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Université Paris Sud -‐ Ecole Doctorale STITS

Mémoire présenté pour obtenir

L’Habilitation à Diriger les Recherches, Spécialité Physique-‐Electronique

Des Questions de sensibilité en IRM

Marie Poirier-‐Quinot

Soutenance prévue le 30 juin devant le jury composé de :

RAPPORTEUR : ODILE PICON

RAPPORTEUR : CLAUDE FERMON

RAPPORTEUR : PIERRE LEVITZ

EXAMINATEUR : FLORENCE GAZEAU

EXAMINATEUR : MARC PORT

EXAMINATEUR : PIERRE-‐YVES JOUBERT

EXAMINATEUR : JEAN-‐CHRISTOPHE GINEFRI

Activité de Recherche - Introduction

Habilitation à Diriger des Recherches -‐ Marie Poirier-‐Quinot 3 / 44

Table des matières

Chapitre 1 L’Imagerie par Résonance Magnétique : du spin nucléaire à l’imagerie médicale , les enjeux actuels ........................................................................... 6

I. Principe de réciprocité et de détection en IRM ............................................................. 7 II. La détection directe et ses limites ....................................................................................... 9

Chapitre 2 Sensibilité -‐ Antennes RF à haute sensibilité ....................................... 12 I. L’IRM : les principales sources de bruit ......................................................................... 12 II. Les antennes en matériau supraconducteur : le panorama

actuel 13 III. antenne HTS : limitations ..................................................................................................... 19 IV. Perspectives ............................................................................................................................... 22

Chapitre 3 Sensibilité et contraste en IRM ................................................................. 24 I. La détection indirecte : principe, champ, sensibilité ............................................... 25 II. Etude du contraste – de la détection cellulaire… ....................................................... 29 III. Etude du contraste -‐ à la détection in vivo .................................................................... 33 IV. Perspective – biomarqueurs, nouveau contraste, imagerie

multimodale ............................................................................................................................................ 36

Chapitre 4 Conclusion ........................................................................................................ 39



Introduction

Mon travail de recherche a débuté à l’U2R2M, unité mixte CNRS/Univ Paris Sud, s’est poursuivi à l’université de Harvard et puis a repris à l’université Paris Sud (à nouveau à l’U2R2M devenue ensuite IR4M). Il s’inscrit dans le cadre des technologies pour la santé. L’enjeu de cette recherche est l’amélioration de la sensibilité de détection en Imagerie par Résonance Magnétique (IRM). Ma formation de physicienne m’a conduit à aborder ces recherches par le versant instrumental et méthodologique en m’attachant à l’amélioration de la sensibilité du détecteur.

C’est dans ce contexte que j’ai effectué mes premiers pas en recherche à l’U2R2M, à l’occasion d’un thèse portant sur le développement d’antenne de surface très sensible, en cuivre et en matériau supraconducteur. La principale application imaginée pour de telles antennes était l’imagerie de surface du corps humain (peau, tumeur sous cutanée, articulation). Néanmoins le fait marquant de ce travail est leur mise en oeuvre pour l’imagerie du petit animal à des champs magnétiques statiques B0 cliniques (1.5 T à 3 T), couramment utilisés en clinique pour l’homme. Ces antennes apportent la sensibilité que l’IRM classique n’a pas.

Lors de ce travail de thèse, j’ai été amenée à collaborer avec des équipes extérieures autour de questions portant sur la détection d’Agent de Contraste (AC) en IRM, en particulier in vivo sur des modèles petits animaux. Il se trouve que les AC en IRM on une forte dépendance d’efficacité en fonction de leur biodistribution, de l’intensité du champ magnétique statique etc... J’ai commencé à développer ce deuxième volet de ma recherche lors de mon post doctorat au travers de la détection du sodium intra/extra cellulaire par relaxographie. Il s’est poursuivi après mon recrutement au travers de questions plus fondamentales à propos de la sensibilité de détection en fonction de ces différentes conditions, en particulier comment exploiter champ B0 non plus uniquement pour la polarisation, mais surtout pour la modification des temps de relaxations.

Ce manuscrit sera donc construit de la manière suivante :



Je m’attacherai dans une partie introductive à rappeler simplement les bases de l’IRM, afin d’appréhender aux mieux les questions auxquelles je répondrai par la suite.

Dans la première partie, j’entrerai dans le vif du sujet avec l‘amélioration de la sensibilité via la sensibilité de la détection ». Après une introduction aux différentes sources de bruit qui peuvent être rencontrées lors d’une expérience d’IRM, en particulier celles liées au détecteur radiofréquence (RF), je discuterai de l’intérêt qu’apportent les matériaux supraconducteurs pour la réalisation de ces détecteurs en terme de gain de sensibilité. Le modèle développé pour optimiser leur intégration au sein d’une chaîne d’acquisition sera présenté ainsi que sa validation. Des exemples d’application illustreront les résultats obtenus. Je conclurai cette partie en introduisant les limites liées à l’utilisation de ces antennes de surface en matériaux supraconducteurs et les voies que je propose d’emprunter pour les dépasser.

La seconde partie fera l’objet de l’étude de la sensibilité via la modification du contraste en présence d’agent de contraste, en fonction de leur biodistribution, de l’intensité du champ magnétique statique…. Après avoir introduit le concept de détection indirecte via l’utilisation d’agent de contraste, je présenterai les études théoriques ayant pour but l’évaluation de la sensibilité de détection d’agent de contraste en fonction de l’intensité du champ statique, leur concentration, leur biodistribution. J’exposerai ensuite les travaux menés sur leurs effets en fonction de leur biodistribution au niveau cellulaires puis in vivo chez le petit animal. Je conclurai en montrant comment ce travail m’a naturellement conduit vers les questions liées à l’imagerie moléculaire multimodale. En parallèle j’introduirai une question plus fondamentale à laquelle les outils développés ici permettront de répondre « quel est le champ optimal de détection d’un agent de contraste »?

J’illustrerai systématiquement mon propos avec des résultats tirés d’articles ou de conférences à l’occasion desquelles ils ont été exposés, présenterai les collaborations desquelles ils sont issus et les personnes qui y ont participé.

Note : dans la suite de ce manuscrit je parlerai indifféremment de détecteur, capteur ou encore antenne RF.

De même le terme échantillon sera employé aussi bien pour des animaux, différentes parties anatomiques de l’homme que pour des fantômes (matériau ayant les mêmes propriétés physiques que le tissu considéré et mis en œuvre dans un souci d’éthique et de reproductibilité).

Enfin ayant essentiellement travaillé avec les noyaux d’hydrogène quand je parlerai de protons, de noyaux, etc... il s’agira de ceux de l’1H.

Chapitre 1 - L’Imagerie par Résonance Magnétique : du spin nucléaire à l’imagerie médicale , les enjeux actuels


Chapitre 1 L’Imagerie par Résonance Magnétique : du spin nucléaire à l’imagerie médicale , les enjeux actuels

Dans la mesure où les lecteurs de ce manuscrit ne seront pas nécessairement spécialistes de la RMN, je rappellerai brièvement dans ce chapitre les éléments qui m’ont semblé important à aborder pour comprendre la suite de mon travail.

La première découverte à l’origine de l’IRM est la découverte du spin en 1922 par O. Stern, suivie de la découverte par I. Rabi du moment magnétique du noyau (prix Nobel en 1944) donnant ainsi naissance à la Résonance Magnétique Nucléaire (RMN). Le phénomène physique sur lequel repose la RMN a été étudié en 1946 par des physiciens, E.M. Purcell et F. Bloch. Depuis cette date, la technique connaît des développements spectaculaires dans différents domaines, apportant des informations de natures moléculaires, aussi bien en phase liquide, que gazeuse ou solide. La découverte de l’Imagerie par Résonance Magnétique (IRM) a été récompensée par l’attribution d’un prix Nobel de médecine à P.C. Lauterbur et P. Mansfield, 2 physiciens, en 2003 “pour l’invention de l’IRM, le développement des gradients et de l’imagerie rapide”. L’accès à des plans obliques rendu possible par l’IRM, quand les autres techniques, tomographique, ne permettaient d’obtenir que des coupes axiales, révolutionne l’imagerie médicale. Ajoutés à cela les différents types de contrastes accessibles1 en IRM ainsi que leur finesse, il est facile de comprendre l’origine de l’engouement pour l’IRM. Enfin, l’imagerie fonctionnelle cérébrale basée sur la découverte de l’effet BOLD-‐« blood oxygenation level dependence », en 1995, permet de suivre la consommation d’oxygène dans le cerveau donnant ainsi accès à sa fonction cognitive.

La prochaine révolution dans le domaine sera probablement celle de l’imagerie moléculaire, permettant de détecter des traceurs spécifiques à un type cellulaire (i.e. tumeur). La sensibilité nécessaire à ce type d’application reste une question à laquelle la communauté IRMiste n’a pas fini de répondre, et autour de laquelle je mène une partie de mon activité de recherche.

1 Ces contrastes permettent de mettre en évidence différentes catégories de tissus mous



I. Principe de réciprocité et de détection en IRM

Basée sur la résonance du proton 1H, l’IRM génère des images diagnostiques en quelques minutes, avec une résolution spatiale, r, de l’ordre du millimètre chez l’homme. Le principe d’une acquisition IRM est brièvement décrit dans la Figure 1. L’application d’un champ magnétique statique B0 engendre une polarisation des spins nucléaires, créant ainsi une aimantation nucléaire macroscopique M0 alignée et proportionnelle à ce champ (axe z de la Figure 1). La levée de dégénérescence énergétique (effet Zeeman nucléaire) fait apparaître différents niveaux énergétiques sur lesquels se répartissent thermiquement les spins, obéissant à l’équilibre à la loi de Boltzmann. Pour les températures mise en jeu (310K – corps humain), la polarisation nucléaire est très faible (10-‐5 à 1 T). En comparaison avec la TEP (Tomographie à Émission de Positons -‐ rayonnement gamma) ou avec l’utilisation d’un scanner à rayons X, l’énergie électromagnétique mise en jeu lors d’une expérience d’IRM est douze ordres de grandeur plus petite. L’IRM est capable de réaliser des images de haute qualité non pas grâce aux énergies impliquées, mais grâce aux grands nombres de spins nucléaires observés.

