Les lésions neuropathologiques de la maladie de Huntington

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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 proprié-tés 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’ob-tenir des informations complémentaires avec une grande résolution spatiale. En clinique, bien que l’utilisation de la tomodensitométrie cérébrale soit en-core 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 élec-tromagnétique à une fréquence spécifique dite de Larmor, caractéristique du noyau considéré, en présence d’un fort champ magnétique. Ensuite par le phé-nomène de relaxation, ce noyau émet un signal possédant des fréquences ca-ractéristiques du milieu étudié. Seuls les noyaux ayant un nombre impair de protons ou de neutrons ou des deux sont concernés par ce phénomène. La par-ticularité 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 sé-quences 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 „.
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 ˘ P„ ˘ 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 tempéra-ture 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 en-traînent la naissance d’une aimantation macroscopique non nulle : M 6˘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 ima-giner les spins des noyaux atomiques comme des toupies tournant sur elles-mêmes autour de leur axe et effectuant un mouvement rapide de précession autour de l’axe du champ magnétique. Ce mouvement appelé précession s’ef-fectue à une pulsation !0 proportionnelle à l’intensité du champ magnétique définie par la relation de Larmor : !0 ˘ °B0, où ° désigne le rapport gyromagnétique.
FIGURE 1.1 – Effet du champ magnétique sur les protons (a) Moment ma-gnétique macroscopique de protons à l’état de repos (b) Moment ma-croscopique de protons soumis à un champ magnétique (c) Moment de précession de chaque proton de pulsation !0. Figure adaptée de http ://www.imaios.com/fr/e-cours/e-MRI

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 macro-scopique a une composante longitudinale noté z. En effet, ce vecteur magné-tique M peut être décomposé en deux composants orthogonaux : une compo-sante longitudinale z, qui est parallèle au champ B0, et une composante trans-versale, située sur le plan x y. La précession correspond à la rotation de la com-posante 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 !0 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 per-pendiculaire 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 ré-pondront à cette impulsion RF. Pendant l’excitation de 90˚, la composante lon-gitudinale z diminue et une magnétisation transversale x y apparaît. L’aiman-tation 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 pen-dant de très courtes durées de quelques millisecondes (ms) de telle sorte que M est basculé d’un angle µ souvent égal à 90˚ou à 180˚. Une impulsion de 90˚bas-cule M dans le plan xoy et une impulsion de 180˚inverse le vecteur d’aimanta-tion Moz.
Lorsqu’on arrête cette impulsion B1, les moments magnétiques qui se sont écar-tés 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 dispa-raître quand tous les moments magnétiques sont de nouveau alignés longitu dinalement, 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 recons-truite l’image.

Mesure du signal IRM

Le paramagnétisme nucléaire ne peut pas être mesuré directement, car l’ai-mantation M qui en résulte a la même direction que le champ appliqué B0, mais avec une intensité souvent négligeable surtout dans les champs magné-tiques 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 B 0. Sa composante transversale Mt décroît et sa composante longitudinale Mz croît en même temps. Le mouvement de Mt suit la forme d’une spirale comme le montre la figure 1.1.
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 pour-quoi on définit comme temps T1 le temps mis pour retrouver 63 % de l’aiman-tation longitudinale à l’équilibre. Ce temps de relaxation T1 dépend de l’agita-tion 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’ai-mantation 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 transver-sale pour décroitre à 63 % de la valeur maximale après la bascule RF.
Le temps T2 est spécifique au tissu et est toujours plus court que T1. Autrement dit, la relaxation transversale est plus rapide que la relaxation longitudinale. Les valeurs T2 ne sont pas liées à la force de champ.
FIGURE 1.2 – Excitation par une onde RF (a) Mouvement de double précession autour de B0 et de B1 (b) Mouvement de bascule d’angle µ dans le référentiel tournant. Figure adaptée de [100]

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.
Un gradient est la variation d’une donnée physique dans l’espace. En IRM, nous utilisons des gradients de champ magnétique qui sont linéaires et symé-triques. De ce fait le champ magnétique n’est plus uniforme mais est croissant de manière constante. Or nous savons que la vitesse de rotation des protons est dépendante de la valeur du champ magnétique selon la formule de Larmor : !0 ˘ °B0 où ° désigne le rapport gyromagnétique citer l’équation dans la section précé-dente Ainsi un gradient de champs magnétique induit un gradient de vitesse de rota-tion des protons selon le même axe.

