L’imagerie par résonance magnétique cérébrale

Imagerie par résonance magnétique

L’IRM est basée sur le phénomène de résonance magnétique nucléaire (RMN) décrit par Bloch et Purcell en 1946, mais l’idée d’utiliser ce phénomène pour obtenir des images n’est apparue qu’en 1973 avec les travaux de Lauterbur et Mansfield. Cette technique fait appel aux champs magnétiques en exploitant des propriétés physiques de la matière au niveau subatomique, en particulier celles de l’eau qui constitue environ les trois quarts de la masse du corps humain. L’IRM, en plus d’être une modalité non invasive et non irradiante, permet donc d’obtenir des informations complémentaires avec une grande résolution spatiale. En clinique, bien que l’utilisation de la tomodensitométrie cérébrale soit encore prédominante en raison de sa plus grande disponibilité, l’IRM est l’outil de prédilection pour l’analyse des structures cérébrales. Dans le phénomène de RMN, un noyau atomique absorbe le rayonnement électromagnétique à une fréquence spécifique dite de Larmor, caractéristique du noyau considéré, en présence d’un fort champ magnétique. Ensuite par le phénomène de relaxation, ce noyau émet un signal possédant des fréquences caractéristiques du milieu étudié. Seuls les noyaux ayant un nombre impair de protons ou de neutrons ou des deux sont concernés par ce phénomène. La particularité de ces noyaux est qu’ils ont un moment magnétique nucléaire non nul. Dans ce chapitre, nous nous intéresserons à la résonance magnétique du noyau de l’atome d’hydrogène. C’est à partir de la résonance magnétique de ce noyau qu’ont été obtenues les données utilisées dans ce travail de thèse Ces dernières années, l’utilisation de l’IRM a connu une forte expansion en routine clinique et en recherche clinique et fondamentale. De nombreuses séquences d’acquisition permettent aujourd’hui d’obtenir diverses informations anatomiques, fonctionnelles et structurelles en un unique examen

Principe général (l’origine du signal)

L’organisme est composé principalement par la molécule d’eau, environ 70%. Le noyau de l’atome d’hydrogène est très abondant dans le corps humain puisqu’il est un des atomes composant la molécule d’eau. Il contient un proton doté d’un moment magnétique microscopique appelé communément spin et noté µ.

A l’état de repos, les protons d’un échantillon tissulaire sont orientés de façon complètement aléatoire. La résultante magnétique macroscopique de ces spins est alors nulle : M =∑µ = 0.

Soumis à un champ magnétique statique extérieur B0, les protons s’orientent dans l’axe du champ et se distribuent en deux populations. Certains des spins s’alignent selon la direction du champ B0 (parallèles) et d’autres s’orientent dans le sens contraire (antiparallèles). Dans le champ magnétique B0, il y a plus de spins alignés sur le champ (parallèle – faible état d’énergie) que les spins alignés contre le champ (anti-parallèle – état d’énergie élevé). Cette différence de répartition est infime. Elle est de l’ordre de 2 par million pour la température corporelle et un champ magnétique de 0.5 Tesla [82]. Malgré leur très petit nombre, ce sont ces protons en surnombre dans la direction parallèle qui entraînent la naissance d’une aimantation macroscopique non nulle : M ≠ 0 à l’origine du signal de RMN.

Les protons ne sont pas parfaitement alignés selon l’axe de B0 mais tournent individuellement en décrivant un cône autour de cet axe. On peut alors imaginer les spins des noyaux atomiques comme des toupies tournant sur ellesmêmes autour de leur axe et effectuant un mouvement rapide de précession autour de l’axe du champ magnétique. Ce mouvement appelé précession s’effectue à une pulsation ω0 proportionnelle à l’intensité du champ magnétique définie par la relation de Larmor : ω0 = γB0, où γ désigne le rapport gyromagnétique.

Excitation et relaxation par une onde radiofréquence

Comme décrit dans la section précédente, en raison du léger excès de spins parallèles, l’aimantation résultante M qui correspond à l’aimantation macroscopique a une composante longitudinale noté z. En effet, ce vecteur magnétique M peut être décomposé en deux composants orthogonaux : une composante longitudinale z, qui est parallèle au champ B0, et une composante transversale, située sur le plan x y. La précession correspond à la rotation de la composante transversale autour de l’axe longitudinal. L’excitation correspond à l’application d’une onde de radiofréquence (RF) sur la population des protons. Cette RF a une fréquence ω0 et fait naitre un champ magnétique B1 perpendiculaire à B0. B1 va donc avoir comme rôle de faire « basculer » les moments magnétiques de spin pour les placer dans un plan perpendiculaire à la direction du champ statique B0. L’échange d’énergie entre deux systèmes à une fréquence spécifique s’appelle résonance. La résonance magnétique correspond à l’interaction énergétique entre les spins et la radiofréquence électromagnétique (RF). Seuls les protons qui tournent avec la même fréquence que l’impulsion RF répondront à cette impulsion RF. Pendant l’excitation de 90˚, la composante longitudinale z diminue et une magnétisation transversale x y apparaît. L’aimantation longitudinale est due à une différence de nombre de spins en parallèle et anti-parallèle. L’aimantation transversale est due au fait que les spins entrent dans la cohérence des phases.