Une pulsation brève de champ magnétique radiofréquence (RF) B1, à la fréquence angulaire de Larmor ω0 ∝ γ B0, où γ est le rapport gyromagnétique du noyau observé, est générée par une antenne RF. Cette impulsion bascule hors de son état d’équilibre l’aimantation M0, comprise dans un volume élémentaire r3, appelé voxel, d’un angle dit de basculement α = γ B1 τ ( Figure 1—a). On induit ainsi une composante transverse Mt de l’aimantation nucléaire dans le plan xy, transversale à B0 et à M0. Cette phase est communément appelée phase d’excitation.

Le phénomène de résonance magnétique nucléaire à proprement parler s’observe lors de la phase dite de réception ( Figure 1—c). La dépendance en temps de Mt est détectée en résonance à ω0, par une deuxième antenne RF, lors de son retour à son état d’équilibre thermique (état le plus stable). Dans une antenne classique, en métal normal, la variation dans le temps de l’aimantation induit une circulation du champ électrique le long du conducteur.

L’efficacité d’une antenne donnée à capter le signal dû à Mt est proportionnelle à sa capacité à créer un champ B1 dans l’échantillon pour une densité de courant donné – c’est le principe de réciprocité en électromagnétisme [1]. Le signal RMN, encore appelé signal de précession libre ou FID : Free Induction Decay, est alors décrit par la force électromotrice e induite :

e = ω0 [(B1/I) × M0] r3 Eq. 1



où B1/I est le champ magnétique RF créé par l’antenne, par unité de courant la traversant. Notons que dans une antenne constituée d’un matériau supraconducteur, un courant supraconducteur serait alors induit dans l’antenne. Selon la puissance émise, la densité de ce courant dans l’antenne obéit soit :

-‐ à la loi de London, j = A / µ0λac2, où A est le potentiel vecteur et λac est la

longueur de pénétration de London du matériau supraconducteur

-‐ à l’équation de l’état critique, j = jc = ∇×E / µ0, où jc est la densité de courant critique.

Le temps nécessaire pour polariser les noyaux (c’est-‐à-‐dire de leur permettre de retourner à l'équilibre) est appelé le temps de relaxation longitudinale T1, ou encore, temps de relaxation spin réseau ( Figure 1—b). Il dépend des particularités du système, tel que le mouvement de rotation des noyaux observés (au sein d’une molécule par exemple), leur mouvement de vibration (au sein du réseau ou dans une molécule), et leur mobilité dans le réseau. La variation spatiale de T1, en fonction de la nature des molécules observées (leur taille, leur structuration …), est l’une des principales sources de contraste en IRM.

La perte de cohérence de ce signal RMN (décroissance temporelle exponentielle) est caractérisée par le temps de relaxation transversale T2 ( Figure 1—c), ou relaxation spin-‐spin, qui est également une source de contraste importante en IRM. Ces deux phénomènes sont intrinsèquement liés, de par leur nature, à l’intensité du champ B0 [2].

Nous sommes ici en couplage faible, les temps de relaxation T1 et T2 sont donc relativement longs, de l’ordre de la dizaine, centaine de millisecondes, jusqu’à la seconde dans les milieux liquides.

Il est généralement préférable d’utiliser une antenne volumique lors de la phase d’excitation, générant un champ RF B1 plus homogène qu’une antenne de surface au niveau des spins nucléaires de l’échantillon, alors traités de façon uniforme. Une excitation hétérogène se traduirait ici par une pondération T1 variable dans l’espace.

Le principe de l’imagerie par résonance magnétique consiste à mesurer la dépendance spatiale du signal RMN. Bien que la longueur d’onde du champ électromagnétique soit de l’ordre de la dizaine de mètres, la localisation en IRM peut se faire idéalement à l’échelle du micromètre, la limite étant alors la diffusion des noyaux d’hydrogène dans les gradients d’imagerie. L’idée est de modifier faiblement l’interaction des spins nucléaires avec le champ B0 (et donc l‘effet Zeeman local), par l’intermédiaire de gradient d’imagerie, pour qu’ils puissent absorber des énergies légèrement différentes. La position spatiale est alors discriminée par le décalage spatial



de la fréquence, modifiée par l’utilisation d’un champ magnétique dont l’amplitude dépend de la position spatiale. La résolution spatiale, définie ici comme le volume élémentaire encodé de dimension r3, dépend donc de l’intensité des gradients de champ magnétiques et de leur durée d’application. Typiquement, des gradients de 100 mT.m-‐1 devraient permettre d’obtenir des voxel de l’ordre de 1 μm3. Or la plupart des

acquisitions n’atteignent pas de telles résolutions.

II. La détection directe et ses limites

Figure 1 : a. Absorption d’énergie RF. A gauche : avant l’impulsion RF, l’aimantation (flèche noire) est alignée au champ statique B0 et l’axe z. A droite : une impulsion RF à la fréquence de Larmor permet à l’énergie d’être absorbée par les protons, entraînant une rotation de l’aimantation hors de l’axe z. b. Relaxation longitudinale (T1) – L’application d’une impulsion RF basculant toute l’aimantation dans le plan transverse, impulsion dite de 90°, annule l’aimantation longitudinale (composante selon z). Au cours du temps, l’aimantation longitudinale retourne à son état d’équilibre le long du champ statique B0. c. Relaxation transversale (T2) – immédiatement après une impulsion RF de 90°, l’aimantation transverse Mt (dans le plan xy, perpendiculaire à z) est maximale, puis commence à se déphaser à cause des interactions spin-‐spin, de l’hétérogénéité du champ magnétique B0, etc…). Ce déphasage entraîne une décroissance du signal RMN.



Une notion essentielle à introduire afin de caractériser la qualité d’une acquisition d’IRM, est le Rapport Signal sur Bruit (RSB) qui dépend de plusieurs paramètres, notamment :

− L’intensité du champ statique B0 − la polarisation nucléaire (P) − la séquence d'imagerie (I : l’angle de basculement, le temps

d’observation, de répétition) − Tacq le temps total pendant lequel le signal contenu dans le voxel r3 est

enregistré − l’antenne RF de détection (SRF)

Le RSB peut être synthétisé selon l’équation:

RSB ∝γS RF P I r3 Tacq

Eq. 2

Pour la suite nous définirons la sensibilité S comme le RSB normalisé par le

volume élémentaire détecté en un Tacq donné : S = RSBr 3 Tacq

.

Cette expression donne dans un premier temps un aperçu général sur la façon d’améliorer le RSB ; en augmentant Tacq (par des mesures répétées) par exemple, avec la contrainte in vivo des mouvements du patient ou la durée des processus étudiés. Typiquement cela devient impraticable si on veut conserver le RSB tout en diminuant la résolution spatiale, d’un ordre de grandeur dans chacune des trois dimensions, en passant de (1 mm)3 à (100 µm)3. Cela nécessiterait d’allonger le temps d’acquisition de 6 ordres de gradeurs (soit d’une minute à deux ans).

Or, atteindre ces seuils de sensibilités est un enjeu majeur pour l’imagerie du petit animal (volume des organes 1000 fois plus petit chez la souris que chez l’homme) ou encore la détection de phénomènes à très petite échelle (population de cellules ou de molécules). Pour améliorer cette sensibilité, on peut envisager de maximiser I en utilisant des séquences d'imagerie efficaces, en optimisant la détection, ou encore la polarisation.

Augmenter la polarisation en augmentant l’intensité de B0 implique de construire des appareils de recherche dotés d'aimants complexes à mettre en œuvre, pouvant dépasser 17 T pour les applications pré-‐clinique, et même atteindre 11,7 T pour l'étude de la fonction cérébrale chez l'homme (projet NeuroSpin – CEA), alors que les appareils de routine clinique fonctionnent le plus souvent à 1,5 T. Les contre parties d’une telle approche sont liées à la nature intrinsèque des mécanismes de contraste T1 et T2,



conditionnés par l’intensité du champ B0 (cf Figure 2.) [2, Gossuin, 2010 #33, Diakova, 2012 #25]. Les phénomènes observés à une valeur de champ particulière ne sont en aucun cas directement transposable à une autre valeur de champ.

Cela n’est pas problématique pour toutes le recherches fondamentales en biologie en revanche cela le devient pour toutes les recherches à visées translationnelles (du préclinique vers le clinique), où pour l’étude des effets des phénomènes de relaxation en fonction du champs B0. L’intensité ne doit alors plus être un obstacle à la sensibilité.

Je vous présenterai dans la suite de ce manuscrit les deux voies que j’ai explorées afin de palier à ce manque intrinsèque de sensibilité dans la mesure IRM en m’attachant d’une part à améliorer la qualité du détecteur RF, puis en jouant sur la relaxation de l’aimantation via l’utilisation d’agent exogène dit de contraste.

Figure 2 : R1 (=1/T1) des tissus diamagnétique pour les matières blanches et grise du cortex frontal chez l’homme. Une intensité de champ statique, B0, la plus élevée possible est un moyen fréquemment invoqué pour améliorer le RSB.

Chapitre 2 - Sensibilité - Antennes RF à haute sensibilité


Chapitre 2 Sensibilité -‐ Antennes RF à haute sensibilité

Une alternative à l’utilisation d’un système impliquant des aimants de champ magnétique B0 plus intenses est d’aborder le problème de la sensibilité par le biais des performances du système de détection SRF.

Je ne développerai pas ici mon travail sur les antennes miniatures en cuivre pour me concentrer uniquement sur les antennes réalisées en matériau supraconducteur.

Le tableau suivant synthétise mes publications, encadrements et implications dans des projets de recherche associés à la thématique « Sensibilité -‐ Antennes RMN radiofréquences à haute sensibilité ». Articles Comité de lecture international

Conférences Comité de lecture international

encadrement collaboration Projet de recherche

thèse Stage M2/ingénieur

6 18 Non officiellement encadrées

• Girard Olivier

• Lambert Simon

• Atie Elie • Din Duc • Gaetan Galisot

• Michel Geahel

• Laboratoire des Solides Irradiés – Polytechnique

• UMPhy – UMR 137

• Magnétisme, Micro et nanoStructures (IEF)

• Mynasis (IEF)

• Super MRI • 3DEMag • 3DMag2

I. L’IRM : les principales sources de bruit

L’antenne RMN joue un rôle essentiel quant aux limites de résolutions accessibles. En se comportant comme un filtre spatial elle diminue la région de l’échantillon observée et ainsi diminue le bruit induit par cet échantillon. De plus, une petite taille



d’antenne optimise le couplage aux protons de l’échantillon observé, améliorant sensiblement le signal RMN. Au delà d’une certaine taille et en fonction de la fréquence d’observation (le cm à 64 MHz), la principale source de bruit devient le bruit de l’antenne RF elle-‐même, liée à l'agitation des électrons de conduction. Sur la Figure 3 nous présentons le gain en SRF attendu en comparant une antenne de surface en cuivre à température ambiante avec cette même antenne refroidie à 30 K en fonction de son rayon et de sa fréquence de résonance. L’antenne est en contact avec un échantillon semi-‐infini, conducteur (0.66 S/m).