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 pro-tons et la fréquence de l’onde émise soient égales. Seuls les spins dont le mo-ment magnétique macroscopique est basculé dans le plan x y sont ceux qui précessent à la même pulsation !1 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 ).

Gradient de codage de phase (Gj)

Il va nous permettre dans la coupe choisie par le Gss de différencier chaque ligne de la matrice en attribuant à chacune une valeur de déphasage qui lui est propre. Ce gradient est appliqué après les impulsions RF (donc après les Gss) et avant la lecture du signal. Ce gradient d’encodage de phase sert à créer un déphasage des spins. Il suit la direction (Oy ).
L’application d’un gradient G` selon l’axe oy modifie la fréquence de rotation des spins. Cette dernière s’exprime alors sous la forme : !(y, z) ˘ !(z) ¯°G`(y ¡ y0
Lorsque l’application de G` est interrompue, les spins précessent de nouveau à la vitesse !(z) mais avec une phase qui dépend de position en l’axe y.

Gradient de codage de fréquence (Gw)

Il va nous permettre dans la coupe choisie par le Gss de différencier chaque colonne de la matrice en attribuant à chacune une valeur de fréquence qui lui est propre. Ce gradient est nécessairement appliqué pendant le recueil du si-gnal. A ce titre il est aussi appelé gradient de lecture. Il suit la direction (Ox ).
Il sert à créer une différence de vitesse de rotation des spins. L’application d’un gradient de champ magnétique G! selon l’axe des x modifie la vitesse de rota-tion des spins. Cette vitesse s’exprime alors sous la forme !(x, y, z) ˘ °!(y, z) ¯ °G!(x ¡ x0). Si on veut maintenir cette différence de vitesse de rotation, il faut appliquer ce gradient pendant l’acquisition du signal car à l’arrêt de ce gradient les spins reprennent la même vitesse angulaire !(y, z).

Reconstruction de l’image (Combinaison des gradients)

L’encodage en fréquence permet de découper l’objet suivant la direction horizontale x. Afin d’avoir une grille dans laquelle les signaux locaux vont être restitués, il faut effectuer également un découpage de l’objet suivant la direc-tion verticale y. Il s’agit de l’encodage en phase ; Il permet le découpage en lignes, avec chacune de ces lignes ayant une phase donnée.
L’équation du signal revient à construire un espace dont les coordonnées kx (t), k y (t) sont des fréquences spatiales. Cet espace ainsi construit est appelé espace k ou espace de Fourier. En effet, la transformée de Fourier bidimensionnelle in-verse va nous permettre d’obtenir les aimantations à chaque position. Cet en-codage résulte en une relation de Fourier directe entre l’aimantation mesurée et le signal recherché : Sz (kx (t),ky (t) ˘ x y MT (t)exp(¡j (kx (t)x ¯(ky (t)y))d xd y où kx (t) ˘ °R0t Gw (u)d u et ky (t) ˘ °R0t G`(u)d u définissent l’espace k ou plan de Fourier dans lequel l’image sera acquise.
En résumé, pour obtenir l’image d’une coupe d’un objet, nous faisons l’acqui-sition des données de l’espace k, puis nous appliquons une transformée de Fourier. Pour acquérir les données de l’espace k, nous utilisons un gradient de sélection de coupe, selon z pour que seule la coupe désirée soit excitée. Avant l’acquisition de chaque ligne de l’espace k, un gradient de phase selon y est utilisé. Chaque ligne est obtenue en utilisant un gradient de fréquence suivant la direction x et en échantillonnant les signaux acquis par les antennes. Si l’on souhaite faire une acquisition 3D, le volume entier est excité et le gradient de sélection de coupe est remplacé par un gradient de codage en phase suivant z, pour coder la troisième direction.
Grâce au principe décrit plus haut, l’IRM permet d’acquérir de nombreux types d’images avec des pondérations différentes qui apportent des renseignements complémentaires sur de nombreux aspects de tels que l’anatomie, la mi-crostructure ou la vascularisation cérébrale. Une technique IRM sera plus par-ticulièrement étudiée dans ce travail de thèse, il s’agit de l’IRMf et en particulier de l’IRMf au repos. Ces techniques seront détaillées dans les chapitres suivants.

