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thèse - Institut des Neurosciences de Grenoble

1. Premi re partie Introduction Introduction g n rale Le sang qui irrigue le cerveau apporte les nutriments n cessaires son fonctionnement gr ce la perfusion sanguine La perfusion c r brale est en lien extr mement troit avec l ensemble des processus m taboliques et neuronaux D crire quelles sont les caract ristiques de cette perfusion nous aide mieux observer le fonctionnement du cerveau et sa r ponse diff rentes agressions ou pathologies Un des param tres qui caract risent la perfusion c r brale est le Cerebral Blood Flow ou flux sanguin c r bral CBF Le CBF correspond au volume de sang qui traverse une masse de tissu c r bral donn e par unit de temps Ce param tre varie avec l activit c r brale pour adapter l apport en nutriments lors d une modification du m lange de gaz inhal ou encore en cas de pathologies L une des m thodes phares pour mesurer le CBF est le Arterial Spin Labeling ou marquage de spin art riel ASL en Imagerie par R sonance Magn tique IRM L IRM pr sente l avantage d tre une m thode d imagerie non ionisante Une mesure par IRM peut donc tre r p t e souvent et permettre ainsi un suivi longitudinal Le marquage de spins art riels utilise l eau du sang comme marqueur et ne n cessite aucune injection d agent de contraste L aimantation du sang marqu revient l quilibre en moins de 15 secondes permettant des mesures dynamiques rap
2. Les m thodes optimis es au cours de ce travail de th se ont d j t utilis es dans plusieurs tudes r alis es au GIN au cours des deux derni res ann es La s quence CASL a fourni des valeurs de CBF dans une tude des mod les de gliomes C6 et F98 chez le rat COQUERY et al 2014 cf Fig 7 9 112 T2W ROI 2 005 c AD CD 50 E Dm Included voxels en gt N Do 0 0 0 C6 F38 66 F98 C6 Wistar Fischer Wistar Fischer Wistar Fischer Wistar Fischor Wistar Fischer Wistar Fischer Wistar Fischer C Striatum S LS Cortex C EN Tumor T Fig 7 9 Carte IRM multi param trique de rats porteurs de gliome La carte de CBF a t acquise avec la s quence CASL COQUERY et al 2014 La s quence pCASL a t utilis e dans une tude sur l effet de traitements anticanc reux rayon nement synchrotron notamment sur le mod le de gliome 9L une tude sur la caract risation du niveau d oxyg nation des tumeurs C6 et 9L une tude sur la caract risation de l oxyg nation dans un mod le d isch mie c r brale et une tude sur la caract risation du m tabolisme c r bral apr s un trauma cr nien Enfin la s quence pCASL a permis de suivre la cin tique du CBF suite des pointes d activit pileptiforme induite par la Bicuculline tude men e par Sandrine Saillet GIN Eq 5 Jan Warn king GIN Eq 5 et Olivier David GIN Eq 11 Dans cette tude l utilisation d une m
3. 2007 12 1 2 LE CERVEAU 1 2 Le cerveau Bien que le cerveau ne repr sente qu environ 2 du poids du corps il n cessite 20 du sang et des nutriments qu il transporte 1 2 1 Le cerveau en fonctionnement Le cerveau consomme les substances pr sentes dans les capillaires san guins et plus particuli rement l O et le glucose Lors d un changement de l activit synaptique d une population de neurones la zone du cerveau qui lui est associ e va augmenter son m tabolisme puis une r ponse h modynamique va s enclencher Cela va entrainer une augmentation de l apport en glucose qui va alors pouvoir tre observ e par TEP avec du 8F FDG radioactif Cette augmentation de l activit est galement corr l e un changement de b BOLD fMRI T map CBF qui peut tre mesur par TEP avec du 0 H O radioactif Fox et al 1989 cf 1 11 2 et en ASL Enfin les variations de CBF concomitantes aux variations de l activit neuronale changent la saturation du sang en O que l on peut d tecter par IRM du signal Blood Oxygenation Level Dependent BOLD OGAWA et al 1990 cf 1 11 b s quence sensible au changement de concentration de dHb a I ATAR TR Eu Wu e LADO wu Y T 1 2 2 Les pathologies du cerveau Fig 1 11 Comparai son du changement de Le cerveau est un organe susceptible d tre affect par un grand nombre perfusion moyen suite de pathologies tant le si
4. Gmin GMT XG min 3 8 Gmin X GMT GRT Gave X PR Gmax X LT OPT GRT x Gmar 3 9 Gus Gmax X GRT LT OPT PR x Gave 3 10 GRT GMT CHAPITRE 3 IMPLEMENTATION DE LA M THODE DE MARQUAGE PCASL 49 Calcul de GMT f gradient minimal lors du dernier cycle En effet nous avons souhait conser ver un gradient moyen identique pour tous les cycles y compris le dernier qui se termine G 0 et non pas G Gmax Cela nous donne donc la valeur suivante Ag Ag A4 As Ag Gave X t2 t3 ta t5 tg D E E 3 11 Finalement le gradient apr s la derni re impulsion a un impact uniquement sur l aimantation transversale cr e mais pas sur l aimantation longitudinale qui nous int resse Cela rend ce calcul non n cessaire dans l impl mentation de la s quence Calcul du B Dans la litt rature sur la s quence pCASL la puissance de l impulsion RF est donn e en terme de puissance moyenne sur un cycle et dans l unit du pT Or sur les syst mes Bruker la puissance des impulsions est donn e en terme d att nuation pCASLAtt par rapport une valeur de r f rence PV MnegAucni Correspondant la puissance n cessaire pour basculer l aimantation de 90 avec une impulsion rectangulaire de 1 ms On a donc Ref Att PVMRefAttCh1 PCASLAtt Wy wi ef x V 19 e tneraonocastan 3 12 avec pa 3 13 T avec a 90 and T 1 ms et Q1 yB1 3 14
5. However the behavior of the CBF map seems to vary according to the injection site for the cortical injection the constant 7 value yields a slight underestimation of CBF while the T1 map yields to a slight overestimation of CBF For the striatal injection both approaches seems to overestimate CBF Besides this impact on the CBF maps all other measured parameters do not appear to be altered by the injection of Mn Quantitative estimates of each parameter and each experimental group are presented in Table 5 1 CHAPITRE 5 ASL ET T 83 absolute values For technical reasons the absolute values of Ty and MTT cannot be directly compared Indeed the bolus injection protocol was improved between the cortical and striatal injections leading to shorter MTT values in the latter case This however does not impact the comparison between ipsilateral and contralateral values Fig 5 3 the relative difference between the ipsilateral injected side and the contralateral values for each parameter and each experimental group There is a strong impact of Mn on tissue Tj AT gt 30 Fig 5 3a and less of an impact on ADC MTT and T AADC AMTT and AT lt 5 Fig 5 3b d these differences are comparable to those obtained in animals who received a vehicle injection Overall these changes suggest that the impact of Mn on the tissue physiology and especially the CBF is smaller than 5 The intracortical and the intrastrial injections of Mn
6. M CHAPITRE 7 ASL MULTI SLICES 103 CU O D 14 w 10 G c c Be o N 79 c 6 c e ep 4 o 5 5 2 O A A 0 2 2150 400 350 300 250 200 150 100 50 0 450 400 350 300 250 200 150 100 50 0 Phase Phase Fig 7 2 Example of ASL signals measured as a function of the correction of the inter pulse phase increment in two rats a A rat which did not need an additional phase increment b A rat with an optimal phase increment correction of 300 Perfusion signals shown are average ASL signals extracted from whole brain and vascular ROIS blue triangles and green circles respectively Fig 7 3 a Sagittal localizer image with an example of slice positioning b IR images at TI 600 ms with the two ROIs in the cortex and one ROI in the background noise where M is the equilibrium GEFC signal of arterial blood and M is the pCASL GEFC signal The T3 map was obtained from the IR data using the following equation and a Levenberg Marquardt fitting algorithm M TT Mo x 1 n 2ae 7 3 where M T T is the MR signal collected at each TT Mo the tissue magnetization at thermal equilibrium a the inversion efficiency of the hyperbolic secant inversion pulse of the IR sequence and T1 the longitudinal relaxation time constant of tissue Mo a and T are the fitted parameters An outlier exclusion was performed on subtracted ASL data TAN et al 2009 Two Thompson tau test
7. Tye Ipsi 107 36 Contro 128 26 Mo TT Ipsi 129 37 Contro 129 sE 27 1623 1606 single compartment model 299 5 244 236 29l 128 136 129 139 model 216 234 219 E 231 119 126 119 128 29 28 46 40 49 44 30 25 31 26 42 38 A4 39 28 23 28 24 Striatum Mn 777 50 821 61 5 6 1 2 5 9 1 5 ra Les 1087 79 1602 68 214 23 277 20 321 34 284 28 154 14 162 16 220 19 165 18 205 22 265 19 262 25 269 24 147 13 155 15 179 14 156 16 Control 784 39 821 29 5 1 1 6 Dale Tel 6 5 0 6 6 6 0 7 1575 53 1568 47 286 48 264 41 298 53 275 44 158 30 145 26 163 31 150 26 273 46 252 39 280 49 259 41 151 29 139 25 154 29 141 25 Chapitre 6 Etude du comportement des s quences CASL et pCASL 4 7T TI et 11 71 C S Debacker J M Warnking S Kohler J Voiron E L Barbier INTRODUCTION During the past twenty years there has been a strong interest in quantifying cerebral blood flow CBF using arterial spin labeling ASL and numerous methods have been proposed PETCHA RUNPAISAN 2010 John DETRE RAO et al 2012 Eric C WONG 2013 This increasing number of available methods became a limit to the development of perfusion MRI with ASL Recently the ISMRM Perfusion Study Group came to an agreement on a protocol to measure CBF using
8. change des mol cules d eau entre capillaire sanguin et tissus c r brale 2 17 Sch ma mod le physiologique 1 et 2 compartiments 2 18 Equation de Buxton et al 1995 252 4999 won LL 3 RO DO EE CORRE A 220 Fhoto ls EEE 3 1 Chronogramme de la s quence pCASL 0 2 Inipubiton de Hanmi o e s ud ee eten 3 3 Plan d aliasing de marquage en pCASL 3 4 Affichage oscilloscope pCASL o pO XD cael soa dox box ees ed ten ee M RO PO RS Sn te s 38 Macro PY gt dynamic SMN eso Le 5 8 xOX oom LELLA ow d X WX wo Ws 3 9 Balayage de phase pCASL 3 10 Balayage de phase pCASL shim second ordre 3 11 Macro de correction de shim en pCASL VI BI 3 13 3 14 3 15 oui 3 16 3 18 3 19 3 20 dal 0 22 3 23 3 24 3 29 4 1 4 2 4 3 4 4 4 5 4 6 4 7 4 8 4 9 4 10 4 11 4 12 9 1 9 2 0 9 6 1 0 2 6 3 6 4 6 5 6 6 6 7 6 8 6 9 fell 12 1 3 TA 7 9 7 6 Tak 7 8 f 7 10 B 1 j TABLE DES FIGURES D calage de fr quence au niveau du plan de marquage en ASL 56 Sch ma algorithme simulation inversion adiabatique 97 Profil d inversion POASL 233 upper SSSR a ee 58 Profil de fr quences avec un gradient constant 59 Carte d champ et shit tku ddadrE kuni 59
9. d inversion Pour mesurer l efficacit d inversion des s quences ASL on doit comparer le signal du sang avec et sans inversion Pour cela en PASL on r alise un profil d inversion dans la direction sagittale en utilisant l impulsion de la s quence PASL typiquement une s cante hyperbolique avec et sans puissance RF On obtient ainsi une valeur de signal complexe avec et sans inversion et on consid re que ce type d impulsion inverse l aimantation longitudinale aussi bien dans les tissus que le sang Pour les s quences CASL et pCASL on proc de diff remment car cette fois ci on inverse le sang un endroit pr cis dans les carotides gr ce son mouvement travers un gradient de champ magn tique De ce fait on applique le m me module d inversion que dans la s quence que l on souhaite valuer et on mesure l aimantation dans le sang gr ce une acquisition compens e en flux en aval proche du plan de marquage La diff rence relative entre les signaux complexes recueillis suite des modules control et label est proportionnelle l efficacit d inversion W ZHANG D WILLIAMS et KORETSKY 1993 M9 M IE avec M9 l aimantation du sang art riel l quilibre et M l aimantation du sang art riel apr s inversion 42 2 8 MAT RIEL IRM UTILIS 2 8 Mat riel IRM utilis Fig 2 20 Photographies des IRM utilis s dans les diff rentes exp riences 4 7 T 7 T et 1