Le rapport de puissance entre le bruit des tissus et le bruit propre de l'antenne suit une loi d'échelle en ω3/2.a3, où a est le rayon de l’antenne. Il devient donc critique aux basses fréquences ou aux petites dimensions. Le développement d’antennes cuivre RF cryogénique très sensibles est devenu un sujet de recherche extrêmement actif (Brüker) [3], qui a permis d’obtenir à un gain en RSB de 2.5 à 9.4 T sur le cerveau de souris [3], et d’accéder ainsi à des voxel de 0.2 nl à 9.4 T et 0.06 nl à

15.2 T [Brücker]. La limite intrinsèque de cette approche est celle liée à la résistivité du cuivre qui ne diminue plus au delà de 30 K. Il est également possible de diminuer considérablement le bruit en diminuant la résistivité du conducteur. C’est dans ce contexte que l’utilisation de matériau supraconducteur à haute température critique (SHTC) prend tout son sens, permettant d’abaisser le bruit de l'antenne en dessous de celui de l'échantillon dans le cas de petites antennes ou de fréquences élevées. C’est dans ce contexte que s’inscrivent mes travaux sur le développement d’antenne supraconductrice.

II. Les antennes en matériau supraconducteur : le panorama actuel

Les antennes RMN, objet de ma recherche, sont réalisées sur le principe des ligne de transmission (Multi Tour Ligne de transmission – MTLR) [4]. Elles sont composées de deux lignes disposées de part et d'autre d'un substrat diélectrique ; ces éléments distribués de manière continue (circuit monolithique) constituent une

Figure 3 : gain en SRF attendu en comparant une antenne de surface en cuivre à température ambiante avec cette même antenne refroidie à 30 K en fonction de son rayon et de sa fréquence de résonance. L’antenne est en contact avec un échantillon semi-‐infini, conducteur (0.66 S/m).

Frequency (MHz) 0.1 1 10 100 1000

Coi

l rad

ius (

cm)

0.1

10

1

20

6.7

1.5

3

1.2

2

4

6

5

1.1



capacité d'accord distribuée au sein d'une ligne de transmission. Les procédés de microtechnologie permettent de construire des résonateurs monolithiques sans contacts sur des diélectriques aux caractéristiques excellentes et parfaitement contrôlées. Actuellement les résonateur en matériau supraconducteur sont développés chez Theva ®, leur équivalent en cuivre, que je ne mentionne très peu dans ce manuscrit, sont quand à eux le fruit de collaborations avec l’équipe Mynasis de l’Institut d’Electronique Fondamentale (IEF, M. Woytasik) [5-12].

D’un point de vue expérimental, l’intégration de telles antennes dans la chaîne d’acquisition impose certaines contraintes. En pratique, une façon simple d’intégrer

sans connexion l’antenne RF à la chaîne d’acquisition d’imagerie (ici au préamplificateur) est de faire appel à une technique de couplage inductif, basée sur l’utilisation d’un coupleur (circuit résonance RLC, accordé à la même fréquence que

l’antenne RMN) (Figure 4). Cette approche évite l’introduction de point chaud à l’intérieur du cryostat. Cependant le bruit thermique provenant du coupleur à tendance à augmenter la puissance de bruit totale (Raad, 1992). Au schéma équivalent du circuit de couplage, nous avons intégré un modèle de préamplificateur, ainsi que les effets de la ligne de transmission qui assure le transfert du signal jusqu’au préamplificateur.

En considérant le principe de réciprocité [13 , 14], la contribution SRF du détecteur peut être comme :

S RF =B1I L

ω Ql4 kB Teff

with 1 l leff S C

u u

Q QT T TQ Q

⎛ ⎞≈ − +⎜ ⎟

⎝ ⎠ Eq. 3

Teff est la température effective de bruit du circuit en présence de l’échantillon conducteur. Le circuit du détecteur RF est modélisé par une inductance propre L en série avec la force-‐électromotrice induite par le signal RMN. Une somme des résistances représentant les pertes équivalentes à l’échantillon et à l’antenne pondérées par leur température respectives TS et TC (avec kB la constante de Boltzmann). Ces résistances étant inversement proportionnelles aux facteurs de qualité, nous les avons remplacés par leur facteur de qualité respectif. Ql et Qu, sont respectivement les facteurs de qualités en présence ou non d’un échantillon conducteur. Le rapport B1/I correspond au

Figure 4 : Schéma équivalent du circuit de couplage inductif. Ql et Qcc sont respectivement les facteurs de qualité de l’antenne RF et du coupleur. Zout est l’impédance de l’antenne RF vue à la sortie du circuit d’adaptation. Zp est l’impédance d’entrée du préamplificateur

Ql, ω0 Qcc , ω0

Pre-amplifier

coupling coilHTS coilZ Zin

Cable connection

Lk

Zout

Ql, ω0 Qcc , ω0

Pre-amplifier

coupling coilHTS coilZ Zin

Cable connection

Lkk

Zout



champ B1 que l'antenne RF exerce sur l’aimantation M quand elle est parcourue par un courant RF I. En supposant négligeable la déformation du champ électromagnétique par la présence des courants de conduction et de déplacement à l'intérieur de l'échantillon (approximation quasi-‐statique), B1/I et L ne dépendent que de la géométrie du détecteur et non de la conduction de l’échantillon. Prolongement de celui de Raad [15], ce modèle a été publié [16]

Un des principaux résultats à retenir est qu’à partir des seules mesures de Ql et Qu, , il est possible de comparer rapidement des antennes RF de géométries similaires mais de conducteurs et/ou de températures de fonctionnement différentes et d’en déduire le gain en RSB attendu par l’utilisation de celle constituée de matériau supraconducteur plutôt que de cuivre.

La Figure 5 affiche le gain de sensibilité en fonction de la fréquence, attendu dans le cas d’échantillon non conducteur (Ql = Qu) pour des détecteurs RF en cuivre ou en matériau supraconducteur, à différentes températures de fonctionnement, comparé aux performances un détecteur de référence standard en cuivre, de taille et géométrie identique fonctionnant à température ambiante. Avec l’utilisation de matériau SHTC à 77 K des gains de l’ordre de 20 sont attendus pour des fréquences de quelques dizaines de MHz. il fraudait refroidir 18 fois plus le cuivre pour obtenir la même amélioration.

C’est le chute de résistivité des supraconducteurs, en dessous d’une température critique Tc qui les rend intéressants1. Dans le cas de l’YBaCuO (oxydes mixtes de baryum de cuivre et d'yttrium), Tc, environ 93 K, est supérieure à celle de l’azote liquide (77 K), facilitant considérablement la cryogénie nécessaire à son utilisation [17].

1Il y a également des contraintes sur le courant circulant dans le matériaux supraconducteur et le champ magnétique dans lequel il est placé, tous deux en deçà d’un courant critique Ic et d’un champ critique Hc pour s’assurer l’état supra. Je simplifie ici volontairement la description des matériaux supraconducteur de type II, m’adressant aux lecteurs non initiés et essayant ainsi de lui donner les clés pour comprendre la suite sans nécessairement transmettre la théorie sur le supra, beaucoup trop complexe et qui n’est en aucun cas le sujet ici.

Figure 5 : Gain en sensibilité attendu dans la cas d’un échantillon non-‐conducteur pour des antennes RF en cuivre ou en YBCUO, et pour différentes températures de fonctionnement

RF

sens

itivi

ty g

ain

10

1000

100

2

HTS - 77 K (B0)

HTS - 77 K

Cu - 4.2 K

Cu - 30 K

Cu - 77 K

Frequency (MHz) 0.1 1 10 100 1000

10 100 300 Temperature (K)

Resistivity of copper (Ω·m)

10-10

10-8

10-9

RRR=ρ(273 K)/ρ(4 K)

RRR=10

RRR=20

RRR=50 RRR=100

RRR=200

Idea

l



Concrètement le dispositif développé à l’IR4M consiste à refroidir l’antenne RF par l’intermédiaire d’un doigt froid solide (saphir) visible sur la Figure 6 {Resmer, 2010 #3009} ayant les propriétés thermiques et électriques adéquates. Cette figure est une

vue de l’intérieur du cryostat à azote liquide lorsque le capot est démonté.

Le détail de la mise en œuvre d’un tel système ainsi que les matériels et méthodes impliqués sont présentés dans [16], [18, 19 , 20] et [21]. En voici les principaux résultats :

• Gain en sensibilité : La synthèse des gains en sensibilité (RSB) obtenus à partir de mesures de paramètres

électriques, en imagerie à 1,5T avec une antenne SHTC de 12 mm de diamètre comparée à son homologue en cuivre sont présentés Figure 7 [16]. Des gains allant jusqu’à 16 sont mesurés dans la configuration idéale d’un échantillon non conducteur.

• Modèle du bruit : le modèle théorique présenté sur Figure 4 a été validé expérimentalement à partir de la mesure de bruit sur des acquisitions IRM. Le bruit

source provenant du système antenne/échantillon présente une densité spectrale de puissance constante en fréquence (bruit blanc). Le bruit obtenu sur l’image finale est pondéré par le gain de la chaîne d’acquisition et les facteurs de bruits des différents éléments de la chaîne, ici le coupleur et le préamplificateur. La Figure 8.a montre une image de bruit obtenu avec l’utilisation de l’antenne SHTC à 1,5 T, avec une bande passante d’acquisition supérieure à celle de l’antenne. On visualise bien les variations de l’écart type du bruit dans le sens de la lecture (il est constant dans le sens de la phase

Figure 6 : Photo de l’intérieur du cryosta cryostat amagnétique à azote liquide, fabriqué par la société Desert Cryogenic (SanDiego USA)t, montrant l’antenne supraconductrice fixée sur le doigt froid en saphir lorsque le capot de l’enceinte secondaire est retiré.

