A CQUISITION T RONC CEREBRAL : CHAMP DE VUE DEDIE

La haute résolution est un défi pour l’IRM du tronc cérébral pour deux raisons fondamentales. La première est la relation entre le SNR et la résolution. Ainsi, même avec les bobines modernes en réseaux phasés, les IRM isotropes de 500 µm sont proches de la limite chez les humains in-vivo à 3 T. La limite n’est pas nécessairement liée à l’intensité du champ magnétique. Elle peut provenir en grande partie du constructeur (donc de l’agencement de la machine), des antennes et du rapport « géométriques gradient et antenne » : Ce dernier facteur diffère grandement les IRM dédiées à l’exploration du cerveau et du corps entier.

La deuxième limitation est qu'à mesure que les voxels deviennent plus petits, d'autres effets commencent à prendre de l'importance (ils augmentent l'étendue spatiale de la PSF). Les petits mouvements du sujet qui ne sont pas pertinents pour des images de résolution 1.0x1.0x1.0, deviennent des sources importantes de flou aux résolutions plus élevées. De même, les processus physiologiques tels que les cycles cardiaques et respiratoires ou encore la pulsation concomitante du cerveau avec le flux du LCR peuvent

73 rendre la résolution efficace des IRM significativement inférieure à la taille du voxel. Par ailleurs, la grande majorité des séquences traditionnelles ne permettent pas l’exploration et la différentiation des structures du tronc cérébral. La résolution spatiale est généralement trop grossière et les divers réglages qui visent à maximiser le contraste sur le reste du cerveau ont l’effet contraire sur le pont et le mésencéphale. Cela se traduit par la présence d’artefacts et le manque de contraste dans cette zone. L’imagerie du tronc, qu’elle soit anatomique pour différencier des tissus ou quantitative pour la définition de biomarqueurs, nécessite une optimisation spécifique, ou encore un champ de vue dédié. L’idée du champ de vue dédié, pour cette région, a pour but de minimiser les artéfacts que l’on retrouve habituellement dans le tronc cérébral, lorsque l’acquisition est dédiée cerveau entier. Le but est de ne pas inclure, tout du moins de minimiser, les zones qui sont responsables des déformations au niveau du pont et du mésencéphale. La région de la fosse postérieure, du fait des éléments qu’elle contient, est en prise à de nombreux artéfacts en IRM. Ces erreurs touchent à la sensibilité et à la reproductibilité des techniques avancées (R2*, QSM, SWI, FA, MD, FW, …). Les causes sont liées, entre autre, aux mouvements causés par la respiration ou la déglutition. Également, aux rapides changements d’interfaces tissulaires, qui sont à l’origine d’artefact de troncature et de susceptibilité. Les rochers entrainent de grosses distorsions au fur et à mesure que les TE augmentent, tout comme la zone du sinus caverneux. La présence des grosses artères comme le tronc basilaire ou les artères vertébrales provoquent des artéfacts de flux. Le tronc cérébral reste donc une zone difficile à explorer en IRM dans un contexte où la quasi-totalité des travaux sont réalisés sur le cerveau entier.

Comme dit précédemment, le champ de vue dédié va donner la possibilité de diminuer légèrement le temps d’acquisition, mais surtout permette des sur-échantillonnages (oversampling), pour se soustraire des difficultés de l’observation du tronc cérébral (minimisation des artéfacts). Cette technique est bien connue pour d’autres types d’études, tel que l’imagerie pelvienne. La présence des trochanters ou encore des os iliaques associés à l’intestin/colon peuvent polluer les imageries de la vessie, prostate … Dans notre cas, la boîte d’acquisition se voit tout de même légèrement plus petite que pour le cerveau entier, le FOV étant inclus dans le cerveau et les bandes de sur-échantillonnages de part et d’autre où les repliements auront lieu. Ces derniers se feront donc sur les bandes de sur-échantillonnages. Le FOV étant plus petit, et les bandes justes nécessaire pour éviter le repliement, la durée de l’acquisition est alors diminuée.