10. led to a similar reduction in tissue T1 Fig 5 3e h shows the relative ipsi contra difference in CBF quantified using Eq 5 3 and the following parameter values for Mo use either the Mo map obtained from the CASL sequence Fig 5 3e f or the Mo map obtained from the IR sequence Fig 5 3g h For tissue T use either a single tissue TP for the entire slice Fig 5 3e g or a tissue T1 map Fig 5 36 h The absolute CBF values Table 5 1 appear very sensitive to the choice of parameter e g in the contralateral cortical ROI CBF varies from 136 to 251 mL 100 g min The use of the M map obtained from the CASL sequence the control image yields the highest CBF values values well above those reported in the literature for similar physiological conditions FRIETSCH et al 2000 while the use of the Mo map obtained from the IR sequence yields CBF values closer to those of the literature More interesting is the impact of the choice of quantification parameter on the relative difference between the ipsilateral and contralateral CBF values For animals who received a vehicle injection the ipsi contra difference never differs from zero For animals who received Mn the use of MU4 and T yields the lowest ipsi contra difference while the use of MO ASE and a single TY yields the highest ipsi contra difference 34 for the cortex 23 for the striatum When the Mo map from the IR sequence is used the use of a single Ti value yields an
11. p 22 68 70 71 91 DUHAMEL Guillaume 2011 Pseudocontinuous Arterial Spin Labeling pCASL at Very High Field 11 75T for Mouse Brain Perfusion Imaging ORAL SESSIONS Montr al Canada cit p 33 EDELMAN R R B SIEWERT D G DARBY V THANGARAJ A C NOBRE M M MESULAM et S WARACH 1994 Qualitative mapping of cerebral blood flow and functional localization with echo planar MR imaging and signal targeting with alternating radio frequency In Radiology 192 2 p 513 520 cit p 30 ESPARZA COSS Emilio Jarek WOSIK et Ponnada A NARAYANA 2010 Perfusion in rat brain at 7 T with arterial spin labeling using FAIR TrueFISP and QUIPSS In Magn Reson Imaging 28 4 p 607 612 DOI 10 1016 j mri 2010 01 004 cit p 10 70 Evans Robert L 1959 Two comments on the estimation of blood flow and central volume from dye dilution curves en In J Appl Physiol 14 3 p 457 457 cit p 40 EWING James R Ling WEI Robert A KNIGHT Swati PAWA Tavarekere N NAGARAJA Thomas BRUSCA George W DIVINE et Joseph D FENSTERMACHER 2003 Direct Comparison of Local Cerebral Blood Flow Rates Measured by MRI Arterial Spin Tagging and Quantitative Autoradiography in a Rat Model of Experimental Cerebral Ischemia en In Journal of Cerebral Blood Flow amp Metabolism 23 2 p 198 209 DOI 10 1097 01 WCB 0000046147 31247 E8 cit p 10 FERRARA L Aldo Marcello MANCINI Rita IANNUZZI Teodoro MAROT
12. t anesth si s induction 5 d isofluo rane et intub s avant d tre install s dans l IRM Le gaz anesth siant isofluorane a t maintenu 2 La respiration des rats a t fix e 60 cycles par minute avec un m lange de gaz contenant 94 d air et 6 d oxyg ne pur Pendant les phases d hypercapnie 5 de CO a t ajout au m lange gazeux initial Acquisitions IRM L ensemble des exp riences a t effectu sur les deux aimants horizontaux petit animal de la plateforme IRM de Grenoble IRMaGe d une part un aimant Bruker Biospec de 4 7 Tesla 47 40 USR AV III et d autre part un aimant Bruker Biospec de 7 Tesla 70 20 USR AV III Pour mettre le signal radiofr quence une antenne volumique a t fix e dans le fourreau de gradients et une antenne de surface t te rat a t utilis e pour la r ception Le protocole de s quences appliqu tait le suivant 1 Tripilot pour le positionnement global de l animal Des r glages sont faits au d but de cette acquisition r glages de la fr quence de r sonance du gain d mission et de shim premier ordre global 2 Anatomique Une s quence pond r e 75 pour imager en haute r solution l anatomie du cerveau du rat Ces coupes axiales sont utilis es dans les g om tries des s quences suivantes pour choisir la position des images acqu rir 3 Fieldmap Une s quence permettant d tablir une carte de champ Bo pour
13. 74 75 110 111 127 CBV Cerebral Blood Volume ou volume sanguin c r bral 8 39 CMRO Cerebral Metabolic Rate of O4 8 9 D DASL Dynamic Arterial Spin Labeling 110 dHb d soxyh moglobine 6 12 DSC Dynamic Susceptibilty Contrast 9 39 E EPI Echo Planar Imaging 31 50 51 53 67 70 74 EPISTAR Echo planar Imaging and Signal Targeting with Rlternating Radio frequency 29 F FAIR Flow Alternating Inversion Recovery 29 30 35 110 FID Free Induction Decay ou signal de pr cession libre 24 FOCI Frequency Offset Corrected Inversion 23 FOV Field Of View ou champs de vue 71 Abbreviations ix G Gd Gadolinium 39 GE Gradient Echo 20 39 68 GIN Grenoble Institut des Neurosciences vi 41 110 111 H Hct h matocrite 67 70 110 I IE Inversion Efficiency ou efficacit d inversion 59 61 IR Inversion R cup ration 23 37 39 40 67 68 IRM Imagerie par R sonance Magn tique 2 5 6 9 12 15 16 18 20 22 25 29 33 39 46 47 901 01 07 9 TE LIO TTL 127 IRMf Imagerie par R sonance Magn tique fonctionnelle 111 ISMRM International Society for Magnetic Resonance in Medicine 30 32 L LA Long Axis 6 68 LL Look Locker 67 LT Labeling Time 35 37 38 71 72 74 M MT Magnetization Transfer ou transfert d aimantation 26 29 31 35 70 73 MTR Magnetization Transfert Ratio 27 71 MTT Mean Transit Time ou temps de transit moyen 7 39 N NA Number of Averages 71 72 O OEF Oxy
14. BARBIER Emmanuel L Keith S ST LAWRENCE Emmanuelle GRILLON Alan P KORETSKY et Michel D CORPS 2002 A model of blood brain barrier permeability to water accounting for blood inflow and longitudinal relaxation effects eng In Magn Reson Med 47 6 p 1100 1109 DOI 10 1002 mrm 10158 cit p 22 29 35 70 86 111 BASTIN Mark E Saurabh SINHA Ian R WHITTLE et Joanna M WARDLAW 2002 Measurements of water diffusion and T1 values in peritumoural oedematous brain eng In Neuroreport 13 10 p 1335 1340 cit p 22 78 BELLE V E KAHLER C WALLER E ROMMEL S VOLL K H HILLER W R BAUER et A HAASE 1998 In vivo quantitative mapping of cardiac perfusion in rats using a noninvasive MR spin labeling method In J Magn Reson Imaging 8 6 p 1240 1245 cit p 90 BERECZKI D L WEI T OTSUKA F J HANS V ACUFF C PATLAK et J FENSTERMACHER 1993 Hypercapnia slightly raises blood volume and sizably elevates flow velocity in brain micro vessels In Am J Physiol 264 5 Pt 2 H1360 1369 cit p 10 114 BIBLIOGRAPHIE BIRNS J J JAROSZ H S MARKUS et L KALRA 2009 Cerebrovascular reactivity and dyna mic autoregulation in ischaemic subcortical white matter disease In J Neurol Neurosurg Psychiatr 80 10 p 1093 1098 DOI 10 1136 jnnp 2009 174607 cit p 74 BLAMIRE M D L ROTHMAN et T NIXON 1996 Dynamic shim updating a new approach towards optimized whole brain shi
15. E mail clement debackerQG gmail com CHAPITRE 5 ASL ET T 19 METHODS Animals and groups A total of 33 male Male Wistar rats 6 week old weigth 270 20g Charles Rivers France were used All experiments were approved by the local ethic committee and were performed in full compliance with the guidelines of the European community EUVD 86 609 EEC for the care and use of the laboratory animals Experiments were performed under permits n 380945 for EB and A3851610008 for experimental and animal care facilities from the French Ministry of Agriculture All procedures were performed under isoflurane anesthesia IsoFlo Axience France 5 for induction maintenance under 2 Rectal temperature was monitored and maintained at 35C with a heating pad Four groups of rats were included two groups received an intracortical injection of either Mn solution group CxMn n 12 or of vehicle group CxVe n 7 The delay between injection and MRI was either 6 or 24 hours to obtain a range in T variations As no significant difference was observed between the two delays data were pooled The two other groups received an intrastriatal injection of either Mn solution group StMn n 7 or of vehicle group StVe n 7 The delay between injection and MRI imaging was 24h A total of 51 rats were involved in this study but only 33 were kept for analysis The exclusion criteria were manganese injection failur
16. LONGA E Z P R WEINSTEIN S CARLSON et R CUMMINS 1989 Reversible middle cerebral artery occlusion without craniectomy in rats en In Stroke 20 1 p 84 91 DOI 10 1161 01 STR 20 1 84 cit p 7 Lu Hanzhang Chekesha CLINGMAN Xavier GOLAY et Peter C M van ZIJL 2004 Determining the longitudinal relaxation time T1 of blood at 3 0 Tesla In Magn Reson Med 52 3 p 679 682 DOI 10 1002 mrm 20178 cit p 6 22 LuH Wen Ming S Lalith TALAGALA Tie Qiang LI et Peter A BANDETTINI 2013 Pseudo continuous arterial spin labeling at 7 T for human brain estimation and correction for off resonance effects using a Prescan eng In Magn Reson Med 69 2 p 402 410 Dor 10 1002 mrm 24266 cit p 52 101 MACCOTTA L J A DETRE et D C ArsoP 1997 The efficiency of adiabatic inversion for perfusion imaging by arterial spin labeling In NMR Biomed 10 4 5 p 216 221 cit p 7 25 MARQUARDT Donald W 1963 An Algorithm for Least Squares Estimation of Nonlinear Pa rameters en In Journal of the Society for Industrial and Applied Mathematics 11 2 p 431 441 DOI 10 1137 0111030 cit p 40 81 91 MCROBBIE Donald W 2003 MRI from Picture to Proton en Cambridge University Press cit p 21 MEAIRS Stephen et Angelika ALONSO 2007 Ultrasound microbubbles and the blood brain barrier eng In Prog Biophys Mol Biol 93 1 3 p 354 362 DOI 10 1016 j
17. MARQUARDT 1963 t T AR3 t K t Tp exp 8 o 5 7 where K To a B were the fitted parameters Except To bolus arrival time the fitted parameters have no direct physiological meaning The mean transit time MTT was derived as a surrogate marker of CBF changes H K THOMPSON et al 1964 MTT f a 1 5 8 All estimates were obtained from two region of interest ROI the ipsilateral and the contralateral cortex for rats injected in the cortex and the ipsilateral and the contralateral striatum for rats injected in striatum In the manganese groups only voxels with a T3 value below 80 of the control one were considered This led to the exclusion of 47 of voxels in cortex and 24 of voxels in striatum Subsequently the relative difference between ipsi and contralateral ROI was computed as ipsi contro contro This relative difference is independent of global physiological variations between animals 82 Statistical analysis A paired Wilcoxon test was performed to compare ipsi and contralateral values An unpaired Wilcoxon test was performed to compare manganese and control groups All statistical analyses were performed with the R software TEAM 2013 Results are expressed as mean standard deviation The corresponds to x 0 01 lt P lt 0 05 x 0 001 lt P lt 0 01 and P lt 0 001 RESULTS Fig 5 1 shows an example of the raw MRI data obtained in one animal who rec
18. O MOREAUD I TROPRES S KEIGNART E CHIPON J F LE Bas J WARNKING et A KRAINIK 2011 Impaired cerebral vasoreactivity to CO2 in Alzheimer s disease using BOLD fMRI In Neuroimage 58 2 p 579 587 DOI 10 1016 j neuroimage 2011 06 070 cit p 74 CENIC Aleksa Darius G NABAVI Rosemary A CRAEN Adrian W GELB et Ting Yim LEE 2000 A CT Method to Measure Hemodynamics in Brain Tumors Validation and Application of Cerebral Blood Flow Maps en In AJNR Am J Neuroradiol 21 3 p 462 470 cit p 13 CHO D JONES W E REDDICK R J OGG et R G STEEN 1997 Establishing norms for age related changes in proton T1 of human brain tissue in vivo eng In Magn Reson Imaging 15 10 p 1133 1143 cit p 22 78 COQUERY Nicolas Olivier FRANCOIS Benjamin LEMASSON Cl ment DEBACKER R gine FARION Chantal R MY et Emmanuel Luc BARBIER 2014 Microvascular MRI and unsupervised clustering yields histology resembling images in two rat models of glioma ENG In J Cereb Blood Flow Metab DOI 10 1038 jcbfm 2014 90 cit p 34 111 112 DAI Weiying Dairon GARCIA Cedric de BAZELAIRE et David C ALSOP 2008 Continuous flow driven inversion for arterial spin labeling using pulsed radio frequency and gradient fields In Magn Reson Med 60 6 p 1488 1497 DOI 10 1002 mrm 21790 cit p 33 45 47 90 100 DEBACKER Cl ment St phan Nicolas Adrien PANNETIER Franck MAUCONDUIT Thomas CHRIS TEN
19. SNR and CBF estimates three ROIs were drawn on the IR image acquired at TI 600 ms a delay at which the brain structures are well delineated cf Fig 7 3b The temporal SNR tSNR was computed at each voxel as the ratio of the temporal mean ASL signal across repetitions and the standard deviation across time over repetitions of the cortex ROIs on control images tSNR values from individual voxels were subsequently averaged over the cortical ROI RESULTS Fig 7 2 shows two examples of the determination of the optimal phase increment The signals from two ROIs are represented a whole brain ROI and a small vascular ROI located above the third ventricle which provided better perfusion contrast In this study the optimal phase i e the phase that yields the highest perfusion signal was determined from this graph for each animal The normal phase increment 0 in Eq 7 1 was optimal for all animals except one correction of 300 cf Fig 7 2b The IE of CASL and pCASL were similar despite the slight difference in Bj cf MRI acquisition part due to hardware constraints EC4 85 24 1 5 96 and IL EPC 5L 83 943 1 6 96 These values are comparable to that obtained in chapter 6 84 3 and 88 4 for CASL and pCASL The physiological status of the rats was comparable during the CASL and the pCASL experiments cf Table 7 1 Tab 7 1 Value of parameters MEAN SD across slices for CASL and pCASL sequences Sc