Figure 7 [16] : gains RSB mesurés (carré) et simulés (triangle) dans le cas d’un préamplificateur et d’un coupleur idéal, i.e. sans bruit (triangle rouge) et dans le cas du préamplificateur et du coupleur réel de la chaîne d’acquisition ( triangle rose) en fonction des facteurs de qualité à vide et en charge de l’antenne SHTC.



puisque la fréquence ne varie pas). La Figure 8 b et c présente la comparaison entre les résultats théoriques et la mesure pour différente condition de couplage (b) entre le coupleur et l’antenne (coefficient de couplage optimal est atteint pour k/kc=5 ; k/kc=3,5, position de sous couplage, k/kc=7 – sur couplage), pour différentes valeur de charge (c). La tendance des courbes est respectée dans tous les cas. Nous pouvons donc nous y référer pour une utilisation optimale des antennes supraconductrices en imagerie.

a. Figure 8 : Mesure de bruit par IRM. Influence du coupage et de la charge a. image de bruit obtenue avec l’utilisation de l’antenne SHTC, et une bande passante d’acquisition de 17,9 kHz. L’axe de lecture (variation de la fréquence) est l’axe horizontal. Les deux graphes c et d représentent l’écart type du bruit mesuré sur les images ainsi que les prédictions théoriques correspondantes. a) Etude de bruit en fonction de la charge b) Etude de bruit en fonction du couplage réalisée sur l’antenne à vide. Le couplage optimal au préamplificateur est atteint ici pour k/kc = 5

Les contributions de bruit du coupleur et du préamplificateur sont clairement interdépendantes et de manière générale elles pourraient être nettement atténuées en diminuant leur température de bruit respective en les intégrant dans le cryostat. Cette perspective d’amélioration est envisagée à moyen terme.

• Gain en sensibilité -‐ illustration : Dans le cas d’un animal tel que la

souris, les conditions de charge sont telles que les gains en RSB allant de 5 à 12 sont accessibles à 1,5 T sur différentes régions anatomiques. Ces gains en sensibilité ont permis d’obtenir in vivo, et en moins d’une demi heure, des résolutions spatiales isotropes de (59µm)3 ([16] et Figure 26), ou encore une résolution spatiale ultime de (20 µm)3 [22 ], [21], sur des tubes d’eau ou sur des échantillons de tissus en reconstruction (matrice 3D biodégradable), cf Figure 10 [23] [financements 3DMag2,

d.

Figure 9 : acquisition IRM à 1.5 T du cerveau de souris in vivo, a. avec une antenne cuivre de 12 mm de rayon à température ambiante, b.et c. une antenne identique en SHTC à 77 K. a et b sont acquises avec une résolution isotrope de (117µm)3, c. (59x59x300)µm3, a. à 4.7 T avec une antenne de 6 mm de diamètre

b. c.



3DEMag]. Habituellement de telles résolutions ne sont accessibles qu’avec des appareils à très haut champ (e.g. 9,4T).

• Comportement de l’antenne SHTC en champ:

Une fois placée dans B0, une modification de la fréquence de résonance et du facteur de qualité du résonateur SHTC est observable (typiquement une chute de 80% de Q pour une antenne de 12 mm de

diamètre à 1.5 T et Δf∼30 kHz). Une propriété remarquable des couches mince du SHTC YBCO est l’apparition au sein du matériau d’un réseau de

lignes de flux quantifiés ou vortex1 en présence d’un champ magnétique statique extérieur. Le courant électrique dans le matériau supraconducteur est alors porté par une combinaison d’électrons normaux et d’électrons supraconducteurs (circulant sans pertes). La proportion de ces deux populations d’électrons dépend de la température. Le nombre d’électrons dits normaux décroît avec celle-‐ci pour chuter à zéro à la température critique2. En présence d’un courant électrique externe les vortex se mettent en mouvement, créant ainsi un état résistif. La résistance reste cependant faible comparée à celle de l’état normal. Ces effets se

1 La densité de ce champ magnétique, nv = B/F0, augmente proportionnellement avec l’intensité de l’induction magnétique B. La quantité F0 = h/2e est le quantum de flux. 2 Le modèle bi-fluidique de Gorter et Casimir [4] s’avère très utile pour formuler les idées et les concepts de base menant à l’expression de la conductivité complexe des supraconducteurs en régime radio fréquence.

a. b.

Figure 10 : visualisation de la structure interne des différentes matrices 3D : a. pores laméllaires, V0= 30x30x40 µm3, b. Imagerie confocal de fluorescence (fluorescein isothiocyanate–labeled).

Figure 11 : Variation de la fréquence de résonance en fonction du champ statique appliqué et de la température de l’antenne pour une orientation parallèle et orthogonale des plans supraconducteurs par rapport aux lignes de champ B0.



manifestent par la dépendance à la densité de courant supraconducteur de la longueur de pénétration efficace du champ magnétique dans le matériau, λac, et de la résistivité de surface Rs = µ0ωλac

1 du matériau.

• A la lumière de ce qui vient d’être dit, il est clair que les effets du champ statique B0 peuvent être compensés par la diminution de la température de fonctionnement des antennes supraconductrices SHTC. Cette approche, développée dans le cadre de la thèse de Simon Lambert [20], permet à la fois de contrôler la fréquence (par l’intermédiaire de λac) et d’améliorer le facteur de qualité (cf Figure 8).

Au vue de ces résultats, l’imagerie petit animal ou d’échantillon peu conducteur à champ clinique (1.5 T, 3 T) s’illustre comme une des applications majeures des antennes supraconductrices. Dans le contexte grandissant du développement de modèles petits animaux, tel que les rongeurs, comme modèle physiologique ou pathologique, l’IRM offre un intérêt considérable en permettant d’accéder à des informations morphologiques, fonctionnelles, ou encore moléculaires. C’est dans ce domaine que le potentiel des antennes supraconductrices SHTC s’est révélé le plus prometteur, domaine pour lequel une grande sensibilité est indispensable.

Bien que le potentiel des antennes SHTC ne soit plus à démontrer, elles couvrent un spectre étendu d’applications, leur utilisation demeure cependant très largement minoritaire parmi les recherches couramment conduites de nos jours. Ceci est principalement dû à la nécessité de déployer une haute technicité et un savoir-‐faire important pour les mettre en oeuvre.

III. antenne HTS : limitations

Revenons à la géométrie MTLR du détecteur SHTC et plus précisément aux problèmes rencontrés, liés à cette géométrie et à la nature intrinsèque du matériau supraconducteur. La distribution de champ magnétique d’une antenne surfacique, naturellement hétérogène, rend la phase d’excitation des spins ainsi que la réponse de l’objet à la réception, variable dans l’espace. Les techniques habituelles de découplage utilisées pour les antennes conventionnelles en cuivre sont généralement inefficaces 1 Une façon d’illustrer la circulation du courant dans un matériau supraconducteur est de le modéliser par un circuit simple composé d’un élément inductif et parallèle avec un élément résistif. En régime basse fréquence le courant circule préférentiellement dans la partie inductive, “court-circuitant” la partie résistive qui ne présente plus d’effet significatif. En régime haute fréquence, la partie inductive devient réactive, le courant circule alors préférentiellement dans la partie résistive, engendrant l’apparition de pertes.



pour les antennes SHTC. Il n’est pas envisageable pour le moment d’utiliser

-‐ ni une antenne volumique à l’émission afin de bénéficier d’un B1 homogène

-‐ ni l’antenne SHTC à la réception pour profiter de sa sensibilité de détection (cf Figure 13).

Je reviens sur la propriété remarquable des couches mince du SHTC YBaCuO mentionnée précédemment : la présence de vortex dans le matériau en

présence d’un champ magnétique statique. Le comportement de ces matériaux supraconducteurs n’est pas linéaire en fonction de la puissance (P) transmise à l’antenne (cf La Figure 14 ) [24]. Ces effets non-‐linéaires proviennent d’origines diverses liées au matériau lui-‐même (origine intrinsèque) et aux conditions d’utilisations (origine extrinsèque) telle que la géométrie de la structure ou la présence d’effets thermiques pouvant aller jusqu’à induire la transition locale du matériau vers son état métallique normal. Comme il a été mentionné préalablement, λac et Rs dépendent de la densité de courant supraconducteur ce qui se traduit dans notre cas par une variation de la résistance Rs et de l’inductance L, caractérisant le circuit équivalent de l’antenne (en considérant l’antenne RF comme un circuit résonance RLC, cf Figure 4 auquel on rajouterait une résistance en série), en fonction du courant inductif circulant dans le matériau.

Ces problèmes de non-‐linéarité observés en IRM [25 ] peuvent considérablement réduire les performances expérimentales dans la mesure où ils ne sont pas pris en compte dans l’implémentation des antennes SHTC. Considérant cela, le théorème de réciprocité ne peut plus être appliqué indifféremment à la phase d’émission ou à celle de réception [25], les niveaux de puissance pour chacune d’elle étant différents. Lors de la phase de transmission d’impulsions, la non-‐linéarité peut modifier la forme de l'impulsion, modifier la fréquence d'excitation sélective, le profil spatial de l’impulsion ou encore l’angle de bascule des spins, ainsi que la puissance réellement transmise à l'échantillon (désadaptation d’impédance de-‐l’antenne SHTC à la chaîne d’acquisition). Cela peut alors introduire une pondération spatiale du contraste de l’image et une

Figure 12 : Modélisation électrique du dispositif de caractérisation non linéaire

Figure 13 : principe du découplage lors des phases émission/réception



absorption de la puissance mal évaluée. Aucune des méthodes couramment utilisées pour l’étude des non-‐linéarités des films supraconducteurs, en particulier dans le domaine de l’IRM [25 , 26 , 27]}, n’est réellement appropriée pour caractériser ces phénomènes. C’est pourquoi nous nous sommes appliqué à développer, dans le cadre de la thèse d’Olivier Girard, une nouvelle méthode, présentée dans l’article Girard, Ginefri [28], qui permet une caractérisation complète de ces non-‐linéarités en fonction de la puissance transmise à l’antenne. Le principe général, illustré Figure 12, est similaire aux autres méthodes avec une extraction basée sur la mesure des paramètres S, décrivant le comportement électrique de réseaux en fonction des signaux d'entrée (ici par réflectométrie), mais cette fois à forte puissance. Il est possible d’extraire les caractéristiques de l’antenne sur les bases d’une excitation monofréquentielle à partir de ce dispositif de mesure et de remonter à ΔF ou Q en fonction de la puissance d’émission (expérience réalisée avec le séquenceur Tecmag qui

pilot habituellement les acquisitions d’IRM).