On peut alors mesurer ce mouvement de rotation des spins sous la forme d’un signal oscillant qui a la même fréquence que l’onde excitatrice. Le principe de mesure de signal est expliqué dans la section suivante. C’est ce signal, dit de précession, qu’on mesure en IRM au moyen d’une antenne réceptrice. Cet angle dépend de l’intensité et de la durée pendant laquelle est appliquée l’onde RF. En pratique, le champ magnétique B1 ou onde RF n’est appliqué que pendant de très courtes durées de quelques millisecondes (ms) de telle sorte que M est basculé d’un angle θ souvent égal à 90˚ou à 180˚. Une impulsion de 90˚bascule M dans le plan xoy et une impulsion de 180˚inverse le vecteur d’aimantation Moz. Lorsqu’on arrête cette impulsion B1, les moments magnétiques qui se sont écartés de leur axe initial vont revenir vers la direction z sans cesser de tourner. C’est le phénomène de relaxation qui correspond au retour à l’équilibre. Il consiste à la repousse de la composante longitudinale conjointement à une diminution et l’annulation complète de la composante transversale de l’aimantation. Au fur et à mesure que les moments magnétiques retrouvent la direction du champ statique z, le signal oscillant qu’ils émettent va en diminuant, jusqu’à disparaître quand tous les moments magnétiques sont de nouveau alignés longitudinalement, c’est-à-dire dans la direction z. Le temps que mettent les moments magnétiques nucléaires à retrouver leur alignement longitudinal (c’est-à-dire sur la direction z, est appelé le temps de relaxation longitudinal et est noté T1.

Formation de l’image 

Le signal mesuré en IRM provient du vecteur d’aimantation macroscopique des protons des molécules d’hydrogène présentes dans le corps humain. Nous présenterons dans cette section comment est mesuré le signal en IRM. Ensuite, nous expliquerons brièvement comment il est encodé et comment est reconstruite l’image.

Mesure du signal IRM

Le paramagnétisme nucléaire ne peut pas être mesuré directement, car l’aimantation M qui en résulte a la même direction que le champ appliqué B0, mais avec une intensité souvent négligeable surtout dans les champs magnétiques intenses utilisés en IRM, c’est-à-dire plusieurs teslas dans la plupart des cas. Lors de la phase de relaxation, M suit un mouvement de rotation autour de B0. Sa composante transversale Mt décroît et sa composante longitudinale Mz croît en même temps.

Ce mouvement de rotation des spins sous la forme d’un signal oscillant ayant la même fréquence que l’onde excitatrice, représente le signal mesuré en IRM au moyen d’une antenne réceptrice.

Contrastes 

Le phénomène de relaxation (c’est-à-dire de retour à l’équilibre) suit une dynamique exponentielle. En fonction du moment où le signal est recueilli. Tout dépend de la durée de ce temps, on peut définir plusieurs contrastes d’image. Il faut un temps infini pour que tous les spins se retrouvent alignés, c’est pourquoi on définit comme temps T1 le temps mis pour retrouver 63 % de l’aimantation longitudinale à l’équilibre. Ce temps de relaxation T1 dépend de l’agitation moléculaire dans le tissu que l’on observe. Si l’agitation moléculaire est très faible, les atomes d’hydrogène mettront du temps à revenir à l’équilibre. Si l’agitation des molécules d’eau est très forte, comme c’est le cas dans les liquides comme le liquide céphalo-rachidien, la repousse est aussi lente. En revanche, si l’agitation est modérée (c’est-à-dire avec une constante de temps autour de la fréquence de Larmor) comme dans la graisse ou dans la substance blanche, alors le temps T1 est relativement court. Ces différents T1 tournent autour de 1 seconde pour un champ B0 de 3 teslas. Le T2 mesure la disparition de l’aimantation transversale, c’est-à-dire de l’aimantation résultant du fait que les moments magnétiques sont synchrones dans leur rotation dans le plan transversal, perpendiculaire à B0, où ils ont été amenés par l’onde excitatrice oscillante B1. En effet, l’agitation moléculaire va faire que les atomes auront des différents moments magnétiques et vont avoir tendance à se déphaser. Cela se traduit par une diminution du signal lié à leur rotation synchrone au cours du temps, dit temps de relaxation transversale noté T2. On définit comme temps T2 le temps mis par l’aimantation transversale pour décroitre à 63 % de la valeur maximale après la bascule RF.

Gradients : Encodage du signal

Pour former une image, il faut localiser dans l’espace le signal qui est reçu par l’antenne réceptrice. Ceci est possible grâce à l’utilisation de gradients de champs magnétique que nous allons appliquer dans les trois plans de l’espace à des moments différents de la séquence : un gradient de sélection de coupe, un gradient d’encodage en phase et un gradient d’encodage de fréquence.