20. THOMAS et al 2006 et TANAKA et al 2011 Rat Pharmacologie CASL BRUNS et al 2009 Rat Vasoreactivit FAIR WEGENER et al 2007 Rat Vasoreactivit DASL E L BARBIER SILVA et al 2001 Rat Tumeur CASL COQUERY et al 2014 2 4 3 Mode les physiologiques Pour quantifier le CBF il est n cessaire d tablir un mod le expliquant comment vont se com porter les mol cules d eau l origine du signal IRM dans un voxel d imagerie Pour cela plusieurs mod les existent comprenant diff rents niveaux de complexit et d approximations Les principaux param tres n cessaires la mise en uvre de ces mod les sont Fig 2 16 e Quels sont les temps de transit entre le plan de marquage et le voxel Quelle proportion de sang marqu arrive dans le voxel Quel est le d bit d change d eau entre les capillaires et les tissus Comment diffuse l eau une fois dans les tissus Quelle quantit d eau marqu e ressort par les veines CHAPITRE 2 IRM 39 Labeling plane Artery Capillary Vein Transit time to the slice entrance pel cos vescccsccecceseccesverseccececseceses gt Transit time to the exchange site I Es Voxel Fig 2 16 Sch ma d un voxel d imagerie contenant les diff rents compartiments pris en compte lors de la quantification du CBF Les lignes pointill es sur le capillaire repr sentent la paroi des capillaires perm ables l eau les lignes pleines repr sentent les parois des v
21. ce champ bj implique la rotation de l aimantation autour de la direction de ce champ la fr quence angulaire 2 b Pour faire une rotation d un angle 0 l aide d un champ RF dont l amplitude champ magn tique radio fr quence B1 est constante il faut appliquer le champ RF durant un temps r 6 hlb 2 20 Fig 2 3 Trajectoire de l aimantation en pr sence d un champ b tournant la fr quence de Larmor pour une impulsion de 7 2 a dans le r f rentiel du laboratoire fixe b dans le r f rentiel tournant la fr quence de Larmor Ce champ RF est appliqu g n ralement par impulsion pendant une dur e donn e Ces impul sions peuvent tre modul es en amplitude Cela permet de d finir une enveloppe sp cifique par exemple de forme rectangulaire ou gaussienne Une impulsion RF est galement modul e en fr quence et une phase sp cifique peut lui tre assign e Si la fr quence de l impulsion RF est gale CHAPITRE 2 IRM 19 la fr quence de pr cession de l aimantation alors l aimantation ne subira pas de pr cession autour de l axe Z dans le r f rentiel dans lequel Bj est statique L impulsion RF aura donc un impact sur l aimantation Dans le cas contraire l impulsion RF n aura pas d effet net sur l orientation de l aimantation une impulsion RF dont le contenu fr quentiel est limit est dite s lective en fr quence Les principales actions d une
22. e dans le plan transverse celle ci revient l quilibre thermique Mo par change d nergie entre le syst me de spins et son environnement le r seau Ces changes sont d des champs oscillant proche de la fr quence de Larmor cr s par le mouvement des mol cules environnante qui contiennent des spins La vitesse de retour l quilibre d pend de l environnement et est caract ris e par le Tj Dans ce cas l quation du mouvement de M devient dM _ M Mo dt T 2 24 Ce qui nous donne M t M 0 e YU Mo 1 e 111 2 25 Relaxation spin spin ou transversale T2 Le basculement de l aimantation dans le plan transverse correspond une cr ation de coh rence entre les spins nucl aires Mais dans la mati re les spins des diff rentes mol cules interagissent entre eux et changent de l nergie ce qui entra ne la perte de cette coh rence associ e un changement d entropie donc cette perte de coh rence est irr versible La vitesse de relaxation spin spin est g n ralement plus rapide que la relaxation spin r seau au mieux gale Elle est caract ris e par le temps de relaxation transversale 73 dM ML 2 26 dt To On obtient donc cette relation M t 2 M 0 e 7 2 27 Fig 2 4 Sch ma de la relaxation longitudinale et transversale de l aimantation apr s un basculement de l ai mantation de 90 dans le r f rentiel du lab
23. e des param tres de s quence TR TE etc et de l intensit du champ statique e des propri t s des tissus densit de spin 71 T On voit que l augmentation du SNR est une question de compromis entre diff rents param tres Par exemple le SNR est inversement proportionnel la bande passante on peut donc tre tent de baisser la bande passante N anmoins cela peut engendrer une augmentation du temps d cho TE et donc une r duction du signal Mesure du SNR en IRM Pour pouvoir comparer la qualit de deux images IRM on utilise souvent le SNR Cela peut galement permettre de d tecter une anomalie dans le mat riel SNR spatial On peut mesurer le SNR spatial dans une image Celui ci est g n ralement d fini comme le rapport entre la valeur moyenne du signal s dans une Region Of Interest ou r gion d int r t ROI contenant les tissus imager et la d viation standard du signal c dans une ROI situ e dans une zone de l image ne contenant que du bruit Cette m thode repose sur l hypoth se d un bruit blanc l acquisition du signal qui va engendrer apr s transform e de Fourier un bruit blanc reparti uniform ment dans l image SNR 2 38 Q al Il faut veiller ne pas s lectionner de zone contenant un repliement ou ghosting de signal lors de la cr ation de la ROI dans le bruit Nous avons utilis cette mesure pour tablir la qualit des images travers champs magn tiques et
24. et OPT x IntegralRatio Br RE 1 1 1 X PRT 3 15 Donc Bove 90 y jy ra PC ASE At y OPT x Integral Ratio 3 16 vx 1073s PRT avec Integral Ratio 0 5 pour une impulsion de type Hanning Cette valeur correspond au rapport des aires de l impulsion de Hanning et d une impulsion rectangulaire de m me dur e 3 4 l ments de v rification de la s quence 3 4 1 Timing Pour valider la s quence pCASL impl ment e et v rifier les temps caract ristiques du module de marquage ainsi que la synchronisation entre les impulsions RF et les gradients nous avons monitor ces param tres avec un oscilloscope Pour la partie champ radio fr quences un connecteur BNC en T permet de r cup rer le signal par induction en sortie de l amplificateur de champ RF La r cup ration du signal des gradients se fait directement par un c ble co axial branch sur l unit de gradient La Fig 3 4 est une capture d cran de l oscilloscope au cours du marquage d une s quence pCASL Les impulsions RF et le gradient dans la direction z sont bien synchronis s le signe des gradients est invers sur l oscilloscope et les timings observ s correspondent aux param tres d entr e de la s quence OPT 500 ps PRT 500 ps Enfin les deux lignes jaunes d finissent la hauteur des gradients dans un module control et un module label on note bien le changement de gradient minimum entre une exp rience control et une exp r
25. impulsion off r sonance est donn e en terme d quivalent une impulsion continue par 1 Tp B 2 2 44 pg Bm 2 44 CW _ By avec Bi t l enveloppe dans le domaine temporel de l impulsion et Tp la dur e de l impulsion engendrant le MT liquid pool Gb macromolecular pool only liquid pool exchanging with macromobecular pool i 1 10 100 A kHz Fig 2 11 Aimantation longitudinale du r servoir de liquide et des macromol cules La r gion gris e entre les deux courbes illustre la saturation due l effet de transfert d aimantation Mmr Maj indique la saturation due l effet direct Ces r sultats ont t obtenus dans un gel d agar 4 et une impulsion RF d amplitude 670 Hz Adapt de HENKELMAN et al 2001 2 3 Diffusion de l eau Lorsque que l on veut comprendre la perfusion dans le cerveau on doit galement s int resser la diffusion de l eau dans celui ci En effet les propri t s de l aimantation du sang diff rent de celles des tissus car l environnement est diff rent les temps de relaxation changent donc Par exemple 7T le T est d environ 2304 108 ms Emmanuel L BARBIER et al 2002 pour le sang et d environ 1606 28 ms cf chapitre 5 dans la substance grise Cette eau du sang en arrivant au niveau des capillaires et donc du voxel d imagerie va diffuser dans le tissu venant ainsi modifier l aimantation de celui ci et donc le signal d tect Les mouvements de l e
26. ms r f rence cerveau cerveau sang 2 35T Souris 920 40 D L THOMAS et al 2006 3T Boeuf 1664 14 Lu et al 2004 AT Rat 12862 77 65 222 4 R A d GRAAF et al 2006 4 7T Humain 1717 39 VARELA et al 2010 B uf 1833 49 DOBRE et al 2007 Rat 1300 20 54 1 KETTUNEN et al 2007 TT Boeuf 2212 53 DOBRE et al 2007 Rat 2304 108 Emmanuel L BARBIER et al 2002 Souris 1582 42 364 2 GUILFOYLE et al 2003 94T Rat 2430 NASRALLAH et al 2012 Rat 1948 52 42 1 1 2 R A d GRAAF et al 2006 11 7T Rat 2813 56 Lin et al 2012 Rat 2073 101 36 2 1 R A d GRAAF et al 2006 Tab 2 2 Changement du temps de relaxation longitudinale en pr sence de pathologies et avec l ge Esp ce Source de variations Bo AT r f rence Rat Gliome 4 7T 16 KETTUNEN et al 2007 Rat Isch mie de l art re c r brale moyenne 7T 2 6 GRILLON et al 2008 Humain Edeme p ri tumoral LOT 7396 BASTIN et al 2002 Humain Age 1 5T gt 15 CHO et al 1997 2 1 3 Equation de Bloch En combinant l quation du mouvement avec les termes de relaxation on obtient le syst me d quations de Bloch qui d crit le mouvement de l aimantation macroscopique en fonction du temps et en prenant en compte la relaxation dM lt 7M x B pics bi R M Mo 2 28 o R est la matrice de relaxation 1 T 0 0 R 0 1 2 0 2 29 0 0 1 7 2 1 4 Impulsions RE L impulsion RF est un des l ments clefs de l exp rience
27. nules et art rioles o peu d changes d eau ont lieu Extrait de Emmanuel L BARBIER et al 2002 Un compartiment En 1992 J A DETRE LEIGH et al 1992 D S WILLIAMS et al 1992 et KWONG BELLIVEAU et al 1992 publient les premiers articles traitant de la quantification du CBF en ASL avec l quation de Bloch Eq 2 28 modifi e pour prendre en compte la perfusion Ces mod les consid rent l eau comme librement diffusible En 1998 BuxTON et al 1998 d ve loppent un mod le cin tique g n ral que nous verrons plus en d tail dans la section 2 4 4 Ce mod le est de loin le plus a utilis dans la litt rature Comme illustr sur la Fig 2 17a les mod les un compar timent supposent que lorsque les protons de l eau du sang entrent dans le voxel d imagerie ils sont instantan ment ex traits du lit capillaire et diffusent instantan ment dans tout NR le voxel tissue voxel venous blood tissue voxel venous blood my Yew Tl bloo extravascular space Fa m Vew jum Deux compartiments Quelques quipes ont tudi les mod les deux compar timents notamment PARKES et al 2002 Dans le mod le Fig 2 17 Sch ma d un mod le phy deux compartiments on consid re le compartiment du capil Siologique 1 a et 2 b com laire et le compartiment du tissu cf Fig 2 17b A chaque Partiments Extrait de PARKES et al compartiment on associe un
28. 0 lt t lt At 2Mgf t Atjae Tea t At lt t lt T At 2M f rae Mg t T At lt t Avec ekt e Ax u e t At lt t At p t k t At lt SES kt 5 kZM k r4 AM CEI qt kt a Xe Wn 1 1 mont d T Ti A 2 48a 2 48b 2 48c 2 49a 2 49b 2 49c 2 49d qp t est un terme sans dimension regroupant les facteurs reli s la clairance veineuse et aux diff rents temps de relaxation cf Fig 2 18 b T1 est le T1 apparent des tissus en pr sence de flux sanguin CASL AM t 0 O lt t lt At 2 Mos f Tl ae A Tq t Zi qq 2Mop fT ae A Tw 777 A T qss t T At lt t Avec Qss t 1 et At T At lt t lt T At 1 e 75 r At lt t 2 50a 2 50b 2 50c 2 51a 2 51b qss t est un terme sans dimension isolant les termes relatifs l tat d quilibre cf Fig 2 18 d 33 2 4 ARTERIAL SPIN LABELING ASL a PASL C CASL 0 03 l 0 03 0 025 l 0 025 002 _ 0 02 5 5 0 015 S 0 015 gt gt lt lt 0 01 0 01 0 005 0 005 0 i 0 i i O 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000 0 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000 D d 0 9 0 9 0 8 0 8 0 7 0 7 0 6 0 6 o 0 5 0 5 0 4 0 4 0 3 0 3 0 2 0 2 0 1 0 1 0 i 0 i i O 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000 O 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000 F