IRM fonctionnelle

Le cerveau humain est l’organe le plus complexe du corps. Il contient plus qu’un billion de neurones, plus qu’un trillion de synapses et il est constitué par des milliers de structures connectées. Ces connexions permettent au cerveau d’effectuer les traitements sensoriel, moteur, cognitif et émotionnel [141, 108]. Il existe plusieurs techniques d’imagerie cérébrale fonctionnelle. Dans notre projet nous nous sommes intéressés par l’IRM fonctionnelle (IRMf ). Cette tech-nique a été développée afin de mesurer l’activité neuronale d’une façon indi-recte, dites d’imagerie fonctionnelle. Le lien entre l’activité neuronale et le flux sanguin a été découvert par Charles Roy et Charles Sherrington à l’Université de Cambridge en 1890.
L’activité électrique et biochimique des neurones consomme de l’énergie, qui est apportée par le sang sous forme de glucose et de dioxygène (via son trans-porteur sanguin, l’hémoglobine) [63]. Le cerveau, représentant environ 2% de la masse corporelle, consomme 20% de l’énergie totale de notre corps. Lors-qu’un groupe de neurones devient plus actif, il consomme plus d’oxygène (quelques pourcents supplémentaires) et une vasodilatation locale des capillaires san-guins cérébraux se produit automatiquement pour amener davantage de sang (variable pouvant atteindre 50% d’augmentation voire plus) [141, 108]. C’est ce mécanisme qui est à la base de IRMf.
L’IRMf permet d’explorer l’activité neuronale en utilisant un contraste endo-gène qui se base sur l’oxygénation de l’hémoglobine c’est à dire la variation de la magnétisation des molécules d’hémoglobine qui est dû à l’oxygène. Ce contraste est appelé BOLD (Blood Oxygen Level Dependent).
Dans cette section nous allons détailler les principes physique et physiologique de l’IRMf. Ensuite, nous présentons l’IRMf au repos.

Principe générale de l’IRMf

L’IRMf consiste à observer les variations de l’oxygénation du sang tout en utilisant un traceur endogène qui est la désoxyhémoglobine. L’hémoglobine se trouve à l’intérieur des globules rouges et permet d’acheminer l’oxygène des poumons vers le cerveau. Elle est présente sous deux formes liée à l’oxygène (oxyhémoglobine) ou non (désoxyhémoglobine).
Le principe de l’IRMf est de mesurer les changements de signal dus aux va-riations de la concentration de ces molécules et à la réponse hémodynamique. Lors de la présence d’une activité synaptique, il y aura une augmentation locale de consommation d’oxygène.
A cet instant, la concentration veineuse locale en désoxyhémoglobine, par rap-port à celle d’oxyhémoglobine, augmente. Il s’ensuit un afflux local de sang chargé en oxygène, soit corrélativement une diminution relative de la concen-tration en désoxyhémoglobine. Cette variation du taux de désoxyhémoglobine / oxyhémoglobine représente l’effet BOLD mesuré par l’IRMf. Le signal IRM est basé sur les propriétés intrinsèques de l’hémoglobine et la désoxyhémoglobine que nous allons expliquer dans le paragraphe suivant.

Origine du signal BOLD : la désoxyhémoglobine

Le sang contient des globules rouges qui eux-mêmes contiennent une pro-téine, l’hémoglobine, qui transporte l’oxygène des poumons au reste du corps et en particulier au cerveau. Il existe deux types d’hémoglobine :
– L’oxyhémoglobine (HbO2) qui se trouve dans les globules rouges oxy-génés provenant du poumon. L’oxyhémoglobine présente une propriété diamagnétique, c’est à dire qu’elle n’a pas d’effet sur le champ magné-tique environnant. Dans la molécule d’oxyhémoglobine, l’oxygène (O2) est lié à l’atome de Fer (Fe) et tous les électrons du Fer sont appariés. Il n’y a donc aucune perturbation du champ magnétique environnant.
– La désoxyhémoglobine (Hb) qui se trouve dans les globules rouges désoxy-génés. La désoxyhémoglobine est paramagnétique car les électrons du Fer ne sont pas appariés, d’où un champ magnétique supplémentaire gé-néré par ces électrons.
L’IRM est basée sur l’utilisation dans l’imageur d’un fort champ magné-tique. Lorsque le sujet est placé dans le tunnel de l’imageur et effectue une tâche cognitive ou motrice particulière, le sang afflux au niveau des aires cé-rébrales activées, la quantité d’oxygène augmente localement, ce qui a pour effet de diminuer les inhomogénéités locales du champ magnétique, produi-sant alors le signal IRM.
Cette modification de la balance hémoglobinique va être responsable d’une homogénéisation du champs magnétique statique se traduisant par une élé-vation de l’intensité du signal pondéré en séquence T2* avec un retard de 4 à 6 secondes par rapport à l’activation neuronale. Cette variation de la réponse BOLD va se traduire par des modifications du signal IRM dont le décours tem-porel reflète donc indirectement la variation d’activité neuronale de la région qui peut être étudiée en réitérant l’acquisition en T2* du volume cérébral au cours du temps.
Un matériau paramagnétique quand il est placé dans un champ magné-tique fort, a comme propriété que ses atomes s’alignent avec le champ appli-qué. Le sang désoxygéné est plus paramagnétique que le sang oxygéné. Comme les molécules d’hémoglobines désoxygénées (Hb) sont paramagnétiques, elles vont provoquer une diminution du signal IRM en pondération T2* à l’origine du signal BOLD.

