Elastographie par Résonance Magnétique

L’imagerie médicale, depuis la fin du XIXe siècle, vise à acquérir des images du corps humain au travers d’éléments mesurables physiquement, et ceci dans le but principal de caractériser des pathologies et de diagnostiquer des maladies de façon non invasive. Certaines de ces maladies s’accompagnent d’une modification des propriétés mécaniques des tissus touchés : c’est par exemple le cas de la fibrose du foie, des nodules thyroïdiens, ou encore du cancer du sein. Les médecins ont compris cela depuis bien longtemps et utilisent à cette fin la palpation, qui consiste à repérer des inclusions rigides dans les tissus mous ou à évaluer la souplesse d’un organe lorsqu’il est soumis à une contrainte exercée par les doigts. De même, la campagne de prévention annuelle contre le cancer du sein, Octobre Rose, encourage les femmes à palper leurs seins pour détecter une éventuelle masse ou irrégularité, et c’est également de cette manière que les gynécologues peuvent repérer d’éventuelles anomalies au cours d’un examen. Cependant, la palpation médicale comporte de nombreuses limitations. Elle ne peut être faite que sur les organes peu profonds, elle dépend de l’observateur et n’est que qualitative : le diagnostic est donc remis à la subjectivité du praticien. De ce fait, la biopsie, technique fortement invasive, est utilisée comme examen de référence pour confirmer ou infirmer une pathologie, et de nombreuses biopsies sont pratiquées pour des lésions se révélant finalement être bénignes. Pour palier aux limitations liées à la palpation et apporter des informations complémentaires pour le diagnostic, une nouvelle technique d’imagerie non invasive se développe depuis une trentaine d’années : l’élastographie. Ce terme, introduit pour la première fois par l’équipe de Ophir [Oph91] lors de travaux en ultrasons, désignait initialement la méthode consistant à imager les propriétés élastiques d’un tissu mou et a par la suite été étendu à l’imagerie des propriétés viscoélastiques. L’élastographie s’appuie ainsi sur les modalités d’imagerie existantes (imagerie par résonance magnétique, imagerie ultrasonore ou encore optique) pour fournir des informations sur les propriétés élastiques ou viscoélastiques des tissus. Pour cela, une contrainte est exercée sur le milieu à examiner, et la réponse du tissu à cette contrainte est imagée.

L’Elastographie par Résonance Magnétique (ERM) est une méthode d’imagerie par résonance magnétique qui a été initiée par Lewa [Lew91] et Muthupillai [Mut95] dans les années 1990 et qui offre la possibilité de réaliser cette palpation par imagerie. Grâce à une méthode d’acquisition spécifique, il est possible d’encoder et de visualiser la propagation d’une onde de cisaillement au sein d’un tissu. La propagation de cette onde, à travers sa longueur d’onde et son atténuation dans le milieu, donne respectivement des informations quant à l’élasticité et la viscosité du tissu. L’ERM est donc une technique qui, grâce à l’alliance de la mécanique et de l’IRM, permet d’accéder à des informations quantitatives sur les propriétés viscoélastiques des tissus. C’est dans cette thématique que s’inscrivent les travaux de cette thèse.

L’imagerie par résonance magnétique

Nombreuses sont les découvertes scientifiques qui ont permis la mise en place de l’Imagerie par Résonance Magnétique (IRM). Cette modalité d’imagerie médicale repose principalement sur le phénomène de Résonance Magnétique Nucléaire (RMN), qui fut découvert par Isidor Issac Rabi [Rab38] et récompensé par le prix Nobel de physique en 1944, puis mesuré précisément pour la première fois en 1946 par Bloch [BHP46] et Purcell [PTP46], ce qui leur valut également le Prix Nobel de physique en 1952 [Hul52]. Les travaux de Peter Mansfield [MG73] et de Paul Laubertur [Lau73] ont par la suite permis l’acquisition des premières images RMN sur des tubes d’eau en 1973 et sur un doigt humain en 1977, notamment grâce à l’ajout de gradients de champ magnétique.