29. 2 p 279 289 DOI 10 1002 jmri 20851 cit p 21 VAKOC Benjamin J Ryan M LANNING James A TYRRELL Timothy P PADERA Lisa A BART LETT Triantafyllos STYLIANOPOULOS Lance L MUNN Guillermo J TEARNEY Dai FUKU MURA Rakesh K JAIN et Brett E BouMA 2009 Three dimensional microscopy of the tu mor microenvironment in vivo using optical frequency domain imaging In Nature Medicine 15 10 p 1219 1223 Dor 10 1038 nm 1971 cit p 10 VALABLE Samuel Benjamin LEMASSON R gine FARION Marine BEAUMONT Christoph SEGE BARTH Chantal REMY et Emmanuel L BARBIER 2008 Assessment of blood volume vessel size and the expression of angiogenic factors in two rat glioma models a longitudinal in vivo and ex vivo study In NMR Biomed 21 10 p 1043 1056 DOI 10 1002 nbm 1278 cit p 8 39 81 VARELA Marta Joseph V HAJNAL Esben T PETERSEN Xavier GOLAY Nazakat MERCHANT et David J LARKMAN 2010 A method for rapid in vivo measurement of blood T 1 In NMR Biomed DOI 10 1002 nbm 1559 cit p 22 70 71 VILLIEN M E CHIPON I TROPR S J BOUVIER S CANTIN D CHECHIN J F LE BAS KRAINIK et J M WARNKING 2013 Per subject characterization of bolus width in pulsed arterial spin labeling using bolus turbo sampling eng In Magn Reson Med 69 6 p 1677 1682 DOI 10 1002 mrm 24412 cit p 86 VILLIEN Marjorie Pierre BOUZAT Thomas RUPP Paul ROBACH Laurent LAMALLE Ir ne TRO PR S Fra
30. 40 50 60 70 80 90 30 40 50 60 70 80 90 30 40 50 60 70 80 90 length mm length mm length mm d e f x data 50 data 40 de 0 lo lo x 30 E lt 20 20 40 60 80 100 120 140 Time s g h A Brain 12r o o vascular 20 40 60 80 100 120 140 Time s 12 A Brain o vascular o o Perfusion signal 96 Perfusion signal 96 Perfusion signal 96 Fig 6 3 Inversion profile of sech80 of 15 ms pulse at a 4 7 T b 7 T and c 11 7 T The dashed curve is a local inversion profile and the continuous line is the global inversion profile obtained on the same rat Bolus data and associated fit for one voxel of cortex at d 4 7 T e 7 T and f 11 7 T Perfusion signal AM M obtained with the pCASL for the entire brain and for a vascular ROI as a function of the additional phase increment for one rat at g 4 7 T h 7 T and i 11 7 T RESULTS Inversion Efficiency Fig 6 3a c shows an example of the inversion efficiency profile obtained for one animal with the PASL sequence and for three magnetic fields For all animals the profile were clean at 4 7 T and 7 T but were degraded at 11 7 T Note that these profiles were acquired with the volume coil used in transmit receive mode Fig 6 3d f shows an example of the change in R3 and the corresponding gamma variate fit obtained in one cortical pixel of one animal during the bolus passage for three magnetic fields Visually the SNR seems to increase
31. 5 vis pCASL GradDutyCycle pCASL Details pCASL_Parameters RephaseTime SliceSpoilerStrength 40 PVM_DigAutSet Yes PVM_DigQuad Yes PVM_DigFilter Digital_Sharp vis SliceSpoilerDuration SliceSpoilerStrength PVM_DigAutSet PVM DigQuad PVM_DigRes 19 PVM_DigDw 0 00293333333333333 PVM_DigSw 340909 090909091 PVM_DigNp 8464 PVM_DigShift 68 PVM_DigGroupDel 0 199466666666667 Ovis PVM_DigFilter PVM DigRes PVM DigDw PVM_DigSw PVM DigNp PVM DigShift PVM_DigDur 24 8277333333333 PVM_DigEndDelMin 0 0500000000000007 PVM_DigEndDelOpt 0 158799999999999 vis PVM_DigGroupDel PVM_DigDur PVM_DigEndDelMin PVM DigEndDelOpt PVM_GeoMode GeoImaging PVM_SpatDimEnum 2D PVM_Isotropic Isotropic_None vis DigitizerPars Sequence Details PVM_GeoMode PVM_SpatDimEnum PVM_Fov 2 32 32 PVM_FovCm 2 3 2 3 2 PVM_SpatResol 2 0 25 0 25 PVM_Matrix 2 128 128 PVM_MinMatrix 2 16 16 PVM_MaxMatrix 2 512 512 vis PVM_Isotropic PVM_Fov PVM SpatResol PVM Matrix PVM_MinMatrix 128 PVM_AntiAlias 2 1 1 PVM_MaxAntiAlias 2 28 PVM_SliceThick 0 8 vis PVM_MaxMatrix PVM AntiAlias PVM MaxAntiAlias StandardInplaneGeometry 1Ht PVM 0b jOrderScheme Reverse sequential PVM_ObjOrderList 1 0 PVM_NSPacks 1 PVM_SPackArrNSlices 1 1 vis PVM_SliceThick PVM ObjOrderScheme PVM_ObjOrderList PVM_NSPacks PVM_M
32. 5 1830 94 88 6 2452 3 190 4 2322 9 155 0 Droite 1236 5 198 6 1359 7 41 8 1499 0 201 7 1614 8 77 4 4 2 Effet de transfert d aimantation r siduel en ASL Lors d acquisition avec la s quence CASL des effets r siduels de MT dus l impulsion de marquage peuvent venir perturber le signal de la coupe d imagerie Cela peut induire des erreurs de quantification de CBF Nous avons donc souhait valuer la contribution de ces effets de MT r siduel avec les s quences CASL et pCASL 4 2 1 MT sur cerveau fix dans une huile fluor e Dans cette tude r alis e avec Francois Meneu stagiaire de premi re ann e de master de phy sique nous avons investigu la probl matique du Magnetization Transfer ou transfert d aimanta tion en ASL Les acquisitions ont t r alis es sur un cerveau de rat Wistar fix dans du PFA Le cerveau a t plac dans une seringue remplie soit de s rum physiologique soit d une huile fluor e permettant d viter les artefacts dus aux interfaces air liquide tout en ne produisant pas de signal car dans cette huile les atomes d hydrog ne sont remplac s par des atomes de fluor comme on peut le voir sur la Fig 4 5 Les param tres d imagerie sont module de lecture EPI cho de spin TE 20 ms taille de la matrice 128 x 128 pixels Field Of View ou champs de vue FOV 30 x 30mm 72 4 2 EFFET DE TRANSFERT D AIMANTATION R SIDUEL EN ASL Fig 4 5 Image CASL control dans a du s rum phy
33. 500 ys et PRT 1500 ps Le point vert indique l efficacit d inversion obtenue pour G 45mTm let Gase 5mT m a 8 lo 98 9 93 b 8 pe Biave HT Biave HT 1 an 100 200 00 400 500 600 700 800 900 GuvelMT m v mm s Fig 3 22 a Efficacit d inversion simul e en fonction du champ magn tique RF moyen B et du gradient moyen Gave Ici Gmax Gmoyen vaut 9 et la vitesse du sang est de v 400mm s l b Efficacit d inversion simul e en fonction du champ magn tique RF moyen B et de la vitesse du sang dans le vaisseau v Ici Gras 45mT m7 et Cas SMI m_ Le point vert indique l efficacit d inversion obtenue pour Biave BUT et v 400mms en simulation 3 6 2 Simulation d un voxel d imagerie en ASL Apr s avoir mod lis l inversion de l aimantation du sang dans les carotides nous avons voulu simuler la suite du processus d imagerie ASL en simulant l volution du signal dans un voxel d imagerie Ce travail a utilis une version modifi e du code de simulation DCESIM d crit dans l article de DEBACKER et al 2013 d coulant de mon stage de master 2 dans l quipe 5 du GIN sous la direction de Nicolas Pannetier et Emmanuel Barbier Cet outil de simulation permet de simuler un voxel d imagerie dans une exp rience de suivi de bolus avec un agent de contraste de type gadolinium on peut voir un sch ma de l algorithme de simulation sur la Fig B 1 a de l annexe B Nous avons donc adapt ce code pour qu il
34. ASL in humans David C ALSOP et al 2014 At the preclinical level an essential step on the drug development pathway quantifying CBF is also of interest A brief review of the literature indicates that CBF estimates obtained with ASL are highly variable For example in healthy rats under isofluorane reported CBF values are between 84 3mL 100g min TANAKA et al 2011 and 421 128 mL 100g min HENDRICH et al 1999 To perform ASL in small animals several magnetic fields most of them higher than that routinely used for humans are available In humans several studies have been conducted to compare ASL methods obtained at two dif ferent magnetic fields These studies evaluated experimentally whether the ASL signal to noise ratio SNR increased with the magnetic field as expect Results were contradictory A comparison of ASL estimates obtained with PASL at 1 5 T and 4 T demonstrated an increased SNR and perfu sion contrast to noise ratio CNR with the magnetic field but also an increased variability on ASL estimates In fine the authors concluded that the sensitivity of both magnetic field to assess brain function with ASL was similar WANG David C ALSOP LI et al 2002 A second study evaluated PASL at 1 5 T and 3 T and reported an increased SNR and an improved sensitivity to assess brain function YONGBI et al 2002 A third study compared the behavior of pseudo continuous ASL at 3 T and 7 T Zuo et al 2013 While the spatial SNR wa
35. I L L 1 I L L 3000 I I I L 1 I 1 L I 30 25 20 15 10 5 0 5 10 15 20 30 25 20 15 10 5 0 5 10 15 20 Position mm Position mm Fig 3 19 Gradient de champ magn tique r siduel courbe bleue et gradient de correction courbe rouge ainsi que la somme des deux courbe verte En pr sence d un shim premier ordre global a et d un shim second ordre local dans le cerveau b Noter la diff rence de l chelle de fr quences entre ces deux graphes Nous avons essay d appliquer la correction en pr sence d un shim de 2 4 ordre qui semble fonctionner en simulation malgr les diff rences par rapport l exp rience On obtient une efficacit d inversion de E 64 dans la premi re carotide et de E 78 dans la seconde L efficacit d inversion est donc am lior e mais l asym trie n est pas compl tement corrig e De plus nous avons effectu ces tests sur diff rents rats et les r sultats ne semblent pas reproductibles Nous avons fait quelques tests avec un gradient suppl mentaire dans la direction x pour tenter de mieux corriger l asym trie mais cela n a pas fonctionn la mesure n tant peut tre pas assez pr cise Suite ces r sultats nous avons donc pris le parti de ne pas effectuer de shim suppl mentaire en 62 3 6 SIMULATIONS ASL FIUX FIUX a 1 b 1 0 8 0 8 0 6 0 6 3 04 3 04 0 2 0 2 5 5 I 0 E 0 S 0 2 S 0 2 0 4 E 0 4 0 6 Sans correction 0 6 0 8 i Avec cor
36. L BARBIER SILVA et al 2001 Images were acquired using a spin echo EPI readout CASL EPI TR TE 3500 22 ms number of repetition 30 matrix 128 x 128 resolution 250 x 250 pm x 800 um 5 slices Tac 3min30s The five contiguous slices were numbered from caudal to rostral Slices were acquired in the reverse sequential order from slice N 5 to slice N 1 Fig 7 3a to avoid a saturation of the arterial blood signal during imaging For the pCASL acquisitions the labeling plane sequence timing number of repetitions geometry parameters and the readout module pCASL EPI were the same as for CASL The labeling radio frequency power and the gradient strength were the same as for IE measurements To quantify CBF cf MRI data processing part an inversion recovery IR acquisition was performed to obtain a 71 map The parameters of this sequence were selective inversion pulse sech80 adiabatic inversion pulse of 15 ms spin echo EPI readout TE 22 ms recovery time 10s 18 inversion times from 35 ms to 10s number of averages 1 Overall the MRI session lasted 50 min per animal MRI data processing To measure IE the relative arterial blood magnetization was measured in two ROIs one in each of the common carotid arteries Relative blood magnetization was estimated as the absolute value of the complex ratio of the GEFC signals with and without a preceding pCASL inversion W ZHANG D S WILLIAMS et KORETSKY 1993 M
37. M M Topp L J VusT et D C TRAWICK 1988 Distribution of cerebral blood flow during halothane versus isoflurane anesthesia in rats eng In Anesthe siology 69 3 p 332 337 cit p 86 HARRISON Robert V Noam HAREL Jaswinder PANESAR et Richard J MOUNT 2002 Blood ca pillary distribution correlates with hemodynamic based functional imaging in cerebral cortex eng In Cereb Cortex 12 3 p 225 233 cit p 11 HENDRICH K S P M KOCHANEK D S WILLIAMS J K SCHIDING D W MARION et C Ho 1999 Early perfusion after controlled cortical impact in rats quantification by arterial spin labeled MRI and the influence of spin lattice relaxation time heterogeneity eng In Magn Reson Med 42 4 p 673 681 cit p 10 88 HENKELMAN R M G J STANISZ et S J GRAHAM 2001 Magnetization transfer in MRI a review In NMR Biomed 14 2 p 57 64 cit p 29 HERSCOVITCH P et M E RAICHLE 1985 What is the correct value for the brain blood partition coefficient for water In J Cereb Blood Flow Metab 5 1 p 65 69 DOI 10 1038 jcbfm 1985 9 cit p 38 80 91 104 HUA Jun Craig K JONES Jaishri BLAKELEY Seth A SMITH Peter C M van ZIJL et Jinyuan ZHOU 2007 Quantitative description of the asymmetry in magnetization transfer effects around the water resonance in the human brain eng In Magn Reson Med 58 4 p 786 793 DOI 10 1002 mrm 21387 cit p 33 72 HUNZIKER Otto Samir ABDE