Contraste BOLD

L’effet BOLD permet de localiser les régions actives [141]. Ce contraste illustre le phénomène de couplage neuro-vasculaire. Une activité cérébrale est accom-pagnée d’une variation hémodynamique. Le signal BOLD reflète les variations locales et transitoires de la quantité d’oxygène transporté par l’hémoglobine en fonction de l’activité neuronale. Lorsqu’un ensemble de neurones est en ac-tion, l’augmentation locale de l’activité neuronale va engendrer une augmenta-tion de la consommation d’oxygène et donc des Hb de quelques pourcents. Ra-pidement ce phénomène est compensé par une augmentation du flux sanguin cérébral local par vasodilatation locale des capillaires sanguins cérébraux bien supérieure qui peut atteindre 50 à 100% selon les régions [30]. Ce changement de perfusion cérébrale va provoquer une augmentation de la concentration en HbO2. Le rapport entre les concentrations des HbO2 et des Hb est à la base du contraste BOLD [30]. La résultante de l’augmentation faible de l’extraction d’oxygène par les neurones (entrainant une faible augmentation des Hb) et de l’augmentation forte de la perfusion cérébrale locale (entrainant une augmen-tation plus importante des Hb) est que le rapport HbO2/Hb diminue et donc le signal IRM monte.
En résumé, une variation du flux sanguin engendre une variation des pro-priétés magnétiques de l’hémoglobine avec une baisse du rapport HbO2/Hb qui engendre une petite augmentation du signal sur les coupes IRM pondérées en T2* (typiquement de l’ordre de 1 à 5%).

IRMf lors de la réalisation d’une tâche

L’IRMf permet d’étudier le cerveau en action (pendant la réalisation d’une tâche motrice ou cognitive particulièr). Le signal BOLD augmente dans la proxi-mité des régions actives et qui sont responsables à la réalisation de cette tâche. Cette augmentation de débit sanguin qui crée le signal IRM et suit l’activité synaptique n’est pas instantanée. Après la stimulation, la réponse hémodyna-mique est caractérisée par une augmentation progressive du signal jusqu’à at-teindre sa valeur maximale en 6 s ; le signal diminue ensuite jusqu’à prendre une valeur inférieure à sa valeur de départ en 15 s, puis retourne à sa valeur de base en 30 secondes (Figure 1.6). Le signal hémodynamique mesuré par l’IRMf est la concentration sanguine en désoxyhémoglobine. Par conséquent, ce si-gnal reflète directement le processus physiologique et non pas la dispersion d’un traceur dans la circulation.