Gradient de sélection de coupe (Gss)

Ce gradient est appliqué aux moments des impulsions RF. Nous avons vu que pour qu’il y ait résonnance, il faut que la fréquence de rotation des protons et la fréquence de l’onde émise soient égales. Seuls les spins dont le moment magnétique macroscopique est basculé dans le plan x y sont ceux qui précessent à la même pulsation ω1 que l’onde RF. Ici les autres protons (ceux qui tournent plus vites ou ceux qui tournent plus doucement) ne vont donc pas entrer en résonnance. Ici, seuls les protons encadrés par la bande passante vont résonner lors de l’application de l’onde de RF. La bande passante correspond à la « gamme » de fréquences qui sera appliquée. En pratique, la bande passante de l’impulsion RF n’est pas modifiée. L’épaisseur de coupe est définie par la valeur du gradient. Pour sélectionner à chaque fois une coupe différente, il suffit de changer la fréquence de l’onde RF. Par convention, la direction de sélection de coupe est la direction (Oz ).

Table des matières

Introduction
1 L’imagerie par résonance magnétique cérébrale
1.1 Imagerie par résonance magnétique
1.1.1 Principe général (l’origine du signal)
1.1.2 Excitation et relaxation par une onde radiofréquence
1.2 Formation de l’image
1.2.1 Mesure du signal IRM
1.2.2 Contrastes
1.2.3 Gradients : Encodage du signal
1.2.3.1 Gradient de sélection de coupe (Gss)
1.2.3.2 Gradient de codage de phase (Gj)
1.2.3.3 Gradient de codage de fréquence (Gw)
1.2.3.4 Reconstruction de l’image (Combinaison des gradients)
1.3 IRM fonctionnelle
1.3.1 Principe générale de l’IRMf
1.3.2 Origine du signal BOLD : la désoxyhémoglobine
1.3.2.1 Contraste BOLD
1.3.3 IRMf lors de la réalisation d’une tâche
1.4 IRMf au repos
1.5 Les réseaux fonctionnels cérébraux
1.6 Les applications pour l’étude des pathologies cérébrales
1.7 Conclusion
2 Méthodes d’analyse de la connectivité fonctionnelle
2.1 La connectivité fonctionnelle
2.2 Les artefacts en IRMf au repos
2.2.1 Artefacts liés au bruit du système
2.2.1.1 Artefacts liés au bruit d’instabilité du scanner
2.2.1.2 Artefacts liés au bruit thermique
2.2.2 Artefact de susceptibilité magnétique
2.2.3 Artefacts liés au bruit physiologique non BOLD
2.2.4 Artefacts liés aux mouvements de sujet
2.3 Méthodes de traitement et d’analyse
2.3.1 Prétraitement des images IRMf au repos
2.3.1.1 Correction des artefacts liés au bruit d’instabilité du scanner
2.3.1.2 Correction des artefacts liés au bruit thermique
2.3.1.3 Correction des artefacts liés au bruit physiologique non BOLD
2.3.1.4 Correction des artefacts liés aux mouvements de sujet
2.3.1.5 Correction des artefacts liés à la technique d’acquisition des coupes
2.3.2 Importance du choix du prétraitement
2.3.3 Les approches de calculs de la connectivité fonctionnelle
2.3.4 Approche par graine (Seed based analysis)
2.3.5 Théorie des graphes
2.3.6 La notion du petit-monde (small-world)
2.3.6.1 Propriétés du petit-monde (small-world)
2.3.6.2 Les autres mesures de la théorie des graphes
2.3.6.3 Comment identifier qu’un réseau est un réseau petitmonde ?
2.3.6.4 Principes de ségrégation et d’intégration
2.4 Conclusion
3 Pathologies de mouvement
3.1 La maladie de Huntington
3.1.1 Généralité sur de la maladie de Huntington
3.1.2 Présentation clinique
3.1.2.1 Troubles du mouvement
3.1.2.2 Troubles cognitifs
3.1.2.3 Troubles psychiatriques
3.1.3 Étiologie de la maladie de Huntington
3.1.4 Les lésions neuropathologiques de la maladie de Huntington
3.1.5 L’IRM dans la maladie de Huntington
3.1.5.1 Imagerie structurelle
3.1.5.2 Corrélation avec les signes cliniques
3.1.5.3 Imagerie fonctionnelle
3.2 La maladie de Parkinson
3.2.1 Généralités sur la maladie de Parkinson
3.2.2 Présentation clinique
3.2.2.1 Les principaux signes cliniques de la maladie de Parkinson
3.2.2.2 Les troubles cognitifs dans la maladie de Parkinson
3.2.3 Étiologie de la maladie de Parkinson
3.2.4 Les lésions neuropathologiques de la maladie de Parkinson
3.2.5 L’imagerie par résonance magnétique et l’imagerie par résonance fonctionnelle au repos dans la maladie de Parkinson
3.2.5.1 L’imagerie par résonance magnétique structurelle
3.2.5.2 L’imagerie par résonance magnétique fonctionnelle au repos dans la maladie de Parkinson
4 Conclusion générale

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