38. Mo map from IR fit and with mean T value with single compartment model h CBF of CASL sequence with M map from IR fit and with T map from IR fit with single compartment model i CBF of CASL sequence with M from control image of CASL and with mean T value with a two compartment model j CBF of CASL sequence with Mo from control image of CASL and with T4 map from IR fit with a two compartment model k CBF of CASL sequence with Mo map from IR fit and with mean T value with a two compartment model CBF of CASL sequence with Mo map from IR fit and with T map from IR fit with a two compartment model The dashed lines represent value of corresponding ratios obtained with the single compartment model to allow comparison For each plot the two left bars correspond to a cortical injection Mn or vehicle and the two right bar to a striatal injection Mn or vehicle A paired Wilcoxon test was between ipsi and contralateral side and an unpaired Wilcoxon test was between manganese injected group and control group 0 01 lt P lt 0 05 xx 0 001 lt P lt 0 01 and xxx P lt 0 001 0 6 0 6 86 DISCUSSION In this study we compared several CBF quantification methods by an intracerebral Mn injection which changes tissue 7 without a strong modification of the CBF We observed that the choice of quantification approach has both a strong impact on the absolute CBF values and on the ipsilateral to contralateral CBF ratios The s
39. Rectal temperature was monitored and maintained around 35 5 C with a heating pad at 4 7 T and 7 T This low temperature was ascribed to the limit of the heating system At 11 7 T the rectal temperature was maintained with a circulating hot air around the animal Seven rats were euthanized with 0 15ml 100g of Dolethal n 5 at 4 7 T and n 2 at 11 7 T in the MRI scanner to evaluate residual MT effects After death which correspond to a flat ECG CASL EPI and pCASL EPI was performed Tab 6 1 Physiological data during MRI experiments at each magnetic field mean SD Bo Breath rate Heart rate Temperature T BPM BPM C 4 7 66 44 6 8 450 4 t19 8 35 24 0 5 7 65 61 6 2 461 9 20 7 36 1 0 4 11 7 659 07 5 0 291 8164 3 37 74 0 5 MRI acquisition MRI was performed on horizontal scanners at 4 7 T n 16 rats 7T n 16 rats same rats as that used on the 4 7 T Avance III console Bruker Germany IRMaGe MRI facility La Tronche France with a volume transmit surface receive coil configuration and a gradient coil capable of generating 660mT m with a 114 ps rise time and at 11 7 T n 11 rats Avance III console Bruker Germany RMSB MRI facility Theix France with a volume transmit surface phase ar ray receive coil configuration and a gradient coil capable of generating 550 mT m with a 156 ps rise time A global first order shim was performed The total acquisition time was around 50 min To measure the inversion efficiency of the PASL
40. T The MTT maps alsoexhibited a qualitative increase in SNR with the magnetic field Surprisingly CBF seemed higher in the corpus callosum than in the cortex forthe CASL acquisition at 11 7 T whereas a reversed contrast was obtained with the pCASL sequence Fig 6 7 shows the CBF maps obtained post mortem with the CASL and the pCASL sequences at 4 7 and 11 7 T As expected the CBF values obtained post mortem with pCASL in the cortex did not differ from zero 0 1 1 5mL 100g min at 4 7 T and 1 0 1 6mL 1008 min at 11 7 T With the CASL sequence post mortem CBF values in the cortex werehigher especially at 11 7 T 33 6 3 8 mL 100g min at 4 7 T and 80 8 9 2 mL 100g min 11 7 T Moreover with the CASL sequence and at 11 7 T the CBF values in the corpus callosum were higher than that of the coretex These non zero CBF values obtained with the CASL sequence may obviously be ascribed to residual MT effects Fig 6 8 presents CBF values for the three magnetic fields and for the PASL CASL and pCASL sequences CBF values obtained with the PASL sequence decreased as the static magnetic field increased This may be ascribed to non otpimized acquisitions and to the loss of signal due to the above mentionned T decrease Conversely CBF values remained constant for the CASL and the pCASL sequences except at 11 7 T where CBF values were over estimated by the CASL sequence due to the above mentionned residual MT effects and faintly reduced with the pCASL
41. Time Time C MAGNITUDE d PHASE Orr Ono Orr Orr Ono Ore Ono Orr Orr 7 Ona Frequency Frequency Fig 2 8 Sch ma d un signal RMN avec sa partie r elle a imaginaire b et les transform es de Fourier correspondantes c et d adapt de BROWN et al 2003 26 2 1 BASES PHYSIQUES DE L IRM 2 1 6 Rapport signal sur bruit Lors d une exp rience de RMN nous avons vu que l on faisait l acquisition du signal g n r par l aimantation transversale de l chantillon Cependant ce signal est contamin par plusieurs sources de bruit Il y a le bruit physiologique d l animal vivant que l on souhaite imager divers bruits engendr s par la cha ne d acquisition bruit lectronique et du bruit d des perturbations RF ext rieures Pour caract riser la qualit d une image m dicale on peut donc utiliser la notion de Signal to Noise Ratio ou rapport signal sur bruit SNR D finition du SNR Voici une expression du SNR pour une image IRM 2D 2 37 X svn x 99 FOV A Nz N NE N N BW o FOV et FOV sont les champs de vue dans les directions x et y Nz et Ny sont les nombres de pas d encodage en fr quence et en phase Az est l paisseur de coupe NEX est le nombre de donn es moyenn es et BW est la bande passante de r ception K est une constante incluant des facteurs d pendants e du mat riel comme les antennes les pr amplificateurs etc
42. acheminant les gaz inhal s par le rat longueur du tuyau entre le respirateur et le berceau du rat volume du ballon de m lange gazeux et de la r ponse physiologique du rat Air CO Air CO Air cortex thalamus CBF ml g min 0 2 4 6 8 10 12 14 16 18 20 22 24 26 Temps min Fig 4 12 Flux sanguin c r bral en fonction du temps lors d un challenge gazeux Le CO a t administr entre 4 et 10 minutes et entre 16 et 22 minutes CHAPITRE 4 VALUATION DE L ASL 77 Lors de nos exp riences la quantit de CO a t mesur e par le d bitm tre alimentant le respirateur du rat Or plusieurs l ments et notamment la litt rature D S WILLIAMS et al 1992 nous am nent penser que la proportion de CO effectivement inhal e par les rats tait sup rieure aux valeurs indiqu es par le d bitm tre le rat inhalerait plut t 8 de CO que les 5 mesur s d apr s les variations effectives de CBF mesur es et la comparaison avec les valeurs de D S WILLIAMS et al 1992 Une mesure des gaz du sang du rat permettrait de v rifier la quantit de CO effectivement inhal e lors des phases d hypercapnie Par ailleurs une am lioration du dispositif d injection de CO permettrait d obtenir une r ponse plus rapide du syst me et d avoir un temps de mont e uniquement d pendant de la r ponse physiologique de l animal Chapitre 5 Impact du 71 sur la quantification du CBF en ASL C S D
43. al 2004 Dans nos exp rimentation le temps entre deux battements cardiaque tait de l ordre de 130 ms pour une impulsion toutes les 200 ms En r alit le sang pourrait tre partiellement satur ce qui pourrait laisser entendre que la valeur de 7 du sang r elle doit se situer entre la valeur de 7 calcul avec la saturation et sans la saturation Nos r sultat plaide en faveur d une saturation partielle du sang Des analyses suppl mentaires seraient n cessaires pour d terminer de mani re absolue cette valeur du 7 du sang Une comparaison sur chantillon de sang pourrait permettre de d terminer cette part de saturation CHAPITRE 4 VALUATION DE L ASL 71 de 3 3e4 3500 500 Fig 4 4 Images issues d une acquisition FAIR fisp Image brute de l acquisition en short axis a et long axis b Carte T en short axis c et long axis d n e s SU tL Ces valeurs du 71 du sang varient avec les conditions physiologique par exemple avec l Hct l oxyg nation la temp rature ou la viscosit DOBRE et al 2007 VARELA et al 2010 LIN et al 2012 GRGAC et al 2013 Tab 4 1 Valeurs moyennes et cart type du 7 du sang en ms 4 7T et 7T dans le ventricule droit et le ventricule gauche Saturation Non Non Qui Qui IE Oui Non Oui Non 4 7T Gauche 1933 2 142 2 1570 3 36 7 2349 1 144 5 1901 1 53 3 Droite 1086 7 44 8 1147 94 38 4 1238 24 59 1 1315 54 50 2 TT Gauche 2366 2 476
44. and label acquisitions A is the blood tissue water partition coefficient 0 9 mL g according to HERSCOVITCH et al 1985 w is the post labeling delay 200 ms 7 is the labeling duration 4s a is the labeling efficiency measured in this study a 0 86 0 04 Mj is approximated either to the control image intensity of CASL with a correction for Tj decay or a Mo map obtained with the IR fit Ty is the apparent T of tissue approximated either by the mean value of brain tissue 7 in control rats 1637 ms for all control rats of study or a T1 map obtained from the IR fit T is the longitudinal relaxation time of blood 2230 ms data not shown CBF maps were obtained using four different procedures CBF 5 3 CHAPITRE 5 ASL ET T 81 value Car ast Mo map control image of the CASL sequence constant tissue T1 mean value 0 of control rats gom CBF cas Mo map control image of the CASL sequence map of tissue 71 fit from IR Sequence pra lue CBF MIR Mo map fit from IR sequence constant tissue 7 mean value of control rat CBF yi i Mo map fit from IR sequence map of tissue T1 fit from IR sequence Second ASL perfusion maps were calculated with the two compartment model proposed by Parkes et al PARKES et al 2002 which takes into account the permeability of capillaries to water We made the following assumptions for this model neglecting backflow of labeled water from extrav
45. cardiaque lorsque l on veut effectuer des images par IRM synchronis es avec le c ur par exemple lorsque l on souhaite r aliser des images du coeur ou du sang l int rieur du coeur comme on le verra dans la section 4 1 En effet si l on souhaite imager le sang pr sent dans les ventricules il est n cessaire d effectuer l acquisition la fin de la diastole au moment o les ventricules sont remplis Les carotides le cou amenant directement le sang au cerveau cf Fig 1 6 La vitesse moyenne du sang dans les art res caroti diennes communes est de l ordre de 34 2 4 8cms chez l homme FERRARA et al 1995 chez le rat elle est de l ordre de 9 79 2 2cms KREIS et al 2011 et chez la souris la vitesse moyenne du sang dans les carotides est de l ordre de 12 6 1 7 cms avec des pics pouvant atteindre 37 4 4 1cms R WILLIAMS et al 2007 Cette vitesse dans les carotides varie avec les conditions physiologiques de l animal notamment avec le rythme cardiaque KREIS et al 2011 La vitesse du sang dans les carotides varie galement selon les phases du cycle cardiaque comme on le voit sur le sch ma de la Fig 1 5a De plus cette vitesse varie dans le plan transverse de la carotide cf Fig 1 5b Un mod le Les art res carotidiennes sont les vaisseaux situ s dans b 5 Flow velocity gt V m N UJ A Ul Fig 1 5 a Vitesse du flux du sang dans une art re en fonction du cycle cardiaque et b Pro
46. crit les outils de simulations qui ont permis d optimiser la s quence Pour caract riser cette s quence nous avons r alis plusieurs tudes d valuation des m thodes ASL pr sent es dans le Chapitre 4 avec la mesure du temps de relaxation longitudinale 71 du sang les effets de transfert d aimantation en ASL et l influence d un challenge gazeux au CO2 sur des mesures de CBF Les trois derniers chapitres contiennent les versions pr liminaires des articles d coulant de cette th se Dans le chapitre 5 on a regard l influence du 7 du tissu c r bral sur la quantification du CBF en ASL Pour cela le T du tissu a t modifi localement l aide d une injection intra c r brale de mangan se Nous avons galement r alis une tude de reproductibi lit des m thodes ASL diff rentes intensit s de champ magn tique d crite dans le Chapitre 6 Dans cette tude nous avons compar l efficacit d inversion des m thodes Pulsed Arterial Spin Labeling PASL Continuous Arterial Spin Labeling CASL et pCASL 4 7 T 7 T et 11 7 T et la reproductibilit de la quantification du CBF pour les m thodes CASL et pCASL Enfin dans le Chapitre 7 nous avons valu l apport d une antenne de marquage sp cifique pour une s quence CASL Pour cela nous avons compar des acquisitions multi coupes de la s quence CASL en utili sant une antenne de marquage sp cifique avec