La Figure 14 [28] en illustre les principaux résultats :

• On constate la présence de deux régimes non-‐linéaires, avec une décroissance lente du facteur de qualité jusqu’à 10-‐4 W puis un net décrochement (Figure 14 (a)).

a. c.

b. d. Figure 14 : Représentation des caractéristiques de l’antenne étudiée : (a) facteur de qualité, (b) fréquence de résonance (d) module et phase du champ crée en fonction de la puissance (d) résistance et réactance en fonction du courant circulant dans l’antenne.



• Le décalage de la fréquence de résonance est quasiment nul jusqu’à la même puissance puis augmente progressivement pour atteindre 230kHz à la puissance de 7W (Figure 14 ((b)).

• Les caractéristiques (R,I) et (X,I) sont faiblement non-‐linéaires jusqu’à environ 0,05 A correspondant à 0.1 mW transmis dans l’antenne, avec une augmentation moyenne proportionnelle au courant à la puissance 0,3W. Au-‐delà, de fortes non-‐linéarités sont observées avec cette fois un exposant variant progressivement de 2,9 à 1,5 pour la plus forte valeur de courant (Figure 14 (c)).

• La calibration de champ magnétique a également été utilisée pour normaliser les mesures de B1 et ainsi obtenir la valeur du champ local à 2 mm de l’antenne le long de son axe. Sur la courbe correspondante (Figure 14 (d)) nous avons représenté la réponse d’une antenne linéaire idéale qui conserverait ses propriétés électriques quelle que soit la puissance appliquée. Comme attendu, la tendance à saturation du courant supraconducteur limite le champ magnétique généré à forte puissance. Un déphasage important apparaît également à forte puissance, à mettre en relation avec la modification de fréquence de résonance.

IV. Perspectives

J’expose dans les lignes qui suivent ma vision de mes futures recherches, dans ce domaine, en prenant comme hypothèse une liberté d’orientation. En pratique, le très court terme est déjà lancé, avec la demande de financement accepté Super MRI, le renouvellement de l’ANR JCJC SupraSense, et la demande de financement de thèse au DIM NanoK MR-‐SupraSense et le postdoctorat qui a débuté en janvier 2014. Les thématiques concernées sont intégrées dans les perspectives présentées par la suite.

• Pulse adiabatique

Développement d’impulsions adiabatiques, indépendantes de B1, permettant de générer des angles de bascule homogènes sur une région d’intérêt. En collaboration avec Ludovic de Rochefort

• Vers le découplage (projet ANR SupraSense, demande de fincancement NanoK MR SupraSense, IDEFI CNRS CODASIS)

L’idée développée ici est de faire transiter le matériau supraconducteur dans son état normal lors de la phase d’émission, en utilisant ses caractéristiques non linéaires.

Des antennes YBCO seront développées en exploitant les caractéristiques fortement non-‐linéaires du supraconducteur pour permettre leur inactivation lors de la



phase d’émission et à terme leur implémentations avec les méthodes de quantification RMN. Ceci implique des modifications du conducteur (géométrie ou structurelle) pour permettre l’entrée et la sortie très rapide de vortex de l’antenne. Ce travail, tout en étant appliqué à l’imagerie médicale, impliquera nécessairement l’étude du matériau supraconducteur dans le domaine des Radio-‐Fréquences, en présence de champs statiques variant de 1 à 7 T.

Nous pourrons ainsi répondra aux questions suivantes :

-‐ une question fondamentale sur l’évaluation des performances de matériaux SHTC en champ magnétique et dans le domaine peu connu des RF, en fonction de leurs propriétés nano-‐structurales et géométriques.

-‐ Comment développer un système permettant une commutation ultra rapide (msec) de l’état supraconducteur à l’état normal et réciproquement, afin d’éviter le phénomène de concentration du flux magnétique lors de la phase émission, et préserver la sensibilité du résonateur supraconducteur lors de la phase détection ?

L’idée originale développée ici pour le « Switch – off » de ces antennes SHTC est de faire transiter le matériau supraconducteur dans son état normal lors de la phase d’émission en utilisant les propriétés non linéaires du matériau.

En parallèle, nous collaborerons avec le département Magnétisme, Micro et nanoStructures (MMS, P. Lecoeur, Sylvia Matzen) de l’Institut d’Electronique Fondamentale (IEF, Université paris Sud) au travers d’une autre approche consistant à développer un dispositif instrumental original basé sur le mécanisme physique de photostriction pour contrôler optiquement la commutation hors résonance des antennes SHTC.

• Développement de réseau SHTC

Afin d’élargir le volume exploré tout en conservant la haute sensibilité des antennes SHTC nous développerons des réseaux d’antennes supraconductrices. Cette approche sera basée sur la solution originale que nous avons proposé récemment dans [29, 30], permettant d’éliminer le couplage mutuel entre les antennes élémentaires qui constituent le réseau.

A moyen terme, ce dispositif sera utilisable couramment à champ clinique et champ standard pour le petit animal (4.7 T).

Chapitre 3-Sensibilité et contraste en IRM


Chapitre 3 Sensibilité et contraste en IRM

Une autre approche pour améliorer la sensibilité S est d’augmenter « artificiellement » le contraste afin d’accéder à l’information relative aux modifications structurelle (morphologique), fonctionnelle ou à l’échelle d’une population de cellules ou de molécules spécifiques. Pour cela l’utilisation d’agent de contraste exogène pourra être mise en œuvre en modifiant localement les temps de relaxation du signal RMN.

En IRM, contrairement aux autres techniques d’imagerie, ce n’est pas l’agent de contraste qui est observé, mais son effet sur son environnement proche (i.e. la modification de la relaxation des 1H due à leur interaction avec les spins électroniques des ions paramagnétiques (souvent Gd) de l’agent de contraste). Qu’elle soit endogène ou exogène, la relaxation des 1H est intrinsèquement dépendante de nombreux paramètres tels que l’environnement chimique, l’intensité du champ B0, la température, la biodistribution…

Le tableau suivant synthétise mes publications, encadrements et implications dans des projets de recherche associés à la thématique « Sensibilité et contraste en imagerie ».

Articles Comité de lecture international

Conférences Comité de lecture international

Encadrement

collaborations Projet de recherche financés

thèse Stage M2/ingénieur

7 2 chapitres de livre

18 • Olivier Girard (participation non officielle)

• Nicolas Gargam (70%)

• Chih Ying

• Lucie Babouin

• Sophie Dechoux

• Laboratoire Matières et Systèmes Complexes, UMR 7057 CNRS, 2004

• Laboratoire Hémostase, Bioingénierie et Remodelages Vasculaires, Inserm U698

• 3DEMag • 3DMag2 • Fondation IGR – molecular imaging project



• Inserm U841 et Service de Radiologie, 2009-‐2012

• Laboratoire de Recherche en Imagerie (Inserm U 494, Faculté de Médecine Necker)

I. La détection indirecte : principe, champ, sensibilité

Le principal effet de ces agents dits de contraste est donc de modifier in situ les temps de relaxation des noyaux observés. Et, selon qu’ils augmentent principalement la vitesse de relaxation longitudinale R1=1/T1 ou transversale R2=1/T2 , R2

*=1/T2*, on

parlera d’agent T1 , T2 ou T2*.

Les mécanismes de contrastes sont relativement complexes, et le lecteur pourra trouver de nombreux ouvrages détaillant largement la théorie SBM [31] [32] [33] [34]. Néanmoins, ils sont couramment décris, en première approximation, en introduisant la notion de relaxivité ri, en mMol-‐1.sec-‐1, fonction linéaire de la concentration c. On observe alors que la relaxation du tissus, Ri, évolue comme ,0i i iR R rc= + , où Ri0=1/Ti0

est la relaxation intrinsèque du tissus, c la concentration locale en agent de contraste et ri la relaxivité longitudinale ou tansversale, i = 1,2 ou 2* respectivement. ri peut être considérée comme l’efficacité de l’agent de contraste à modifier la vitesse des relaxations des tissus qu’on cherche à observer.

Un point essentiel à avoir à l’esprit est que cette efficacité des agents de contraste est intrinsèquement liée entre autre à l’intensité du champ magnétique. Elle est étudiée au travers des profils NMRD (Nuclear Magnetic Relaxation Dispersion) qui donnent les relaxivités r1 et r2 en fonction du champ magnétique B0, c.f. Figure 15 a et b. Les théories décrivant ces profils NMRD ont été globalement décrites pour les deux principaux types d’AC (paramagnétique et superparamagnétique) et plus d'idées sur les principes physiques peuvent être trouvées dans la littérature [35, 36] [37]. La susceptibilité magnétique χm est également une source importante de contraste en imagerie d’écho de gradient, agissant à la fois sur l'amplitude et la phase du signal. Ces effets de susceptibilité sont représentés dans la Figure 15 c comme un décalage en fréquence de 1H. On considérera le paramètre χm.f0 comme étant indépendant du facteur de forme (lié à la distribution de l’agent de contraste).



Un des grands enjeux actuels dans ce domaine est d’améliorer leur efficacité afin de diminuer les concentrations nécessaires à la détection. Pour fournir une modalité d'imagerie moléculaire efficace, les concepteurs d’angent de contraste se sont intéressés à développer des agents de contraste paramagnétique ou superparamagnétique pouvant porter plusieurs chélates de Gadolinium ou de grande concentration d’oxide de fer respectivement. Cette approche conduit à des relaxivités par macromolécule extrêmement élevées (50 mM-‐1.s-‐1). Ces agents macromoléculaires sont plus volumineux et leur poids moléculaire est en général supérieur à 10 kDalton. Il se trouve que le ralentissement du mouvement de rotation de l’agent pour favoriser des chemins de relaxation est également une manière efficace d’augmenter sa relaxation.