L’IRM est une technique d’imagerie qui permet d’obtenir des images de coupes du corps dans tous les plans de l’espace sans qu’il ne soit nécessaire de déplacer le patient ou l’objet à imager. Suivant les paramètres fixés lors de l’acquisition IRM, différents contrastes tissulaires sont possibles et ceux-ci peuvent être adaptés en fonction de ce que le médecin souhaite visualiser.

Acquisition de l’espace k

Une expérience IRM consiste ainsi à acquérir un espace fréquentiel, appelé espace k. Le codage décrit précédemment est un codage cartésien : l’espace est acquis ligne par ligne, et il est possible de faire varier l’ordre d’acquisition des lignes (en appliquant des valeurs de gradient Gy bien choisies). Ce mode de balayage de l’espace k est le plus répandu, mais il en existe de nombreux autres, plus exotiques. Parmi les autres codages les plus courants, nous pouvons citer l’echo planar imaging (codage de l’espace k en zig-zag), les trajectoires spirales ou encore l’encodage radial. Ces différents modes d’acquisition constituent un champ de recherche à part entière que nous ne détaillerons pas ici.

En résumé, pour obtenir l’image d’une coupe d’un objet, on applique dans un premier temps une impulsion RF combinée à un gradient de sélection de coupe qui va permettre de basculer les aimantations de cette coupe dans le plan transverse (et donc produire un signal lors de la relaxation). Dans le mode de balayage de l’espace k cartésien que nous utiliserons dans cette thèse, un gradient de phase est ensuite appliqué, permettant de créer un déphasage dépendant de y et ainsi de se placer sur une ligne de l’espace k (ky). Finalement, un gradient de lecture est utilisé pendant l’acquisition du signal, permettant de balayer une ligne de l’espace k (kx). L’image 2D de la coupe sélectionnée est ensuite reconstruite en calculant la transformée de Fourier 2D inverse de l’espace k. Cette image est complexe : les techniques usuelles d’IRM n’en conservent généralement que l’amplitude. Cependant, dans les applications traitées dans le cadre de cette thèse, ce sera l’image de phase qui sera la plus souvent utilisée et traitée car c’est dans cette image que sont encodées les informations nécessaires à la technique d’élastographie par résonance magnétique.

Temps d’écho et temps de répétition 

Les temps d’écho et de répétition sont deux paramètres primordiaux d’une séquence
IRM classique. Le temps d’écho (TE) est défini comme le temps entre le basculement de l’aimantation dans le plan transverse et l’acquisition du signal. Un écho de signal est réalisé à la moitié de l’acquisition du signal. Plus exactement, dans une séquence IRM classique, le temps d’écho correspond au temps entre le milieu de l’impulsion RF et la refocalisation du signal, temps auquel apparaît un écho. La décroissance de l’aimantation transverse, et donc du signal, étant caractérisée par la constante de temps T2* ou T2 (dépendant de la séquence utilisée), il est important dans le cas précis de l’ERM que le temps d’écho soit le plus faible possible afin de garantir le maximum de signal. Le temps de répétition (TR) est l’intervalle de temps entre deux impulsions RF d’excitation successives. Comme nous l’avons vu précédemment, l’acquisition du signal est répétée plusieurs fois pour des valeurs de gradients de phase différentes. La repousse de l’aimantation longitudinale est caractérisée par le temps T1. Le temps de répétition va donc influencer la repousse en T1 des aimantations. Le réglage de ces deux paramètres permet de réaliser différentes pondérations en IRM. Ainsi, fixer un temps d’écho court et un temps de répétition court permet d’obtenir des images pondérées en T1. Cela signifie que les tissus présentant des T1 courts vont apparaître en hypersignal, tandis que ceux présentant un T1 très long seront en hyposignal. Il est aussi possible de réaliser des images pondérées en T2, T2* ou encore en densité de protons.