47. d calage de fr quence total appliquer pour les impulsions RF 5i un offset en z est appliqu on obtient une version modifi e de l quation 3 3 Aw YGmaxr Az 0w 3 18 De m me pour la phase on obtient une version modifi e de l quation 3 4 Ad YGaveAz ow At 3 19 CHAPITRE 3 IMPLEMENTATION DE LA M THODE DE MARQUAGE PCASL 55 5 sa a H misph re droit 4 b H misph re gauche 3 E OE fo E o r Y E 2 OF o 5 O 1 A 2 3 F dl qom id 4 Lj 1 1 1 J 450 400 350 300 250 200 150 100 50 0 Correction phase Fig 3 10 a Exemple de balayage de phase Donn es acquises sur un rat 7 T en pr sence d un shim de second ordre dans le cerveau b image de la diff rence de perfusion chelle entre 10 et 10 associ e la mesure de phase Les 2 courbes sur a correspondent aux 2 ROI sur b x Cette correction n a finalement pas abouti une am lioration exp rimentale de l efficacit d inversion Cela peut tre d 4 une mesure non pr cise du d calage en fr quence dans les carotides sur la carte de champ ou une correction incompl te du fait des non lin arit s des inhomog n it s de Bo La correction de gradient combin e avec la m thode de balayage des corrections de phases n a pas montr une am lioration de l efficacit d inversion Par contre la combinaison des deux techniques s est av r e int ressant
48. d savantage d tre sensibles aux inhomo g n it s de B Pour s en affranchir on peut utiliser des impulsions adiabatiques surtout pour manipuler l aimantation longitudinale par exemple pour les impulsions d inversion Impulsions adiabatiques Labeling plane W lt lt Wo w Wo W gt gt Wo Britt Flux sanguin Fig 2 7 Repr sentation sch matique d une inversion adiabatique induite par le flux Inspir de J A DETRE et D C ALSOP 1999 Les principaux avantages des impulsions adiabatiques sont les suivants e Insensible aux inhomog n it s du champ B inversion constante travers les tissus e Inversion plus s lective le profil de coupe est beaucoup plus franc pour une dur e d impulsion raisonnable e Capacit de r aliser un angle de bascule uniforme sur une large bande de fr quences avec un 1b1 faible si inversion est suffisamment lente C est pour ces raisons que ce type d impulsion est utilis dans l ASL Passage adiabatique rapide Le premier type d inversion adiabatique qui a vu le jour est d crit par le Adiabatic Fast Passage ou passage adiabatique rapide AFP Pour r aliser ce type d inversion on fait varier Bo champ magn tique variable pas applicable sur les IRM d aujourd hui d une valeur Bi BY tout en appliquant un champ RF perpendiculairement la direction z dans le r f rentiel tournant 2 avec une amplitude de b fixe Dans c
49. dans la recherche pr clinique Nous allons voir en d tail dans ce chapitre les diff rents l ments qui composent ce module de marquage pCASL 3 2 D roulement de la s quence Chronogramme La Fig 3 1 repr sente le sch ma d un cycle du module de marquage pCASL Le principe de cette s quence est donc de mimer un marquage continu comme dans la s quence CASL par de br ves impulsions 200 500 ns r p t es tr s rapidement 400 1500 ps Dans ces conditions la condition d adiabaticit est toujours respect e cf Eq 2 31a De plus un gradient positif lev est appliqu pendant l impulsion 9 90 mT contrebalanc par un gradient n gatif entre chaque impulsion pour maintenir un gradient moyen sur un cycle de l ordre des gradients moyens utilis s en CASL 1 10 mT Pour l image contr le plusieurs choix sont possibles Celui qui apporte le meilleur SNR duhamel pseudo continuoi et que nous avons choisi est la m thode unbalanced Cette partie du module consiste appliquer la m me impulsion RF que pendant le marquage mais cette fois ci la phase de l impulsion alterne entre 0 et 7 Le gradient moyen diff re galement de la session label celui ci est de moyenne nulle Cela correspond donc une augmentation du gradient n gatif entre deux impulsions La m thode balanced conserve les m me gradient que la session label Dans cette partie nous allons utiliser les notations suiv
50. diff rence est donc directement proportionnelle au CBF Mais comme nous allons le voir dans la section 2 4 4 pour obtenir une valeur quantitative du CBF il est n cessaire d appliquer une quation de quantification qui n cessite de conna tre outre la diff rence d aimantation diff rentes valeurs de param tres qui entrent dans l quation de quantification En pratique un d lai est appliqu entre la fin du marquage et le d but de l acquisition c est le Post Labeling Delay PLD Cela permet aux spins marqu s d atteindre la zone d imagerie et ainsi de r duire les diff rences de signal dues aux temps de transit variables entre les diff rentes zones imag es D C ArsoP et J A DETRE 1996 Ces techniques ASL peuvent tre combin es un module de suppression de signal des tissus statiques pour limiter les perturbations des tissus statiques Pour nos acquisitions ASL nous ne disposions pas d un tel module mais avons effectu une saturation des tissus imag s au d but de chaque marquage Cela permet d obtenir le m me signal issu des tissus statiques et ainsi de ne pas exclure la premi re r p tition non satur e par l acquisition des images des r p titions pr c dentes Dans cette partie les exemples pratiques correspondent l ASL c r bral chez le rat 2 4 1 Les principales m thodes d ASL Pour chaque cat gorie de m thodes ASL PASL CASL pCASL il existe plusieurs variantes avec des changemen
51. ee e ISS alla SC Re e e ce ll 22 T et sources de variations aso AAA 22 ASL en pr clinique 24 oaoa hs de SSS 34 Tableau des aires et timing pCASL 46 Valeurs Tj du sang mesur es iii PRE 71 ROI averages value of parameters MEAN SD between rats 87 Physiological data during MRI experiments at each magnetic field mean 5D 89 Value of parameters MEAN SD across slices for CASL and pCASL sequences 104 Abbreviations A B C D E F G H I L M N O P Q R S T U Z A AFP Adiabatic Fast Passage ou passage adiabatique rapide 22 AIF Arterial Input Function ou fonction d entr e art rielle 7 39 ASL Arterial Spin Labeling ou marquage de spin art riel 2 7 9 10 12 18 22 26 29 32 34 37 40 43 47 51 62 65 07 09 70 110 111 127 ATT Arterial Transit Time ou temps de transit art riel 7 35 37 AVC Accident Vasculaire C r braux 9 11 74 B Bo champ magn tique statique 15 18 19 47 50 52 54 71 73 74 B champ magn tique radio fr quence 17 18 22 35 45 61 71 72 74 BASSI Bandwidth modulated Selective Saturation and Inversion 23 BHE Barri re H mato Enc phalique 5 11 BOLD Blood Oxygenation Level Dependent 12 BPM Battements Par Minute 6 C CASL Continuous Arterial Spin Labeling 2 3 24 29 30 32 35 38 40 44 67 70 74 110 111 127 CBF Cerebral Blood Flow ou flux sanguin c r bral 2 8 12 26 29 30 33 35 37 39 63 65 67 69 70
52. et Emmanuel Luc BARBIER 2013 A Simulation Tool for Dynamic Contrast Enhanced MRI In PLoS ONE 8 3 e57636 DOI 10 1371 journal pone 0057636 cit p 57 63 DETRE J A et D C ArsoP 1999 Perfusion magnetic resonance imaging with continuous arterial spin labeling methods and clinical applications in the central nervous system In Eur J Radiol 30 2 p 115 124 cit p 23 DETRE J A J S LEIGH D S WILLIAMS et A P KORETSKY 1992 Perfusion imaging In Magn Reson Med 23 1 p 37 45 cit p 31 33 35 80 90 100 DETRE John A Hengyi RAO Danny J J WANG Yu Fen CHEN et Ze WANG 2012 Applications of arterial spin labeled MRI in the brain In J Magn Reson Imaging 35 5 p 1026 1037 DOI 10 1002 jmri 23581 cit p 88 DETRE John A Jiongjiong WANG Ze WANG et Hengyi RAO 2009 Arterial spin labeled per fusion MRI in basic and clinical neuroscience eng In Curr Opin Neurol 22 4 p 348 355 DOI 10 1097 WC0 0b013e32832d9505 cit p 33 BIBLIOGRAPHIE 115 Dixon W T L N Du D D FAUL M GADO et S ROSSNICK 1986 Projection angiograms of blood labeled by adiabatic fast passage In Magn Reson Med 3 3 p 454 462 cit p 25 31 DOBRE Mircea C K mil UGURBIL et Malgorzata MARJANSKA 2007 Determination of blood longitudinal relaxation time T1 at high magnetic field strengths In Magn Reson Imaging 25 5 p 733 735 DOI 10 1016 j mri 2006 10 020 cit
53. flux ou aux effets de susceptibilit du sang Avec la correction d crite pr c demment on trouve dans la simulation une efficacit d inversion de TE 90 pour le shim de 1 ordre et de JE 93 pour le shim CHAPITRE 3 IMPLEMENTATION DE LA M THODE DE MARQUAGE PCASL 61 Fig 3 18 Carte d efficacit d inversion apr s un shim 1 ordre global et en utilisant l image control comme r f rence a ou un scan suppl mentaire sans puissance RF b Carte d efficacit d inversion apr s un shim 2 d ordre local dans le cerveau et en utilisant l image control comme r f rence c ou un scan suppl mentaire sans puissance RF d de 2 4 ordre Notre d faut de marquage est donc bien corrig La correction permet galement de rapprocher la zone de marquage de l endroit souhait qui est ici 20 mm cf Fig 3 20 En effet en absence de correction la d gradation du profil de fr quences induit un d calage en fr quence car l impulsion est appliqu e une fr quence calcul e dans l hypoth se d un champ magn tique homog ne Dans ce cas la position quivalente calcul e sera elle aussi d cal e a 1500 b 4000 Coi oG Ld oG AG 3000 AG 1000 6Gz AGz 6Gz AGz N N I E 500 L Q 1000 O O c c O O 2 2 A RE RE as cu CA TEM _ CY RE E ee _ o o D gt bos LL LL 1000 500 2000 1000 L I
54. fr quence du champ RF sont fixes et un gradient de champ magn tique est appliqu dans la direction z du flux sanguin Ainsi lorsque les spins du sang se d placent dans le gradient de champ magn tique leur fr quence de Larmor va varier au fur et mesure de leur d placement Ce type d inversion adiabatique induite par le flux pr sente n anmoins une efficacit d inversion r duite par rapport une impulsion de type s cante hyperbolique d la vitesse variable dans le temps et dans l espace du sang MACCOTTA et al 1997 et une impulsion effective plus longue donc sensible aux effets de relaxation 2 1 5 Signal IRM Pour mesurer le signal IRM on place une bobine dont le champ RF est orient orthogonalement Bo La composante transversale de l aimantation de l chantillon va induire une force lectro motrice dans cette bobine couramment appel e antenne Le signal que l on capte est appel Free Induction Decay ou signal de pr cession libre FID et a pour forme classique s t s 0 cos Rot p exp 2 35 Les imageurs IRM r alisent la r ception sur deux voies en quadrature d phasage de 7 2 Le signal IRM est donc complexe et s crit sous la forme s t s 0 exp i Rot p exp 75 2 36 Ce signal va ensuite tre d modul et num ris On peut voir une illustration de ce signal et la transform e de Fourier associ e dans la Fig 2 8 a REAL b IMAGINARY 0 gt 0 gt
55. ge de la conscience de la commande des mouve une excitation lec ments et de la m moire ces pathologies peuvent entra ner une multitude de trique des vibrisses de sympt mes diff rents Voici une liste non exhaustive de diff rentes patholo Aa ets sition a PET 0 gies li es au Cerveau a H O et une acquisi En premier lieu les pathologies li es aux troubles neurologiques tion b BOLD adapte e Epilepsie de WEHRL et al 2014 e Scl rose en plaques e Parkinson e Alzheimer e D mences Il y a galement les principales affections vasculaires c r brales e Isch mie par thrombose embolie e H morragies rupture d an vrisme malformation art rio veineuse e Migraine Enfin les autres affections courantes du cerveau e Infections m ningites e Abc s et tumeurs gliome m tastase e Traumatismes cr niens ced me h morragie Les valeurs du CBF varient en cas de pathologie ce qui fait du CBF un param tre commun ment utilis dans les diagnostics et le suivi de pathologies Selon les articles de revues de GRAND et al 2013 WATTS et al 2013 la mesure de perfusion peut s appliquer aux pathologies suivantes ische mie c r brale aigu chronique maladie de moya moya malformation art rio veineuse pilepsie tumeur gliome lymphome m ningiome m tastase maladie neurod g n rative Alzheimer d mence schizophr nie parkinson hypoperfusion global