Les points sur lesquels je souhaite attirer l’attention du lecteur sont les suivants :

• Les AC paramagnétiques (r1/r2∼1) ont une efficacité optimale sur la plage de

champs > 1,5T et agissent comme des agents T2 pour des champs supérieurs. • La variation de source de contraste (R1 et R2) des AC Gd chélaté ou

macromoléculaire (100 µm) est une manière élégante d’augmenter la spécificité de la détection d’une liaison. Néanmoins, ces phénomènes sont efficaces principalement en dessous de 1.5T et perdent leur intérêt au dessus de 3T.

• Dans le cas des nanoparticules de SPIO (SuperParamagnetic Iron Oxyde), nanoparticules, les effets en r2 et r2* saturent à 0.5 T. Cela pose la question de la montée en champ pour améliorer la détection de tels agents. Je reviendrai sur ce point en particulier dans les perspectives de ce travail.

• Par ailleurs, la physique de l’IRM dans le cas de l’imagerie in vivo (bruit patient dominant) nous donne également la dépendance du RSB avec la taille de l’antenne de

Figure 15 : Profile NMRD (r1, gauche, r2, milieu) et effets de susceptibilité magnétique (droite) pour des agents paramagnétiques (Gadolinium libre Gd-‐free, Gadolinium lié Gd-‐bound) et nanoparticules d’oxydes de fer superparamagnétiques (SPIO) en fonction du champ magnétique. Voir référence [38].



détection, du champ magnétique qui agit sur la polarisation thermique, et de la taille du voxel d’imagerie et du temps d’acquisition. Nous nous sommes efforcés dans la Figure 16 [41] de prendre en considération ces différents aspects afin de déterminer les approches potentiellement les plus sensibles. Il semble que c’est l’utilisation de nano-‐objets, et préférentiellement par détection indirecte. La limite de détectabilité se situerait alors entre 10 et 100 µM [39], [40].

Figure 16 : Résumé des limites de détection par minute0,5 pour différentes approches d’IRM moléculaire. NP : nanoparticules. CA : agents de contraste. Les leviers d’acquisition sont la taille de l’antenne et du voxel. Les leviers physiques sont le champ magnétique, qui joue sur la polarisation et sur la relaxation, l’hyperpolarisation et l’utilisation de nano-‐objets.

La Figure 17, issue de simulation réalisée dans le cadre de la thèse de Nicolas Gargam [42] illustre la vitesse de relaxation R1 en fonction de la concentration d’AC dans le cas d’agent T1 sous forme chélaté (Gd-‐DOTA) ou d’émulsions de nanoobjets, à 1.5 T, à partir de la théorie SBM. L’évaluation des effets de ces deux AC sur le RCB1, paramètre pertinent du point de vue de leur détectabilité, met en évidence2 l’efficacité de l’émulsion, aussi bien libre qu’internalisée, engendrant des RCB détectables (> 4, selon le critère de Rose, i.e dès 19 μM3) pour des concentrations physiologiques inférieures à 1 μM et donc de l’ordre de la concentration en récepteurs in vivo. Ceci nous amène à penser que ce type d’AC permettrait une détection spécifique des récepteurs in vivo. A ces mêmes concentrations, les chélates de Gd3+ restent quant à eux indétectables.

1 RCB : Ratio Contraste sur Bruit : dissociation de deux structures de signal différent, localisées spatialement à deux endroits différents OU structure identique mais évolution temporelle RSB2 - RSB1. 2 pour une séquence SPGR rapide classique, pondérée T1, contraste de choix pour les AC paramagnétiques 3 M - Molaire



L’enjeu autour de l’efficacité de la détection, en particulier en imagerie moléculaire, est de pouvoir diminuer les doses d’AC afin de conserver la spécificité du signal observé. En d’autre terme si on considère une population de récepteurs

spécifiques [Rtot], [{R-‐AC}] le nombre de récepteurs impliqués dans une liaison avec l’agent de contraste et [R] la concentration de récepteurs libres, R s’exprime alors comme :

[R] = [Rtot]-‐ [{R-‐AC}]

La spécificité de la détection sera conservée si [R] est différent de 0.

L’internalisation de l’AC dans la cellule1 modifie sa relaxivité apparente (la relaxivité de l’AC libre dans le voxel est supérieure à celle de ce même AC lié à sa cible). Cette relaxivité atteint rapidement un plateau pour des concentrations de Gd3+ élevées. Ce phénomène de « quench »2 de la relaxivité [43] s’observe également pour les AC Gd classiques mais pour des concentrations largement plus faibles dans le cas de l’émulsion (10 000 atomes de Gd3+ par nano-‐objet), 50 nM vs 500 μM pour le chélate. Le modèle de Strijkers [44], modèle théorique d’échange simultané entre trois compartiments (milieu extracellulaire, cytoplasme et vésicules) validé par une étude de Gianolio et al. [45], est le modèle de référence pour décrire un tel phénomène. Ce manuscrit

1 le cytoplasme ou dans les vésicules 2 chute de la relaxivité due au ralentissement de la condition d’échange d’eau au travers des membranes cellulaires

Figure 17 : extraite de [42] évaluation de l’efficacité des agents macromoléculaires. Variation du R1 pour un chélate de Gd3+ (gauche) et une émulsion paramagnétique (droite) en fonction de la concentration en AC dans le voxel. Pour les profils NMRD, nous avons utilisé pour le chélate de Gd3+ ciblé les profils NMRD du MS-‐325 sous ses formes libre et liée et pour l’émulsion, le profil NMRD de l’émulsion étudiée dans le cadre de cette thèse : la P3776.



épargnera au lecteur le détail du développement de ce modèle, dont seuls les résultats sont présentés Figure 17 (courbes verte et noire).

II. Etude du contraste – de la détection cellulaire…

D’un point de vu pratique l’efficacité des AC est évaluée in vitro, après incubation, sur des amas cellulaires [46] [47], ou des cellules diluées dans un gel [48] dans des conditions très éloignées des conditions in vivo. Ces techniques, relativement simplistes, ne reflètent pas physiologiquement la capture d’un agent de contraste par des récepteurs cellulaires in vivo. Les processus bio-‐physico-‐chimiques de micro distribution in vivo dont les AC dépendent sont multiples (extravasation du compartiment sanguin, fixation spécifique ou non, internalisation dans les cellules…) et influencent d’autant leur efficacité.

Notre approche s’inscrit dans la continuité de l’étude [49], à savoir l’imagerie d’une monocouche de cellules avec la possibilité, contrairement à l’expérience précédente, d’évaluer la capture dynamique d’un agent de contraste fonctionnalisé dans des conditions de bio distribution de l’AC proches de l’imagerie in vivo.

Le détail des matériels et méthodes est présenté dans les différentes publications et communications [42, 50-55]. Les études présentées ici ont été conduites sur un IRM à 2,35 T, dans le cadre de la thèse de Nicolas Gargam, en collaboration avec Guerbet Research. En voici les principaux résultats :

Figure 18 : description du set up de détection d’une monocouche de cellules labélisées avec du Gd-‐DOTA : a – photo du système, b – schéma de principe et acquisition IRM, c – image microscopique de la couche de cellules adhérente



Etude statique [50, 52]

Le développement d’un dispositif complet (Figure 18-‐a), composé d’une lame histologique (Ibidi) dédiée à la culture cellulaire, couplée à un MTLR de 6 mm de diamètre combiné à l’utilisation d’acquisition temps d’echo partiel (reconstruction homodyne de plan de Fourier partiel) a permis la détection d’une monocouche de cellules marquée avec du Gd-‐DOTA (Figure 18-‐c).

• Les limites de sensibilité de détection de ce dispositif sont des voxels de 160 x 160 x 12 µm3 (Figure 18-‐b), contenant chacun moins de 40 cellules, correspondant à un volume total de 20 µL. Après un moyennage sur le champ de vue de l’antenne, le nombre de cellules effectivement detecté est de 35000, correspondant à une concentration en Gd de 2.25 10-‐2 nmol (dans le cas de la concentration explorée la plus faible).

• La sensibilité de détection d’un tel dispositif permet de mesurer une variation ΔR1 de 0.038 s-‐1 (ΔR1 = R10.ΔRSB / RSB, RSB = 40, ΔRSB = 4 (critère de Rose)) [55]. Cette variation ΔR1 correspond à une variation en Gd de 1 fmol par cellules (cf Figure 19).

• La saturation de R1,c, rond bleu sur la Figure 19 en fonction de la quantité de Gd par cellule s’explique par le phénomène de quenching, discuté précédemment. Le modèle de [44] appliqué dans une version améliorée, considérant des cellules semi-‐sphéroidales ( Figure 20) et non sphéroidales comme dans le modèle initial, modélise les valeurs de R1,c ([Gd]) représentées par la courbe verte (Gd est considéré comme internalisé dans les vésicules) sur Figure 19. Ce modèle est en bonne adéquation avec les mesures réalisées.

o Dynamique – efficacité des agents ciblés [50-52, 56] Dans cette expérience, un vaisseau sanguin en 2 dimensions est mimé par une

monocouche de cellules endothéliales adhérentes à la face inférieure du canal de microfluidique. Cette dernière sert de modèle pour la capture d’un AC ciblant les

Figure 19 Modélisation de la variation de la vitesse de relaxation R1 selon de modèle de Strijkers

Figure 20 Modèle à 3 compartiments de Strijkers



récepteurs de l’angiogénèse (αvβ3). Pour s’assurer d’être au plus proche des conditions in vivo, un flux d’émulsion diluée à des concentrations physiologiques est appliqué au-‐dessus des cellules à une vitesse proche de celle du sang dans les capillaires, 0.17 mm.s -‐1, [57]. L’ensemble du protocole est schématisé sur la Figure 21

Figure 21 : schéma de principe du protocole de prise de contraste dynamique

• Modélisation de la cinétique de capture : La capture de l’émulsion a été

modélisée en prenant l’hypothèse d’un modèle cinétique simple et d’une liaison

monovalente : AC + R

kon! →!!

koff

← !!! AC − R{ }

La concentration AC lié peut donc s’écrire de la manière suivante :

AC − R"# $% t( ) =kon AC"# $% Rtot"# $%kon AC"# $%+ koff

1−e − kon AC"# $%+koff( )t( ) Eq. 4

kon et koff1 sont respectivement la constante d’association et de dissociation du complexe AC à son récepteur {AC-‐R}.