La démarche d’optimisation des séquences doit répondre à trois critères : 1) la faisabilité en condition clinique, 2) la faisabilité chez différents constructeurs, 3) l’amélioration visuelle et quantitative vis-à- vis des séquences habituelles. Pour l’étude du tronc cérébral, aux vues du chapitre 2 et de ces conclusions, nous nous sommes orientés vers l’amélioration de deux types d’imageries : T2* et DTI. Pour l’estimation des cartes liées au T2* les séquences choisies correspondent à la famille des multi- echos (m-FFE/MultiGRE…). La possibilité de plusieurs échos, la BW identique et la même carte de

74 sensibilité en font des arguments de choix. Bien que le choix de l’écho de gradient dans la zone du tronc est une imagerie très susceptible, cette susceptibilité va pouvoir être exploitée comme sensibilité pour l’imagerie de phase et donc la QSM. De plus, l’image de magnitude permettra de réaliser une relaxométrie T2*. On peut y ajouter la SWI et potentiellement le développement de nouveaux indicateurs grâces aux régressions multi-exponentielles.

Pour continuer sur le choix du champ dédié, aussi bien pour l’imagerie DTI que T2*, à résolution égale par rapport à un plus grand champ, le champ réduit limite les distorsions car il permet de diminuer le facteur turbo EPI (DTI) et le TE (DTI/T2*). Le TE réduit en DTI présente l’avantage de proposer des séquences à différentes valeurs de b. Egalement, les distorsions sont amoindries si on choisit une augmentation du b car le TE est plus petit (contrairement à une séquence cerveau dédiée). Par ailleurs, le nombre d’échos recueillis dans la même répétition (durant le temps TR) est appelé Facteur turbo ou Longueur du train d’écho (ETL Echo Train Length). L’utilisation d’un champ réduit donc nous permet d’abaisser ce facteur. Ainsi on va chercher moins loin sur la décroissance T2*, ce qui limite les artéfacts notamment de susceptibilité magnétique et par voie de conséquence la distorsion. En DTI, l'acquisition du plan de Fourier se fait avec une application continue du gradient de codage de phase. Dès lors, au lieu d'avoir une acquisition ligne par ligne au sein du plan de Fourier, elle se fait « diagonale par diagonale » d'où la distorsion. Limiter le facteur EPI, avec la réduction du champ, permet de limiter les diagonales et donc la distorsion.

Toutefois, un petit FOV augmente les images de fantômes (ghosting). Pour limiter ces artéfacts, l’utilisation du facteur d’accélération est appliqué à ce moment. Par ailleurs, le facteur d’accélération lui aussi permet de limiter la distorsion (typiquement en DTI), car il diminue lui aussi le facteur EPI. Il permet l'acquisition d'un FOV encore plus réduit avant qu’il soit "déplier" à la reconstruction. Cela se traduit par moins de lignes acquises donc moins de diagonales, et par voie de conséquence moins de distorsion.

Pour conclure, effectivement le choix de séquences « sensibles » à la susceptibilité magnétique peuvent être un problème, notamment au niveau des zones à susceptibilités fortes. Au niveau des interfaces présentant une zone de transition abrupte de signal (Ex: rochers, pont et mésencéphale) on retrouve une alternance de striations d’intensité faible et élevée parallèle à la zone de variation brutale du signal. Théoriquement, une image anatomique contient un éventail infini de fréquences, or en en IRM elles sont échantillonnées en utilisant un nombre fini de fréquences. Autrement dit, pour traduire une variation brutale de signal (onde carrée) il faudrait une gamme infinie d’échantillons en phase et fréquence. Le nombre d’échantillons mesurés est défini par les dimensions de la matrice, dans la direction du codage de phase et de fréquence. La limite principale est dans le sens du codage de phase où la taille de la matrice est la plus faible pour limiter le temps d’acquisition. Notre choix ici est d’avoir une matrice carrée, autrement dit autant de directions de codage de phase que de fréquence. Par ailleurs pour éviter

75 la présence de ces artéfacts, et l’identification plus précise des éléments, on augmente la matrice d’acquisition. Ainsi, augmenter le nombre d’échantillons permets des ondelettes plus rapprochées et moins grandes. L’artéfact est moins visible mais reste présent. Notre choix fut ici d’obtenir une résolution pour la matrice d’acquisition de 0.7 x 0.7 et une bande passante la plus élevées possible, suffisant pour minimiser les artéfacts de troncatures/susceptibilités. L’ensemble de la procédure et les résultats qui en découle est imagé à la partie expérimentale.

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