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Table des matières

Introduction
1 Contexte : l’élastographie par résonance magnétique
1.1 L’imagerie par résonance magnétique
1.1.1 Bases physiques de la résonance magnétique nucléaire
1.1.2 De la RMN à l’IRM : principe général d’acquisition d’une image IRM
1.1.3 Séquences d’acquisition usuelles
1.2 Conception d’impulsions RF en IRM
1.2.1 Repère tournant et reformulation des équations de Bloch
1.2.2 Approximation du petit angle de bascule
1.2.3 Les impulsions Shinnar-Le Roux
1.2.4 Théorie de diffusion inverse
1.2.5 Le contrôle optimal
1.3 Elastographie par résonance magnétique
1.3.1 Motivations pour l’élastographie par résonance magnétique : détection de pathologies
1.3.2 Notions de mécanique : régime statique et dynamique
1.3.3 Encodage d’un mouvement harmonique en IRM
1.3.4 Dispositifs de génération d’onde
1.3.5 Reconstruction des propriétés viscoélastiques
1.4 Cadre choisi pour les travaux de cette thèse
2 Comparaison des propriétés viscoélastiques obtenues par Élastographie par Résonance Magnétique et Rhéologie Haute-Fréquence
2.1 Introduction
2.2 Méthodologie d’acquisitions ERM et réalisation des fantômes
2.2.1 Séquences d’acquisition en ERM
2.2.2 Dispositifs d’excitation
2.2.3 Réalisation de gels tests
2.3 Reconstruction des propriétés viscoélastiques
2.3.1 Chaîne de reconstruction
2.3.2 Reconstruction 1D versus reconstruction 3D
2.3.3 Simulation de la propagation d’une onde
2.3.4 Mise au point d’un critère de réglage des filtres spatiaux
2.4 Comparaison élastographie par résonance magnétique et rhéologie hautefréquence sur fantômes
2.4.1 Méthodologie des mesures d’ERM et de rhéologie
2.4.2 Résultats et discussion de la comparaison sur fantômes
2.4.3 Influence de la vitesse de refroidissement sur les propriétés mécaniques
2.4.4 Reproductibilité des acquisitions
2.4.5 Conclusion sur la comparaison sur fantômes
2.5 Comparaison élastographie par résonance magnétique et rhéologie hautefréquence sur foies de veau
2.5.1 Méthodologie des mesures d’ERM et de rhéologie
2.5.2 Résultats des mesures sur foie de veau
2.5.3 Conclusion sur la comparaison ex vivo de foie de veau
2.6 Conclusions
3 Contrôle optimal appliqué au contrôle de la phase en IRM : application à l’élastographie par résonance magnétique
3.1 Introduction
3.2 Expérience simple de contrôle de phase IRM par contrôle optimal
3.2.1 Définition de la fonction de coût et des états-cibles
3.2.2 Génération des impulsions RF
3.2.3 Analyse des impulsions obtenues
3.2.4 Simulation IRM avec ODIN
3.2.5 Expériences IRM
3.2.6 Conclusion
3.3 Application au contrôle de la phase en ERM : preuve de faisabilité
3.3.1 Le contrôle optimal appliqué à l’ERM : adaptation des équations de Bloch
3.3.2 Distribution linéaire de la phase
3.3.3 Distribution sinusoïdale de la phase
3.4 Améliorations du contrôle de la phase en ERM
3.4.1 Solution intuitive du problème du CO appliqué à l’ERM
3.4.2 Impulsion RF optimisée avec deux isochromats
3.4.3 Sélection fréquentielle : perspectives
3.5 Conclusions et perspectives
Conclusion générale et perspectives
A Séquences IRM implémentées pour les acquisitions ERM
A.1 Séquence écho de gradient
A.2 Séquence d’écho de spin
B Simulation de propagation d’onde dans un milieu dissipatif par la méthode des différences finies
B.1 Forme explicite de l’équation de la propagation d’onde
C Tableaux des résultats pour le réglage des filtres de Butterworth
D Publications et communications
D.1 Article de revue
D.2 Conférences internationales avec comité de lecture
D.3 Conférences nationales avec comité de lecture
Bibliographie

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