L’étude du suivi en dynamique de la capture de l’AC est illustré par la Figure 22 sur laquelle le gain en signal, lié à la présence de l’AC ciblant ou non le marqueur αvβ3, est représenté en fonction du temps. Ces données nous ont permis de mettre en évidence les points suivants :

1 kon s’exprime en min-1(mol/L)-1, tandis que koff s’exprime en temps-1



• L’augmentation de la prise de contraste de 10% entre un agent ciblé au récepteur αvβ3 et un agent de contrôle (non illustré ici). La fixation des émulsions sur les cellules est confirmée par imagerie optique (les AC bimodaux, contiennent de la rhodamine).

• L’effet de la dose a été étudié pour des concentrations variant de 0.26 à 1.92 nM d’objets. Nous avons observé une dépendance entre la courbe de croissance du signal et la dose d’AC circulant dans le canal µfluidique. Ces données nous ont permis de déterminer, à partir d’un ajustement sur un modèle de cinétique du premier ordre, la constante d’association kon = (5.92 ± 4).106 min-‐1(mol/L)-‐1 du ligand (CA ciblé) pour son récepteur αvβ3.

• La réversibilité/modification de la liaison AC ciblé-‐récepteur est représentée Figure 22. Elle est observée au travers de la diminution du contraste quand l’AC est remplacé par un milieu de culture sans agent (à partir de la 30ième minute). Nous avons attribué cette modification du contraste à la dissociation de l’AC à son récepteur et à son relargage dans le milieu. Néanmoins aucune expérience complémentaire d’optique ou autre n’est venue confirmer ou infirmer cette hypothèse.

• L’ajustement aux données présentées Figure 22 avec le modèle présenté ci-‐dessus permet d’estimer la constante de dissociation koff = 0.0121 min-‐1 et une constante d’affinité Kd,obs = koff/kon = 2.05±1.3 nM, témoignant d’une excellente affinité de l’émulsion pour son récepteur. La mesure de Kd de l’émulsion obtenue avec le test

de compétition avec l’échistatine1, test de référence, vaut Kd,ref = 2 pM, i.e. 3 ordres de grandeur plus faible que la valeur mesurée par IRM. Cet écart peut être imputé à la technique de mesure elle-‐même, aux conditions dans lesquelles les cellules sont cultivées (cellules en suspension vs adhérentes -‐> modification

du nb de récepteur accessibles, internalisation par endocytose). La suite de ce travail consistera à évaluer par fluorescence la localisation des AC.

1 L’échistatine est un polypeptide de poids moléculaire égal à 5.4 kDa contenant la séquence RGD, et présentant une excellente affinité pour les récepteurs αvβ3

Figure 22 :. variation de la concentration locale de l’argent de contraste au niveau de la monocouche cellulaire – association et dissociation du complexe AC-‐récepteur



o sensibilité et champ statique [55] Finalement, dans la philosophie de l’évaluation du champ optimal, l’efficacité des

émulsions de Gd a été mesurée et modélisée aux intensités de champs de 2,35 T et 4,7 T, sur une monocouche de cellules endothéliales et le même protocole que celui présenté ci-‐avant, comme présenté sur la Figure 23. On observe bien une baisse de la prise de contraste (d’un facteur 2 environ) comme nous pouvions nous y attendre, considérant la diminution de la relaxivité r1 de 10 à 5 mM-‐1.s-‐1 l’agent de contraste entre 2.35 T et 4.7 T.

Figure 23 : a-‐ Profil NMRD de l’émulsion AC étudiée b -‐ Evolution des gains en signal à 2.35 T et 4.7 T pour la même concentration d’agent de contraste et la même séquence IRM

III. Etude du contraste -‐ à la détection in vivo

Je vous présenterai enfin les résultats les plus marquants qui ont été obtenus in vivo, la plupart du temps en combinant l’injection d’AC et l’utilisation de l’ antenne de surface SHTC, 12 mm de diamètre, dans la configuration présentée dans le chapitre précédent. L’ensemble de ces résultats est le fruit de collaborations avec différentes équipes de recherche (physicien du vivant, médecin, biologiste, industriel en pharmacologie).

Une première étude consistait à visualiser la microstructure d’une xénogreffe tumorale sous-‐cutanée sur la souris1 en associant l’imagerie de contraste dynamique de rehaussement (DCE) (Tacq = 0,9 s) à l’imagerie à très haute résolution (V0 = (59x59x300) µm3 et V0 = (59 µm)3) de deux agents de contraste de classes pharmacocinétiques différentes, Gd-‐ DOTA et le P792 macoromoléculaire, respectivement NSA (Non Specific Agent, Agent de contraste non spécifique) et RCBPA (Rapid Clearance Blood Pool Agent : BPA à clairance plasmatique rapide). L’ensemble de ces résultats a été systématiquement confirmé par l’histologie et par la comparaison

1différentes composantes de la tumeur :stroma, nécrose, vascularisation,



avec les images à haute résolution spatiale. Je résumerai ici les résultats pertinents de ce travail [58] [59]:

• DCE -‐ Prise de contraste -‐ dynamique rapide

Premier passage : La Figure 24 permet l’identification de la phase de perfusion du tissu tumoral, i.e l’arrivée de l’agent de contraste par voie vasculaire. Cette phase, observée avec une résolution temporelle élevée (inférieure à la seconde) peut être assimilée à une phase de premier passage, nous permettant de mettre en évidence les macrostructures tumorales,

chacune ayant une cinétique de distribution de l’AC différente (rehaussement faible pour la majorité de la tumeur, intense et rapide pour les zones périphériques, progressif et tardif pour les zones de nécrose excavées).

• DCE -‐ Prise de contraste -‐ Dynamique lente Les résultats présentés Figure 25 sont obtenus pour une même souris à laquelle

ont été injecté les deux AC. Un rehaussement inhomogène sur la tumeur est observé pour les deux agents de contraste. Des structures se détachent au cours du temps, différemment en fonction des AC. Je ne rentrerai pas dans les détails mais soulèverai tout de même ces trois points qui me semblent importants :

Figure 25 : exemple de la dynamique de rehaussement avec la séquence V0= (59x59x300) µm3, et cartographies du SImax, TTP et AUC

− Les doses injectées sont considérées iso-‐T1, i.e. que la concentration en AC est

Figure 24 : prise de contraste pendant la phase de perfusion d’une tumeur sous cutanée implantée chez la souris. Des acquisitions de 234x234x2000 µm3 sont réalisées en 0.9 seconde. La cinétique de prise de contraste permet de discriminer les différentes régions de la tumeur.



adaptée afin que le ΔR1 = r1.[AC] soit le même pour les deux agents (expérience réalisée dans un sérum d’albumine HSA 4%, à 37°C, r1 Gd-‐DOTA = 3.5 s-‐1.mM-‐1 , r1 P792 = 29 s-‐1.mM-‐1). Ce qui est valable en sérum ne l’est plus nécessairement in vivo, où le P792 n’est finalement que 5 fois plus efficace que le Gd-‐DOTA (rehaussement du signal environ 2 fois plus faible que celui obtenu avec Gd-‐DOTA). Cela nous conforte dans la nécessité de valider ces informations sur le set up de mono couche cellulaire présenté ci-‐avant. − Les cartes du maximum de rehaussement (Signal Intensity maximum -‐ SImax

en %), du temps pour atteindre ce maximum de rehaussement (Time To Peak -‐ TTP en min) et de l’aire sous la courbe de rehaussement (Area Under the Curve -‐ AUC en %.min) sont présentées Figure 25. Cette représentation paramétrique permet de résumer de façon objective l’ensemble de la dynamique de rehaussement sur quelques images, tout en conservant l’information spatiale, i.e l’hétérogénéité tumorale spatiale et temporelle.

− Enfin la corrélation entre l’histologie et les images IRM acquises avec la résolution spatiale la plus poussée (59 µm)3, résolution spatiales qui n’ont jamais été atteintes à 1,5 T, cf Figure 26, révèle que la résolution est suffisante pour décrire la macro-‐hétérogénéité structurelle tumorale et de la microvascularisation (micro-‐vaisseaux de quelques centaines de micromètres). Nous nous permettons de parler de micro histologie IRM.

• Détection cellulaire Pour finir, le travail présenté concerne la détection de cellules uniques marquées

avec des nanoparticules de fer anioniques (USPIO) ex vivo [60] et in vivo sur la souris [61 , 62]. Ces études ont été menées avec les équipes du Laboratoire des Milieux Désordonnés et Hétérogènes et l’unité INSERM U955, Equipe 17. Je ne présenterai ici que les études in vivo. Le contexte, dans lequel la première étude s’inscrit, est le suivi par IRM d’un protocole d’infiltration de xénogreffes tumorales sous-‐cutanées, exprimant l’ovalbumine et injectées par voie systémique. La détection de cellules individuelles marquées par des nanoparticules ferromagnétiques, avec une dose

Figure 26 : comparaison d’une acquisition IRM hautement résolue spatialement (a – 59 x 59 x 59 µm3) avec la coupe histologique correspondante (b -‐ 3µm d’épaisseur) d’une tumeur implantée en sous cutanée sur une souris après injection d’un AC, c-‐ coupe histologique.



interne en fer de 0,2 pg, a ainsi été démontrée. L’hypo-‐signal provoqué par la présence de ces USPIO sur le module des acquisitions d’IRM est visible Figure 271

La deuxième étude [62], relativement similaire du point de vue méthodologique, consiste à évaluer le rôle des macrophages dans les maladies liées à l’obésité. La labélisation des macrophages de l’organisme grâce à l’injection d’USPIO, combinée à la détection en IRM à 1.5 T avec l’antenne SHTC nous a permis de confirmer leur recrutement et leur implication dans les effets systémiques entraînant des inflammations chroniques, une insulino résistance…

L’explication suggérée pour comprendre l’efficacité remarquable de ces protocoles est l’emploi de l’antenne supraconductrice qui permet d’atteindre un volume élémentaire détectée de 0,2 nL. Dans le cadre de la détection de cellules marquées, l’intensité du champ magnétique, de 1,5 T, apparaît comme un facteur favorable : la saturation de l’aimantation des nanoparticules est en effet atteinte au dessus de 0.5 T (cf La détection indirecte : principe, champ, sensibilité).

