Optimisation des séquences

Pour répondre aux demandes des radiologues et du traitement numérique qui se voyait imposé par la suite, un cahier des charges à été déni pour un nouveau protocole. Il devait :

 avoir au moins les mêmes bases de travail pour l'imagerie diagnostique morpho- logique. Pas de changement pour le radiologue.

 avoir des voxels isotropes et millimétriques pour faire une analyse en 3D des structures telles que l'aorte et ses collatérales. Ce point est important lors du contrôle des eets de volume partiel (ou en profondeur pour une coupe trop épaisse), mais rajoute une contrainte au niveau de l'intensité du signal récupéré par la réduction du volume (voxel) d'acquisition.

 avoir la possibilité de récupérer une géométrie vasculaire détaillée et mobile dans la zone d'intérêt.

 être accessible au clinicien et au personnel qui n'est pas formé au traitement numérique.

 nalement être court et ergonomique pour le patient.

Ces spécications ont été retenues au début de mon travail de thèse et m'ont permis de guider les diérentes modications qui sont décrites dans les paragraphes suivants.

(a) Images Brutes (b) Reconstruction MIP (c) Coupe SSFP multi shot

Figure 2.3  Séquence à eet angiographique (ARM 3D), coupe native et reconstruc- tion MIP sur une dissection chronique de l'aorte descendante. Contrôle de Stent-Graft sur la crosse aortique. Coupe SSFP multi shot, valve mitrale fermée. Ici un jet mitrale en hyposignal, artéfact dû aux fortes vitesses.

Arriver exactement aux besoins décrits plus haut est dicile, obtenir des résolutions spatiales et temporelles optimales est souvent conjugué aux limites technologiques. Mais aujourd'hui nous sommes arrivés à certains compromis entre ce qui est faisable et ce qui est idéal.

La plus grande diculté s'est présentée quand j'ai voulu récupérer la géométrie vasculaire avec une bonne résolution spatiale et en mode dynamique. Si avec l'antenne tête-cou j'ai obtenu des résultats susants pour l'exploration des carotides (20 phases cardiaques et voxels à 4.5 mm3_{, avec l'antenne sense cardiac et la sense body je suis}

arrivé à des résolutions spatiales bien inférieures (voxels de 16 à 20 mm3_).

Une approche diérente visant à obtenir une meilleure résolution a été engagée suivant une technique de spin tagging combinée à un navigateur respiratoire [51, 52]. Cette séquence permet d'obtenir une ARM avec une excellente résolution spatiale, (voxel à 1,86 mm3_{) sans injection de produit de contraste. La visualisation sélective}

est obtenue grâce à un système de marquage des spins du sang (spin labeling), en amont du volume à explorer (Fig 2.5(b) ). Le marquage se fait par une excitation RF de 180° qui produit l'inversion de la magnétisation des spins du sang qui rentre dans le volume à explorer. Ce processus dure pendant un certain temps (labeling delay) et permet d'obtenir une première information. Le cycle d'après, une deuxième infor- mation est obtenue sans marquage de spin, ce qui permet par soustraction des deux

Figure 2.4  Séquence dynamique, plan de coupes identiques, trois temps diérents explorant le rehaussement de la lumière aortique et de l'ulcération. L'hématome ré- trograde reste en hyposignal.

informations, une très nette séparation entre ce qui est sang circulant (hypersignal) et tissus stationnaires (sans signal).

(a) (b)

Figure 2.5  Artères rénales d'un cochon avec injection de produit de contraste (0.2 mmol Gd/kg)(a) et avec la technique de marquage de spin (b)

Mais hormis un bon résultat à propos de la taille du voxel d'acquisition, cette séquence n'a pas été retenue car elle demandait de 10 à 12 minutes d'acquisition en respiration libre (avec 60% d'ecacité pour le navigateur) pour l'acquisition d'une seule phase cardiaque. Un autre inconvénient à été celui de ne pas pouvoir marquer uniquement le sang ventriculaire pour explorer la crosse aortique et l'aorte descendante (utilisation de bandes de saturation).

Une séquence destinée à faire l'étude de la dynamique cardiaque a été présentée par Markl et al. [53]. Ils ont proposé de faire des acquisitions dynamiques sur le ventricule gauche au moyen d'une séquence rapide par contraste de phase. L'encodage de la vitesse était programmée dans les trois directions de l'espace pour le muscle cardiaque.

Une analyse vectorielle dans une interface dédiée a montré que ce type d'applications était utile à l'identication d'une mauvaise contractilité du muscle cardiaque. Nous avons essayé de suivre cette méthode sur la paroi artérielle mais le signal s'est révélé trop faible pour fournir des résultats signicatifs.

Face à l'impossibilité technique d'eectuer une séquence d'imagerie 4D avec une bonne résolution spatiale et un temps d'examen court, j'ai séparé le problème en deux séquences :

 Une première séquence destinée à extraire la géométrie vasculaire à partir des images statiques. Cette séquence devait être bien résolue et de bon contraste entre la lumière artérielle et les tissus environnants.

 Une deuxième séquence destinée à animer la dynamique de la paroi, où sa ca- ractéristique principale n'était pas sa résolution spatiale mais sa résolution tem- porelle. Le temps d'acquisition devait être le plus court possible.

Je me suis donc servi de la séquence injectée sans changer sa première indication radiologique. Une fois la géométrie vasculaire reconstruite, je pouvais animer les dé- placements point par point, basé sur une séquence en mode CINÉ. Ainsi le résultat statique détaillé sera animé sans perdre sa résolution spatiale. Il est acceptable que si la deuxième séquence possède une résolution inférieure, les mouvements (et non pas la géométrie) ne seront pas signicatifs en dessous ce cette nouvelle valeur.

Le temps d'acquisition est maintenant très favorable avec 18s en apnée pour la séquence injectée, et 2 minutes supplémentaires (8 × 15s d'apnée) pour la séquence en mode CINÉ.