56. important d valuer quantitativement le SAR r el diff rents champs magn tiques pour d terminer les dur es de mesure acceptables Concernant la quantification du CBF plusieurs points restent approfondir Nous avons valu l apport de la mesure de 71 animal par animal Une r duction du 7 impacte en effet la mesure du CBF Toutefois la prise en compte dans la quantification du CBF du 7 tissulaire mesur n ap para t pas suffisante pour retrouver la valeur de CBF attendue D autres facteurs comme le temps de transit ou la perm abilit l eau de la paroi des capillaires entrent galement en compte Pour fournir une quantification encore plus robuste il serait int ressant de caract riser les temps de transit notamment en situation pathologique o le temps de transit peut tre allong localement Plusieurs possibilit s existent dans la litt rature approches multi TI pour la s quence FAIR ap proche Dynamic Arterial Spin Labeling DASL pour le marquage continu La mesure du 7 du sang sera approfondir galement C est un param tre important dans la quantification du CBF en ASL et nous avons vu que la d termination de cette valeur in vivo n est pas vidente De plus le T du sang est susceptible de varier avec l Hct le niveau d oxyg nation du sang la viscosit du sang Concernant la perm abilit de la paroi des vaisseaux l eau plusieurs strat gies ont t propos es dans la l
57. impulsions RF d une s quence d imagerie en cho de gradient sont ensuite appliqu es ce voxel pour en extraire le signal issu de l aimantation transversale Ainsi en calculant la diff rence entre le signal issu d un voxel en condition control c est dire perfus par du sang ayant pr alablement subi une s quence control au plan de marquage et le signal provenant d un voxel de marquage on remonte au signal ASL Enfin le flux sanguin c r bral a t d termin par l ap plication de l quation de quantification 2 52 mod le un compartiment sur les valeurs de l aimantation transversale issues des simulations et des param tres en entr e du mod le Un exemple de voxel de simulation est repr sent sur la Fig 3 24 Il contient 5 vaisseaux r partis al atoirement qui occupent environ 3 du voxel R sultats de la simulation d un voxel ASL On peut voir sur la Fig 3 24 l aamantation longitudinale dans le voxel d imagerie simul environ 100ms apr s le d but de l arriv e du sang marqu L aimantation a clairement diffus et a en moyenne augment dans le voxel Sur la Fig 3 25 le CBF recalcul partir de l aimantation du voxel de simulation est trac en fonction de Transit et de Trostlabtime La Fig 3 25a est le r sultat pour un temps d cho de 20 ms et la Fig 3 25b pour un temps d cho de 10 ms On remarque notamment que la valeur de CBF calcul e correspond mieux celle inject e en si
58. in vivo determination of the degree of spin labeling In Magn Reson Med 29 3 p 416 421 cit p 41 90 102 ZHANG Yudong Jing WANG Xiaoying WANG Jue ZHANG Jing FANG et Xuexiang JIANG 2012 Feasibility study of exploring a T1 weighted dynamic contrast enhanced MR approach for brain perfusion imaging en In Journal of Magnetic Resonance Imaging 35 6 p 1322 1331 DOI 10 1002 jmri 23570 cit p 8 ZHAO P D C ALSOP A ABDULJALIL M SELIM L LIPSITZ P NOVAK L CAPLAN K HU et V NOVAK 2009 Vasoreactivity and peri infarct hyperintensities in stroke In Neurology 72 7 p 643 649 DOI 10 1212 01 wn1 0000342473 65373 80 cit p 74 ZHOU Rong Stephen PICKUP Thomas E YANKEELOV Charles 5 SPRINGER Jr et Jerry D GLICK SON 2004 Simultaneous measurement of arterial input function and tumor pharmacokinetics in mice by dynamic contrast enhanced imaging effects of transcytolemmal water exchange In Magn Reson Med 52 2 p 248 257 DOI 10 1002 mrm 20143 cit p 70 ZHU Xiao Hong James M CHEN Tsang Wei TU Wei CHEN et Sheng Kwei SONG 2013 Si multaneous and noninvasive imaging of cerebral oxygen metabolic rate blood flow and oxygen extraction fraction in stroke mice eng In Neuroimage 64 p 437 447 DOI 10 1016 j neuroimage 2012 09 028 cit p 13 ZHU Xiao Hong Yi ZHANG Nanyin ZHANG Kamil UGURBIL et Wei CHEN 2007 Noninvasive and three dimensional imaging of CMRO2 in
59. ipsilateral CBF 5 to 19 lower than the contralateral one and the use of a T1 map yields an ipsilateral CBF 19 34 higher than that of the contralateral area One can also observe that the response of CBF to the choice of quantification parameter differs between the cortical and striatial areas the cortical ipsi contra ratios are lower than the striatal ipsi contra ratios We then evaluated whether this difference in CBF quantification between the striatal and cortical areas could be abolished by the use of a two compartment model Table 5 1 shows the absolute CBF values obtained with this model and Fig 5 3 the corresponding ipsi contra ratios For the sake of comparison the ipsi contra ratios previously obtained with the one compartment model are displayed as dashed lines As expected this approach has no impact if a single T value is used Fig 5 31 k and for the animals who received a vehicle injection For the animals who received Mn the use of a two compartment model reduces the ispi contra ratio when the Mo map is derived from the IR sequence and when a 71 map is used 84 Cortical Mn injection p Me Tr Bolus T Bolus MTT 0 um s 1500 500 s 2500 0 ml 100g min 350 0 ml 100g min 350 Striatal Mn injection T2 Mn T Bolus MTT 0 um s 1500 500 s 2500 0 ml 100g min 350 0 ml 100g min 350 Fig 5 2 Example of MRI maps The arrows point to the manganese injection
60. l apport d une antenne de marquage sp cifique pour l approche CASL en comparant les mesures de CBF obtenues avec celles de la pCASL Nous avons observ une bonne concordance entre ces deux m thodes travers les coupes Nos r sultats illustrent galement l importante contribution du transfert d aimantation dans les s quences de CASL Les outils d velopp s au cours de cette th se sont en cours d application dans des proto coles d tude de mod les de tumeurs c r brales d accident vasculaire c r bral et de traumatisme cr nien Mots clefs IRM perfusion cerveau rat ASL Abstract This PhD work mainly methodological focused on the techniques of magnetic resonance imaging MRI to measure cerebral blood flow CBF and more particularly on arterial spin labeling ASL which uses water protons from the blood as markers We implemented the pseudo continuous ASL labeling sequence pCASL and evaluated its response to a hypercapnic stimulus We evaluated different strategies to maximize the labeling inversion effeciency For this we implemented nume rical simulation tools of ASL approaches Our results demonstrated that the inversion efficiency is influenced by the homogeneity of the magnetic field in the labeling region which becomes a problem at high magnetic field The optimized pCASL protocol was then evaluated in rats at three magnetic fields 4 7 7 and 11 7 T and compared with a conventional co
61. la r duction du 75 Comme nous le verrons dans la section 2 5 c est ce changement de 7 que l on va analyser pour quantifier la perfusion avec un bolus d agent de contraste en IRM Variation des temps de relaxation Comme on vient de le voir les temps de relaxation d finissent la vitesse de retour l quilibre de l aimantation en fonction de l environnement de cette aimantation Les temps de relaxation varient d un tissu un autre comme on peut le voir dans le Tab 2 1 mais aussi au sein d un m me tissu en pr sence de pathologies comme on peut le voir dans le Tab 2 2 Ces changement de temps de re laxation longitudinale sont d aux diff rentes liaisons de l eau qui engendre plus ou moins de champs oscillant la fr quence de Larmor cf Fig 2 5 Par exemple pour td oo l eau libre les mouvements tant rapides les composantes T des fr quences d oscillations des champs magn tiques lo caux sont plus lev es que la fr quence de Larmor Pour Fig 2 5 Fonction de densit spectrale J w les tissus mou il y a une plus grande proportion de l eau Pour trois substances avec des temps de cor li e qui poss de des champs magn tiques locaux oscillant l lation diff rents 7 temps pris par une mo proche de la fr quences de Larmor cela permet de com l cules Anl effectuer une rotation de 1 ra pene dian Extrait de MCROBBIE 2003 prendre pourquoi le 71 est plus lev dans les tiss
62. le but de mesurer le CBF chez le rat Principe de la m thode CASL La m thode CASL contrairement la m thode PASL n utilise pas une impulsion adiabatique courte pour r aliser l inversion du sang mais une impul sion longue d inversion induite par le flux appliqu e en continu pendant tout le marquage Cette impulsion de plusieurs secondes est beaucoup plus longue que les impulsions classiques qui sont de l ordre de plusieurs ms ce qui fait que de nombreux syst mes IRM ne sont pas capables d ap pliquer ce type d impulsion C est la combinaison de cette impulsion avec le d placement du sang dans le gradient de champ appliqu selon z qui va induire une inversion adiabatique comme d crit dans la section 2 1 4 Pour r aliser cette inversion on applique commun ment un gradient compris entre 1 et 10mT m dans la direction z et une impulsion continue avec un d calage en fr quence environ 8500 Hz pour un gradient de 10 mT m Cela permet de placer le plan de marquage 32 2 4 ARTERIAL SPIN LABELING ASL environ 2cm en amont du plan d imagerie dans la partie commune des art res carotidiennes chez le rat Apr s cette inversion et un PLD on r alise une acquisition avec un module de lecture rapide g n ralement en Echo Planar Imaging EPI ce qui nous donne l image label Pour ac qu rir l image contr le on r alise la m me impulsion que pr c demment mais cette fois avec une fr quence positive 8500 H
63. le changement de ces pa ram tres perturbe la perfusion c r brale Pour pouvoir quantifier et comparer un changement de flux sanguin entre plusieurs animaux par exemple ils faut donc conserver ces param tres stables au cours du temps O CO a 4 1 LI CVR 1 A Pressure passive Zone of autceoguiotion Pressure partive y F Neural NVC a d ototion e Vosocconwrichon dilatation cia arteriolar activity Tr 0000 0000000000000 Cerebro blood volume comparmert CMRO CBF 100 g min I El 3 p gt 4 t UJ H ry 4 0 25 50 I 100 Arterial blood pressure me Ha BOLD 3 Fig 1 7 a R gulation de la perfusion c r brale relations entre param tres physiologiques adapt de A KRAINIK et al 2013 b Autor gulation flux sanguin c r bral en fonction de la pression sanguine et taille relative des capillaires correspondants de LANG et al 2003 Dans ce travail de th se les techniques IRM tudi es permettent de quantifier le CBF On peut voir dans le Tab 1 1 les principales m thodes d imagerie du CBF chez le rat l autoradiographie la tomographie par mission de positons TEP et PIRM Chez l homme la tomodensitom trie TDM par rayons X est galement couramment utilis e L IRM pr sente l avantage d tre non invasive et non ionisante Un avantage sp cifique de la m thode ASL est que l acquisition peut tre r p t e dans une m me session d imagerie p
64. o o o j j o o e e lt lt Dea ADC C t 5t M t 5t c b 1 U n v Calt F i CA Plasma z Calt F i ouibus Z a 2 bs c t o PS z t 2 amp 6 2 amp lt Water Permeability lt b 3 C t CA t gt Mz t C t Mz t o Bo 62 gt Bo _ _ C 2 Xm Magnetic Field Xm Magnetic Field AXbiood tissue A AXbicoditissue R 0 v R 0 v i c 1 R 0 v R 0 v c 1 Lol R t Rt M t t E ds R RA so Longitudinal 3 Transversal 9 3 Longitudinal 3 Transversal 9 3 Magnetization Magnetization Magnetization Magnetization M t c 4 ADC Water Diffusion yes c 5 2 M t S t no yes i O1 c 6 et no no O yes End Fig B 1 Sch ma de l algorithme de simulation d un voxel IRM dans une exp rience DCE a et dans une exp rience ASL b Les parties gris es sont celles qui ont t supprim es lors de la conversion de l algorithme DCEsim vers ASLsim et les parties rouges sont celles qui ont t ajout es en noire sont d cries les parties en commun Annexe C Curriculum vita Cl ment Debacker PhD Physics applied to life science 2011 DERE 2014 2013 e 2011 2010 2009 e 2008 e 2008 2010 2005 2008 mmm 2004 2005 EH 2004 e Researcher in preclinical MRI Professional experience Research project Grenoble Institute of Neurosciences Grenoble France and Bruker BioSpin M
65. of confidence intervals error bar as well as outliers circles 108 O LO CN O CASL B pCASL 9 e o zm Gi o f O o eu O A ee c LL co O O LO o O 1 2 3 4 5 Slices Fig 7 7 Values of CBF for the 5 slices of CASL and pCASL acquisitions Whisker plots show the median central line the first and the third quartile box and 95 of confidence intervals error bar as well as outliers circles Q 01 A2 3 x 95 CBF pCASL ml 100g min difference 80 100 120 140 160 80 100 120 140 160 CBF CASL ml 100g min average Fig 7 8 a CBF values measured using the pCASL sequence as a function of CBF values measured using the CASL sequence b Bland Altman plot of the same data The central line corresponds to the mean difference between the two methods The two outer lines correspond to two standard deviation Each symbol corresponds to the average cortical CBF value observed in one slice CHAPITRE 7 ASL MULTI SLICES 109 DISCUSSION In this study we compared two ASL methods capable of providing multi slice quantitative CBF maps The acquisitions were performed on the same animals at 7 T using the CASL method with a dedicated labeling coil and the pCASL method At the group level CBF values appear stable across slices for the two methods CBF estimates obtained across the two methods are also comparable At the level of individual slices in individual animals the agreement between th