IV. Perspective – biomarqueurs, nouveau contraste, imagerie multimodale

La question de la sensibilité de détection en IRM trouve une partie de sa réponse, selon moi, dans les sources de nouveaux contrastes (par le biais de d’agents de contrastes moléculaires ou d’autres bio marqueurs) couplées à des méthodes pour les manipuler. Par bio marqueurs je reprends la définition proposée par le National Institute of Health, un biomarqueur est : « une caractéristique qui est objectivement mesurée et évaluée comme un indicateur de processus biologiques normaux ou pathologiques, ou de réponses pharmacologiques à une intervention thérapeutique ».

1 un fait marquant CNRS

Figure 27 : acquisitions 3D Gradient Echo d’une tumeur sous-‐cutanée, taille de voxel = 59x59x59 μm3, en 29 min, l'apparition d'hyposignaux ponctuels traduisant l’arrivée des lymphocytes marqués dans la tumeur (103cellules dans 300 μl avec 1,5 g de Fe/cellule)

!



Les prochaines avancées technologiques en IRM moléculaire ou de biomarqueur nécessiteront d’obtenir quantification, spécificité et sensibilité. J’expose dans les lignes qui suivent ma vision de mes futures recherches dans le domaine et les approches que je compte suivre. En pratique, le très court terme est déjà lancé, avec le financement de la thèse de Marion Tardieu et celui de la fondation IGR – molecular Imaging project.

Versant fondamental

• L’étude des mécanismes de contraste en fonction du champ B0 (champ terrestre jusqu’à 11.7 T à Neurospin) ou comment exploiter champ B0 non plus uniquement pour la polarisation mais surtout pour la modification des temps de relaxations. Le système d’imagerie sur monocouche de cellules est un système idéal pour étudier l’effet du champ combiné à la bio distribution des AC sur les mécanismes RMN. Le parc d’imageurs auxquels nous avons accès (du champ terrestre à 11,7 T) permettra d’évaluer ces tendances expérimentalement, sur cellules puis sur petit animal.

Toujours dans ce contexte, l’approche de cyclage de champ rapide, projet porté par mon collègue Ludovic de Rochefort, apparaît comme une évolution majeure de la technologie IRM pour l’imagerie préclinique, et potentiellement clinique. Elle consiste à ajouter un système de cyclage de champ pour convertir un IRM standard en un IRM à champ variable1. J’envisage sur ce sujet de collaborer étroitement avec lui afin de pousser l’approche centrée sur l’imagerie d’agents de contraste fonctionnalisés à base d’oxydes de fer, approche vraisemblablement la plus sensible.

Versant appliqué

• Nouvelles sources de contraste : µElastographie par Résonance Magnétique

L’objectif est de définir, à partir de la physique de détection RMN, de nouveaux bio marqueurs. L’enjeu ici est de valider la reconstruction tissulaire, en développant la micro élastographie par Résonance Magnétique (µERM).

C’est avec ce projet en tête que j’ai recruté Marion Tardieu, dans le cadre d’une thèse sur l’élastographie par Résonance Magnétique, thèse menée en étroite collaboration avec Xavier Maître, chercheur à l’IR4M et spécialisé dans l’élastogrpahie

1 Alford et al., Delta relaxation enhanced MR: improving activation-specificity of molecular probes through R1 dispersion imaging, MRM 2009



par Résonance Magnétique. Les choses étant ce qu’elles sont, la thèse de Marion s’est orienté vers la correction des mouvements en ERM.

Je n’ai pas abordé ce point dans mon manuscrit, ni n’ai parlé de cette thèse qui représente un axe très récent de mon activité de recherche.

• Imagerie multimodale US-‐IRM (cours terme)

L’imagerie moléculaire multimodale IRM/US est un domaine où les perspectives sont particulièrement vastes d’un point de vue méthodologique. Ce projet de recherche dans lequel je m’implique vise à appréhender l’imagerie moléculaire pour le ciblage tumoral pour la médecine personnalisée. Cette thématique concerne principalement l’imagerie moléculaire nouvellement accessible en IRM et Ultrasons.

Dans un premier temps, nous allons nous focaliser sur deux axes : 1) la méthodologie d’acquisition IRM et US; 2) la caractérisation de la spécificité des agents de contraste en fonction des différents modèles tumoraux / ciblages et drogues. Les premières expériences multi-‐modalités ont été mises en place au sein du laboratoire associant à la fois l’échographie de contraste et l’IRM renforçant ainsi la mise en place d’un projet inter-‐équipes au sein de l’IR4M. Après avoir optimisé les méthodologies d’acquisitions (séquences d’imagerie, traitement des données), nous avons mené une évaluation in-‐vivo pour extraire des biomarqueurs spécifiques des mécanismes thérapeutiques de molécules et d’un nouvel agent de contraste macor-‐moléculaire à base d’USPIO IRM en cours de développement par la société Guerbet. Des méthodes d’évaluation par immunohistochimiques sont également en cours d’évaluation.

Conclusion


Chapitre 4 Conclusion

Les activités de recherche que j’ai conduites ces dix dernières années constituent une synergie indispensable pour aborder les aspects scientifiques couvrant en partie l’amélioration de la sensibilité en IRM. Elles se sont déroulées en collaborations avec des collègues de l’IR4M ou travaillant dans d’autres équipes de recherche (physicien du vivant, médecin, biologiste, industriel en pharmacologie).

Mes travaux de recherche balayent un champ pluridisciplinaire large s’inscrivant dans les domaines de la physique des matériaux supraconducteurs, de l’instrumentation radiofréquence, des mécanismes de contraste en RMN et enfin de l’imagerie biomédicale de manière plus appliquées.

J’ai ainsi été amenée à aborder :

− des aspects fondamentaux, tels que l’étude des propriétés intrinsèques des supraconducteurs en radiofréquence et sous l’effet d’un champ magnétique statique B0

− des aspects instrumentaux comme l’intégration de ces capteurs RF SHTC de toute petite taille dans la chaîne d’acquisitions d’appareils d’imagerie clinique et de recherche

− le développement d’outils et de méthodes innovantes pour la caractérisation de ces capteurs RF in situ

− la compréhension et l’évaluation de la sensibilité de détection d’agent de contraste en fonction de leur concentration, leur bio-‐distribution…

− la problématique de l’exploitation du champ B0 pour la modification des temps de relaxations de ces AC.

− les aspects applicatifs biomédicaux de l’IRM haute résolution

Au cours de ce travail, j’ai pu lever plusieurs verrous technologiques qui ont permis le développement de systèmes de détection originaux capables de repousser les limites de sensibilité de l’IRM et qui ont conduit à des résultats en imagerie spectaculaires, à l’état de l’art des applications biomédicales sur lesquelles j’ai travaillé.

Conclusion


Ces progrès en imagerie haute résolution ont été rendus possibles grâce à un travail fondamental et méthodologique qui a conduit à la maîtrise globale des antennes SHTC. En particulier, nous avons développé un modèle complet de l’implémentation d’un capteur RF en intégrant les influences combinées de sa température de fonctionnement, de la fréquence de travail, du champ statique, de la chaîne d’acquisition et des propriétés de l’échantillon observé. Nous avons mis en place conjointement un environnement méthodologique et instrumental spécifique permettant à la fois l’optimisation des performances des antennes que nous développons et leur transfert vers les applications biomédicales de pointes de l’IRM, telles que les neurosciences ou la cancérologie.

De la même manière, j’ai travaillé au développement de modèles permettant d’évaluer les mécanismes de contrastes des agents de contraste en fonction de leur bio-‐distribution, de leur concentration, de l’intensité du champ ont été mise en place. Nous avons confirmé ces modèles de manière originale, grâce à des expérimentations sur des monocouches de cellules, mimant au plus prés leur comportement in vivo. Cette démarche est d’autant plus novatrice qu’elle permet d’évaluer la spécificité de l’agent de contraste, sa bio-‐distribution ainsi que sa pharmacocinétique.

Ainsi, nous avons été les pionniers de l’imagerie haute résolution à 1.5 T avec des acquisitions de résolution isotrope de (20µm) 3 sur fantôme et in vivo en imagerie de la souris (59 μm)3. Nous avons détecté sur monocouche cellulaire de 2.25 10-‐2 nmol de Gd, des variations de concentration de 1fmol/cell ou encore in vivo sur la souris, de 0.2 pg de fer.

Nous avons pu mener avec succès ces activités de recherche l’interface entre plusieurs domaines, la physique, les sciences de l’ingénieur, la biologie, la médecine… grâce à de nombreuses collaborations scientifiques et industrielles, apportant chacune un niveau de compétence et d’expertise de premier plan, dans les domaines principaux de la physique de la RMN, de la science du vivant, de la pharmacologie ou encore des matériaux supraconducteurs.

Je me fais une idée relativement précise de la façon dont je compte orienter ma

recherche scientifique autour des questions instrumentales ou de la façon de jouer avec de nouveaux bio-‐marqueurs.

Le développement de nouvelles approches physiques pour permettre le découplage des antennes SHTC, en jouant sur les propriétés de non linéarité intrinsèques à la nature du matériau supraconducteur est une solution élégante pour « inactiver » ces résonateurs lors de la phase d’émission. La réussite de ce projet repose

Conclusion


en particulier sur les expertises complémentaires de laboratoires du LSI et de l’unité mixte Thalès/CNRS impliqués.

De même l’étude des mécanismes de contraste (agent de contraste ou nouveaux bio-‐marqueurs tels que les propriétés viscoelastiques des tissus), la sensibilité de détection etc… se fera en collaboration étroite avec les personnes compétentes du domaine (l’IGR, des indutriels (Guerbet)….)

Pour finir, à mon sens l’encadrement de doctorants est loin d’être d’inné. Et guider les jeunes chercheurs sur ce chemin n’est pas toujours chose aisé, en particulier quand on veut garder une certaine dose de tolérance, d’empathie et de d’ouverture d’esprit. Je suis intimement convaincue que la première motivation pour encadrer une thèse doit être le souhait de former un jeune chercheur. Faire avancer son projet de recherche ou favoriser le bon déroulement de sa carrière de chercheur sont de très bonnes raisons, certes, mais ne doivent pas devenir les raisons principales.

Pour les chercheurs et apprentis chercheurs que je serai amené à former tout au long de ma carrière, je m’efforcerai de garder ceci en tête et de trouver les moyens pour réussir cette ambition de former de façon juste et appropriée.

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