Objectif 1 : Amélioration de la méthode RSST1
Les résultats expérimentaux réalisés avec la séquence IR-MDEFT 3D concernant la mesure de l’aimantation Mz/M0 à BRS dans échantillons d’eau à différents temps T1 sont en accord avec les simulations théoriques. Nous avons trouvé un signal maximal à T1 < 25 ms et un signal résiduel de l’ordre de 3 % pour des T1 longs. Ce signal résiduel peut introduire une sous estimation du VS de l’ordre de 3% environ.
Nous avons étudié et comparé les mesures du VSC et du RSB obtenues par les méthodes IR-FLASH 2D et IR-MDEFT 3D à BRS dans le striatum et dans la vascularisation cérébrale des souris et des rats. Deux mesures, parmi d’autres, ont été effectuées sur le même rongeur (1 souris et 1 rat) afin de diminuer les biais de mesure dû à la reproductibilité ou à la différence inter animaux. Nous avons montré que la méthode IR-MDEFT 3D est dotée d’un signal Snorm
quantitatif moins biaisé par le signal résiduel (qui est dû aux caractéristiques intrinsèques de la séquence et aux effets du flux sanguin) que pour la séquence IR-FLASH 2D. Ceci a été validé par une mesure in vitro et par une mesure du VSC in vivo dans la macrovascularisation cérébrale des rongeurs qui a donnée des valeurs de VSC de 100% environ contrairement à la méthode IR-FLASH (entre 60 et 80%).
De plus, la séquence IR-MDEFT 3D est dotée d’un bruit plus faible et d’un RSB plus élevé que celui de la séquence IR-FLASH 2D. La méthode IR-MDEFT 3D est donc plus adaptée à la quantification du VSC notamment lors d’une application à HRS dans le sur cerveau de souris pour étudier la vascularisation hétérogène des glioblastomes.
Nous avons investigué deux moyens pour permettre à la méthode IR-MDEFT 3D d’acquérir des images plus résolues spatialement. Nous avons trouvé que la méthode de remplissage partiel du plan de Fourier est plus convenable pour nos besoins expérimentaux in vivo que la méthode de segmentation du plan de Fourier. Nous avons montré aussi que la méthode de remplissage partiel de l’espace k est plus avantageuse avec la séquence IR-MDEFT 3D.
La méthode MDEFT 3D permet aussi une résolution continue dans l’espace contrairement à la méthode IR-FLASH 2D dans la direction des coupes où il faut toujours respecter un certain gap entre les coupes pour ne pas avoir une contamination du signal des coupes adjacentes.
149 Pour ces raisons nous avons utilisé la séquence IR-MDEFT 3D avec un encodage de phase linéaire pour les acquisitions in vivo pour la suite des travaux de thèse. Nous n’avons pas pu effectuer une mesure expérimentale de l’aimantation MZ/M0 à HRS en utilisant le principe de remplissage partiel de l’espace k car le module de reconstruction d’image pour cette technique n’était pas installé sur notre imageur au moment des mesures.
En utilisant une acquisition 3D-IRM, le SNR a été considérablement augmenté et peut être amélioré en utilisant des bobines RF cryogéniques caractérisées par une sensibilité plus élevée (Finn and Edelman 1993) et / ou en utilisant une imagerie parallèle dans laquelle l'acquisition des données est accélérée. Une résolution spatiale plus élevée peut être obtenue en utilisant la segmentation de l'espace k (Larkman and others 2001; Schülen and others 1996) ou des développements technologiques récents tels que l'imagerie simultanée multi-tranches utilisant l'excitation multi-bande(Lu and others 2005; Schricker and others 2001).
Objectif 2 : Modèle mathématique
L’élaboration du modèle mathématique est basé sur un échange bi-compartimentale unidirectionnel du compartiment vasculaire vers le compartiment extravasculaire, de ce fait, 1) la validité de ce modèle est sur une courte durée après injection de l’agent de contraste car ce modèle ne prend pas en compte le retour de l’AC vers le compartiment vasculaire ni de l’élimination par le corps, 2) Le Kmodel n’est pas un paramètre physiologique directe mais il peut être relié à la perméabilité vasculaire Ktrans déduite par le modèle Patlak (Patlak and others 1983) si les conditions et les hypothèses proposées dans l’annexe X.4 sont valides. 3) SL est le volume du compartiment extravasculaire extracellulaire atteint par l’AC.
L’application de ce modèle n’est valide que quand l’aimantation longitudinale intravasculaire est à l’équilibre thermodynamique appelé régime stationnaire tRSS (entre tRSS1 et tRSS2) et qui dure environ 50 à 100 s dans la vascularisation cérébrale chez la souris et le rat avec les doses de Gd-DOTA préconisées dans notre étude.
Si la durée tRSS préconisée pour la modélisation est courte notamment si le signal provenant de l’aimantation extravasculaire extracellulaire n’a pas atteint son maximum (l’équilibre
150 thermodynamique) durant la période tRSS, les valeurs de TBVf, Kmodel et SL peuvent être moins fiable (Ceci est étudié dans le chapitre suivant).
Ce modèle mathématique prend en compte l’extravasation de l’agent de contraste, dès sa présence, avant que le régime stationnaire soit atteint, ainsi le TBVf est déduit à t0 (temps d’arrivé de l’AC dans le compartiment vasculaire) ce qui évite la surestimation du TBVf. L’imagerie IR-MDEFT 3D est une imagerie non instantanée, l’acquisition du signal est donc biaisée par le signal d’extravasation. Ceci est prononcé 1) pour des valeurs de T1 intermédiaire (figure II.16) et 2) pour un nombre élevé de gradient de phase dans la direction de coupe. Ainsi, la quantification du TBVf est surestimée par le modèle mathématique.
L’avantage de la méthode RSST1 et du modèle mathématique d’extravasation est que la méthode RSST1 1) est rapide, 2) ne nécessite pas la connaissance à priori de l’AIF et il n’y a plus besoin de convertir le signal IRM en concentration d’AC pour quantifier les paramètres vasculaires. Contrairement à DCE ou VASO-MRI (Barsky and others 1997), les paramètres d'acquisition appropriés rendent le signal RSST1 indépendant du T1 précis du sang. Avant l'injection de AC, aussi longtemps que T1> T1cut, Spre n'est pas affecté par les variations T1
résultant de l'oxygénation(Perles-Barbacaru and Lahrech 2007) ou de l'hématocrite(Perles-Barbacaru and others 2012b). Après l'arrivée de l'AC, aussi longtemps que le sang T1 <T1c, Spost
est directement proportionnel au volume du compartiment de distribution de l’AC. Par conséquent, le suivi de l’évolution de la vitesse de relaxation au cours du temps dans le sang, c'est-à-dire l'AIF, n’est pas nécessaire.
Après avoir abordé théoriquement les conditions d’application du modèle mathématique et ces limites, nous allons tester sa faisabilité et sa robustesse dans des mesures in vivo. La mise au point du protocole d’analyse utilisé pour modéliser le signal RSST1 tumoral ainsi que les critères d’utilisation et d’acceptation des résultats issus du modèle mathématique seront abordés dans le chapitre suivant.
152