IRMf au repos

En 1992, Bharat Biswal a découvert que le cerveau, même au repos, conte-nait des informations sur son organisation fonctionnelle. Il avait utilisé l’IRMf pour étudier la façon dont différentes régions du cerveau communiquent alors que le cerveau était au repos et ne faisait aucune tâche active.
Il a été démontré que les fluctuations du signal BOLD au repos mesurées en IRMf sont à basses fréquences (0.01 à 0.11 Hz).
Il s’avère que cette activité contient non seulement des fluctuations liées à des artéfacts instrumentaux ou physiologiques mais également une compo-sante de l’activité neuronale basale synchronisée au sein des différents réseaux neuraux [30, 113]. Ainsi, les fluctuations spontanées du signal en IRMf com-prennent des fluctuations liées au bruit électronique de l’appareil IRM, au bruit physiologique non-BOLD du sujet (pulsations cardiaques, mouvements respi-ratoire) et des fluctuations liées au signal BOLD. Ces fluctuations spontanées BOLD sont liées à l’activité neuronale du cerveau au repos [18].
Ces fluctuations spontanées sont utilisées pour évaluer les interactions régio-nales (connectivité fonctionnelle) qui se produisent entre régions cérébrales distantes lorsqu’un sujet n’exerce pas de tâche explicite. L’étude de la connectivité cérébrale au repos repose sur la mise en évidence de corrélations tem-porelles fortes entre les fluctuations au repos du signal BOLD dans différentes régions. Des régions cérébrales distantes mais fonctionnellement connectées présentent des fluctuations spontanées du signal BOLD qui corrèlent (Figure 1.7). L’IRMf au repos permet donc l’analyse des communications fonctionnelles du cerveau. Elle ne nécessite pas la coopération active du patient.
La connectivité fonctionnelle est largement utilisée dans les études IRMf au re-pos pour étudier l’activité neuronale spontanée du cerveau [30, 79, 68, 67, 69, 123, 211, 45, 197]. L’IRMf au repos permet d’étudier la topologie des réseaux cé-rébraux chez les sujets sains et pathologiques. Elle est utilisée pour étudier les pathologies neurologiques comme la maladie d’Alzheimer [135, 79], la maladie de Parkinson [116] ou des troubles du comportement comme le syndrome de Gilles de la Tourette [207].

Table des matières

Introduction 
Liste des publications
1 Contexte et état de l’art 
1 L’imagerie par résonancemagnétique 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 IRMfonctionnelle
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 autresmesures 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 lamaladie 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 lamaladie 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 et présentation des travaux de recherche 
2 Contributions et Projets de recherche
5 Article : Influence des procédures de prétraitement des données sur les mesures de la théorie des graphes en IRMf au repos 
5.1 Introduction
5.2 Objectifs de l’étude
5.3 Matériels et méthodes
5.3.1 Définition des stratégies
5.3.2 Acquisition des données IRMet IRMf au repos
5.3.3 Construction des réseaux
5.3.4 Analyses statistiques
5.4 Résultats
5.5 Conclusion
5.6 Article
6 Étude longitudinales de la connectivité fonctionnelle des circuits ganglions de la base – cortex dans la maladie de Huntington 
6.1 Présentation générale du travail
6.2 Objectifs
6.3 Matériels et méthodes
6.3.1 Sujets
6.3.2 Acquisition des données IRMet IRMf au repos
6.3.3 Prétraitement des données de l’IRM anatomique et fonctionnelle
6.3.4 Traitement et analyse d’images
6.3.5 Analyse statistique
6.3.6 Résultats
6.4 Conclusion
6.5 Article
7 Article : Rôle de l’atteinte du cerveau basal antérieur dans les déficits cognitifs de lamaladie de Parkinson
7.1 Présentation générale du travail
7.2 Objectifs
7.3 Matériels et méthodes
7.3.1 Sujets
7.3.2 Acquisition des données IRMet IRMf au repos
7.3.3 Définition des régions d’intérêt
7.3.4 Analyse des données de l’IRMd
7.3.5 Analyse des données de l’IRMf au repos
7.3.6 Analyse statistique
7.4 Résultats
7.5 Conclusion
7.6 Article
3 Conclusions et perspectives
Conclusions et perspectives
4 Annexe
A Organisation structurelle et fonctionnelle du cerveau
A.1 Organisation fonctionnelle du cerveau :
A.1.1 Neuro-anatomie
A.1.1.1 Structure de la substance grise corticale
A.1.1.2 Structure de la substance grise sous-corticale : Les structures profondes des hémisphères (le sous-cortex) : ganglions de la base et les groupes Ch(1,2,3,4)
A.1.1.2.1 Les ganglions de la base
A.1.1.2.2 Le cerveau basal antérieur
A.1.1.3 Structure de la substance blanche
A.1.1.3.1 Les fibres d’association
A.1.1.3.2 Les fibres commissurales
A.1.1.3.3 Les fibres de projection
A.2 Neurophysiologie
A.2.1 Boucles cortico-sous corticale : connexions anatomiques
A.2.2 Boucles cortico-sous corticale : connexions fonctionnelles
A.3 Conclusion
B CompCor
B.1 Algorithme général de CompCor
B.2 Principe général de tCompCor

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