèse
3.6.3. Synthèse de P3 à partir de pentynoyl-DEVDAKE(ODmab)F-NH2, BHQ3A et H-(Me)FGC(StBu)K(Cy5.0A)-NH2
3.6.4. Vers une validation biologique in vitro anticipée du précurseur 22
3.7. Conclusion et perspectives
4. Développement de dérivés marqués d’inhibiteur de tyrosine kinase comme outils théranostiques prédictifs d’évaluation de la réponse tumorale déterminant l’accès aux thérapies ciblées
4.1. L’implication des récepteurs transmembranaires dans les voies de signalisation cellulaire
4.1.1. Les récepteurs à tyrosine kinase
4.1.2. Le rôle des TKR dans la carcinogenèse et les stratégies d’inhibition associées
4.2. Les inhibiteurs de tyrosine kinase de l’EGFR (TKI-EGFR) et leurs modalités d’indication
4.3. L’exploitation d’analogues de TKI (erlotinib) marqués pour l’imagerie
4.3.1. L’exploitation d’analogues d’erlotinib radiomarqués pour l’imagerie nucléaire
4.3.2. L’exploitation d’analogues d’erlotinib fluorescents pour l’imagerie optique
4.3.2.1. Approche indirecte
4.3.2.2. Approche directe
4.3.3. Conception et synthèse d’analogue d’erlotinib bimodal radioactif et fluorescent pour l’imagerie bimodale nucléaire et optique
CONCLUSION
