L’oxygénation du sang : l’effet BOLD

L’accomplissement d’une tâche cognitive ou sensorielle produit une augmentation localisée de l’activité neuronale. Ceci entraîne alors une vasodilatation locale qui engendre à son tour une augmentation rapide du CBF. Cette variation du CBF, et donc de l’apport en oxygène, est 2 à 4 fois supérieure à celle du CBF [70]. Un excès d’hémoglobine oxygénée est alors apporté à la région activée [71, 72]. En effet, ces auteurs ont prouvé, lors d’études en TEP, que l’augmentation du métabolisme oxydatif durant une activation est de 5% alors que l’augmentation du CBF est de 30%. Ceci se traduit donc par une diminution relative de la concentration en déoxyhémoglobine [65,73]. Ce type de contraste physiologique fut mis en évidence pour la première fois en 1991 par Ogawa et coll. [74] qui l’ont appelé le contraste

BOLD pour : Blood Oxygenation Level Dependent.

Figure 1.9 : effet du déséquilibre entre les augmentations du CBF et du niveau d’oxygénation sur la concentration en déoxy-Hb dans les cappillaires.

Les effets du niveau d’oxygénation sur le signal IRM ont été constatés pour la première fois par Ogawa et Lee [74] qui ont observé une meilleure visibilité des vaisseaux sanguins chez le rat lorsque le niveau d’oxygène dans le sang diminuait. Leur interprétation de cette observation reposait sur la création d’un gradient local de champ induisant une perte de signal à cause de la déoxy-Hb. En effet, depuis 1936, Pauling [75] a étudié la propriété paramagnétique de la déoxy-Hb ( = 1.57 ± 0.07) et diamagnétique de l’oxy-Hb (χ= −0.26 ± 0.07). Du fait de sa faible susceptibilité magnétique, l’oxy-Hb n’affecte pas le

temps de relaxation transversal ∗.La déoxygénation de l’hémoglobine produit la déoxy-Hb, une substance contenant un ion de Fer avec quatre électrons non appariés. La différence de susceptibilité entre les capillaires contenant de la déoxy-Hb et le milieu interstitiel induit la création d’un gradient local de champ qui croit linéairement avec l’intensité du champ principal et dépend de paramètres biophysiques, physiologiques et des propriétés géométriques du vaisseau [76, 77, 78].

Figure 1.10 : profil 3D de la variation locale du champ magnétique, induite par la différence de susceptibilité magnétique (Δχ), à l’intérieur et à l’extérieur d’un cylindre (vaisseau) plongé dans un

champ magnétique principal .avec r= + , Y est la saturation du sang , Δχ la différence de susceptibilté entre le sang complétement oxygéné et le milieu intersticiel , l’intensité du champ

principal, θ et ф des angles tenant compte de la configuration géométrique du cylindre (vaisseau) par rapport à la direction du champ et à l’orientation du voxel.

Figure 1.11 : Mécanismes physiologiques et biophysiques du contraste BOLD.

Fonction cérébrale

Augmentation locale de l’activité neuronale Augmentation du métabolisme Augmentation du métabolisme Augmentation du CBV (∆ CBV<∆CBF ) Augmentation du CBF (∆Métabolisme oxydatif<<∆CBF )

Diminution du rapport : déoxy-Hb/oxyHb

Variation du temps de relaxation transverse (moins de déphasage entre spins)

Cette perturbation locale de champ entraîne une variation du signal IRM à travers une modification des temps de relaxation et ∗ suivant deux processus complexes : la diffusion et le déphasage intra-voxel. En effet, plusieurs modèles décrivant les modifications du signal IRM induites par le contraste BOLD ont été publiés [69,77, 79, 80, 81, 82, 83, 84, 85, 86, 87, 88]. La plupart de ces modèles considèrent deux variables fondamentales responsables de ces variations : les perturbations locales de champ et la dynamique des protons.

1.2.4.1. La diffusion

La dynamique des protons au voisinage de ce gradient de champ affecte la façon selon laquelle les effets de déphasage irréversible ( ) et réversible ( ∗) prennent place. Dans le contexte des effets de déphasage induits en IRMF, la diffusion a été considérée comme la source majoritairement responsable de la dynamique des protons. Ainsi, les molécules d’eau diffusent dans ce gradient local de champ entraînant une perte de cohérence des phases des spins d’où une perte de signal se traduisant par une diminution de (E.S) ou ∗ (E.G). Ce processus étant dynamique, les séquences en écho de spin pondérées en et celles en écho de gradient pondérées en ∗ sont sensibles à cette variation. Plusieurs auteurs se sont attaqués à la modélisation de ce phénomène. On peut distinguer deux familles principales : les modèles déterministes [82] et les modèles stochastiques [69, 77, 79] Ces auteurs simplifient le problème au cas de la diffusion isotrope, libre (par opposition à la diffusion restreinte) dans des liquides simples.

1.2.4.2. Le déphasage intra-voxel

L’augmentation de la concentration en déoxy-Hb induit une perturbation du champ local (figure 1.10). De ce fait, les spins subissent un déphasage dépendant de leur position. Ceci entraîne une diminution du signal provenant des interférences destructives entre signaux issus des moments microscopiques en question. Ce phénomène étant statique seules les séquences en écho de gradient pondérées en ∗ y sont sensibles.

Un travail remarquable de Bandettini et Wong [78] a permis, par la mise en œuvre d’un modèle déterministe, de faire un pas considérable dans la modélisation du contraste

BOLD. Ces auteurs ont simulé la variation du signal induite par une activité neuronale, à

comportementales : repos-tâche, et ce en fonction de divers facteurs physiologiques et biophysiques. L’évolution temporelle de l’aimantation transversale, supposée complexe, a été simulée par la création de deux cartes : l’une relative à la diffusion (effet de lissage) et l’autre au gradient de champ transformé en un décalage de fréquence puis en déphasage (effet de déphasage intra-voxel). Le processus est itéré jusqu’à l’échantillonnage du signal au temps d’écho. Ainsi, on peut étudier l’influence des différents paramètres physiques ( , , écho de spin, écho de gradient), biophysique (∆χ, géométrie des vaisseaux, saturation du sang en oxygène, hématocrite, coefficient de diffusion etc.) et physiologiques (CBF, CBV) sur le signal fonctionnel en contraste BLOD. Les effects des processus de déphasage et de diffusion ont été exprimés en termes de variation des vitesses de relaxation transversale : (ES) ou (EG) puis transformés en variation de signal dans le voxel en différenciant l’expression de l’aimantation transversale dans l’Eq.4 :

∆

(%) = 100. (e ∆ (∗)_{− 1)}

≪∆ (∗) ≈ −100 × T ∆R (∗)