66. offset to the right by construction This asymmetry led to an asymmetric coverage of the neck cf Fig 7 1a However this offset didn t seem to perturb IEs between the two carotids we measured IE 85 5 2 4 for the right carotid and E 87 5 2 3 for the left carotid To complete the comparison between the two approaches this study lacks a SAR study SAR is extremely difficult to determine numerically based on coil geometry and transmitted power Determining the SAR of each method would require additional experiments for example monitoring the temperature in the neck and in the brain during long pCASL and a CASL experiments We believe that this SAR study is important to complete the pCASL CASL comparison In conclusion the performance of pCASL is very similar to that of CASL using a dedicated labeling coil provided the effect of Bo heterogeneity is accounted for by optimizing the label phase in the pCASL acquisitions Thus notwithstanding a potential SAR advantage of the label coil pCASL allows to forgo the acquisition of a dedicated labeling coil for the measurement of CBF in rat cortex at 7 T Furthermore this specific labeling coil doesn t exist for mice and could be challenging to implement due to small size of mice Conclusion g n rale et perspectives CHAPITRE 7 ASL MULTI SLICES 111 Ce travail de th se s inscrit dans le cadre des d veloppements m thodologiques en IRM r alis s par l quipe 5 du Gre
67. p T avec un incr ment de phase entre impulsions individuelles pour suivre la pr cession de l aimantation cf section 3 Apr s un certain PLD on acquiert l image abel Pour l acquisition control le gradient positif est identique la coupe de marquage est situ e au m me endroit mais le gradient n gatif est modifi de sorte que le gradient moyen soit nul De plus la phase de l impulsion RF alterne entre 0 et 180 maintenant ainsi l aimantation du sang proche de sa valeur d quilibre Avantage inconv nient de la m thode pCASL Cette m thode combine les avantages des deux premi res m thodes ASL tout en excluant les d savantages de chacune Cela a contribu favoriser le d veloppement rapide de cette m thode en recherche clinique et sa recommanda tion par le white paper ASL David C ALSOP et al 2014 Toutefois cette m thode pr sente le d savantage d tre plus sensible aux inhomog n it s de champ magn tique dans le plan de marquage que les autres m thodes JUNG et al 2010 JAHANIAN et al 2011 SHIN et al 2012 et ce ph nom ne augmente avec la mont e en champ Peu d tudes existent sur le petit animal duhamel pseudo continuous 2011 2 4 2 Applications pr cliniques de PASL L ASL est une technique tr s d velopp e en clinique et beaucoup d articles de revue donnent des lignes de conduite tenir pour une bonne acquisition de donn es ASL dans les diff rentes conditions patholo
68. pbiomolbio 2006 07 019 cit p 11 MEYER Eric P Alexandra ULMANN SCHULER Matthias STAUFENBIEL et Thomas KRUCKER 2008 Altered morphology and 3D architecture of brain vasculature in a mouse model for Alzheimer s disease en In PNAS 105 9 p 3587 3592 DOI 10 1073 pnas 0709788105 cit p 10 11 MORRISON C et R M HENKELMAN 1995 model for magnetization transfer in tissues eng In Magn Reson Med 33 4 p 475 482 cit p 29 MORRISON C G STANISZ et R M HENKELMAN 1995 Modeling magnetization transfer for biological like systems using a semi solid pool with a super Lorentzian lineshape and dipolar reservoir In J Magn Reson B 108 2 p 103 113 cit p 29 Mov Austin J Matthew P WIERSMA et Bernard CHOI 2013 Optical Histology A Method to Visualize Microvasculature in Thick Tissue Sections of Mouse Brain In PLoS ONE 8 1 e53753 DOI 10 1371 journal pone 0053753 cit p 10 NAKAGAWA H SZ LIN D BERECZKI G GESZTELYI T OTSUKA L WEI FJ HANS VR ACUFF JL CHEN KD PETTIGREW C S PATLAK R G BLASBERG et J D FENSTERMACHER 1995 Blood volumes hematocrits and transit times in parenchymal microvascular systems of the rat brain In Diffusion and perfusion magnetic resonance imaging Sous la dir de D LE BIHAN New York Raven Press p 193 200 cit p 39 81 NASRALLAH Fatima A Eugene L Q LEE et Kai Hsiang CHUANG 2012 Optimization of flow sensitive alter
69. rats at 9 4 T reproducibility test and normother mia hypothermia comparison study en In Journal of Cerebral Blood Flow amp Metabolism 27 6 p 1225 1234 DOI 10 1038 sj jcbfm 9600421 cit p 9 ZLOKOVIC Berislav V 2008 The blood brain barrier in health and chronic neurodegenerative disorders eng In Neuron 57 2 p 178 201 DOI 10 1016 j neuron 2008 01 003 cit p 11 ZUO Zhentao Rui WANG Yan ZHUO Rong XUE Keith S St LAWRENCE et Danny J J WANG 2013 Turbo FLASH Based Arterial Spin Labeled Perfusion MRI at 7 T In PLoS ONE 8 6 e66612 DOI 10 1371 journal pone 0066612 cit p 88 Annexe A Fichier method Bruker de la s quence pCASL EPI Fichiers method de la s quence pCASL EPI lors d une acquisition 7 T TITLE Parameter List JOAMPDX 4 24 DATATYPE Parameter Values ORIGIN Bruker BioSpin MRI GmbH HHOWNER debackec Tue Jul 23 10 29 23 2013 CEST UT 2h debackec gin5 Warhol_Data data debackec nmr cd130722a kZ2 8 method Method pCASL_EPI PVM_EffSWh 340909 090909091 EchoTime 20 784 PVM_MinEchoTime 20 784 NSegments 1 PVM_RepetitionTime 3500 vis Method PVM_EffSWh EchoTime PVM_MinEchoTime NSegments PackDel 0 PVM_NAverages 1 PVM_NRepetitions 30 PVM_ScanTimeStr 16 lt Oh3m30s0ms gt vis PVM RepetitionTime PackDel PVM_NAverages PVM NRepetitions SignalType SPINECHO_signal PVM_DeriveGains Yes PVM_
70. sequence Fig 6 6 a shows the CBF values for all rats and two magnetic fields 4 7T and 7T obtained with CASL as a function of that obtained with pCASL on the same animal CBF data obtained at 11 7 T were excluded as MT effects were considered too proeminent We can notice on this plot that all value are grouped between 100 and 150 mL 100g minThe correlation between the two 96 estimates is however low R 0 26 and could be ascribed to the residual MT effects observed with the CASL sequence Fig 6 6 b and 6 6 e shows the CBF obtained with the pCASL sequence and the MTT as function of the heart rate The low heart rate at 11 7 T appears clearly As expected CBF appears positively correlated with the heart rate To complete Fig 6 6b we represented the equation describing the velocity of blood in the carotids which provides a global perfusion value as function of heart rate and obtained from KREIS et al 2011 We multiplied their number by a factor ten for sake of comparison A good agreement between this equation and our correlation may be observed This suggests that the increase in CBF with the heart rate observed in this study correspond to that reported by KREIS et al 2011 Fig 6 6 c and 6 6 f represent the CBF value obtained with the pCASL sequence and the MTT value as function of breath rate We see no correlation between breath rate and CBF or MTT One can also notice that the values of breath rate remained more stabl
71. sequence adiabatic pulse selective and global inversion profiles were obtained with the volume coil in transmit receive mode and with a gra dient echo sequence hyperbolic secant inversion shape RF duration bandwidth 15 ms 5190 Hz number of averages 10 acquisition time Tac 10s In addition a reference acquisition was performed with the power of the inversion pulse set to zero To quantify CBF cf MRI data processing a T map was derived from an inversion recovery sequence non selective inversion pulse spin echo EPI readout TE 21 5 ms recovery time 10000 ms sech80 adiabatic inversion pulse of 15 ms 18 inversion times TI between 30 and 10000 ms number of averages 1 Taeg 4 min3 s Prior to the pCASL sequence a pre scan was performed to determine the interpulse phase incre ment that maximizes the perfusion signal The phase increment was varied between 432 and 0 with a step of 14 4 The other parameters were similar to that of the pCASL sequenceexcept the labeling duration which was set to 1 5s the number of repetitions which was set to one the slice thickness which was set to 4mm and the repetition time set to 2s With these changes the optimal phase increment was obtained in about 2 min and was then applied to the pCASL GEFC sequence to measure the inversion efficiency and to the pCASL EPI sequence to map CBF Assuming that the inversion efficiency of the control acquisition was near to zero we
72. simulations sur l efficacit d inversion ainsi que les premi res images sur l homme En 2008 un article de DAI et al 2008 fournit une description compl te de l impl mentation de la s quence pCASL unbalanced Rapidement on voit appara tre des comparaisons avec la m thode de r f rence qu est le TEP O BOKKERS et al 2010 Xu et al 2010 La probl matique du shim qui d grade l efficacit d inversion est trait e pour la premi re fois par JUNG et al 2010 en 2011 Enfin DUHAMEL 2011 pr sente les premi res acquisitions sur petit animal la souris 11 75 T avec le plan de marquage l isocentre Principe de la m thode pCASL Nous allons pr senter ici la m thode unbalanced m thode que l on retrouve le plus dans la litt rature et que nous avons impl ment e Cette m thode repose sur le m me principe d inversion adiabatique induite par le flux que la m thode CASL Cependant dans cette m thode on mime une inversion continue par de tr s br ves impulsions RF dont la dur e est comprise entre 200 et 500 ps r p t es toutes les 400 1500 ps Avec ces param tres la condition d adiabaticit cf Eq 2 31a est toujours respect e Un gradient positif selon z est appliqu pendant les impulsions compris entre 9 et 90mT m 1 et un gradient n gatif est appliqu entre chaque impulsion pour obtenir un gradient moyen de l ordre de celui appliqu en CASL L amplitude RF moyenne est comprise entre 0 5 et 5
73. site on the 77 images The CBF map was derived from the CASL images using the M map from the IR fit and either a constant 7 value CB Fr value or a Ti map CB Fr map ROIS are depicted on the TurboRARE T images a rat with injection of manganese into cortex and imaging 6h after injection b rat with injection of manganese into striatum and imaging 24h after injection CHAPITRE 5 ASL ET T 85 0 0 2 0 0 Q o tk As x eS Le o 35 Fe T E Es Lu m Z Se o A Ls E Ls LJ e ij Single compartment model e Mi _ Te f 81 M n oe g Ma E Tos h x Mo 7 Te a x a a m el 4 mico Dre si mej A O o O o Oo Oo d 3 d d ty y g gt o u Ls Ls il n Ll pz two compartment model i 3 MOCASL E Tire j 31 Moot _ qan k 3 M Tq us 3 Mo TUB ACBF 0 0 0 2 ACBF 0 0 0 2 t nece I I I I I d ACBF 0 0 2 ACBF 0 0 2 P7773 I I I I I m d ek 2 e N N N N 9 9 9 9 Fig 5 3 Mean relative CBF differences between ipsi and contralateral ROls a apparent longitudinal relaxation time b Apparent diffusion coefficient c Bolus mean transit time DSC d Bolus arrival time DSC e CBF of CASL sequence with My from control image of CASL and with mean T value with single compartment model f CBF of CASL sequence with Mo from control image of CASL and with T map from IR fit with single compartment model g CBF of CASL sequence with
74. techniques d imagerie par r sonance magn tique IRM permettant de mesurer le flux sanguin c r bral CBF et plus parti culi rement aux techniques de marquage de spins art riels ASL qui utilisent les protons de l eau du sang comme marqueur Nous avons mis en place la s quence ASL de marquage pseudo continu PCASL et valu sa r ponse un stimulus hypercapnique Nous avons valu diff rentes strat gies pour optimiser l efficacit d inversion Pour cela nous avons galement mis en place des outils de simulations num riques des approches ASL Nos r sultats d montrent que l efficacit d inver sion est influenc e par l homog n it du champ magn tique dans la r gion de marquage ce qui pose un probl me haut champ magn tique Le protocole pCASL optimis a ensuite t valu chez le rat trois champ magn tiques 4 7 7 et 11 7 T et compar avec une approche en ASL continu classique CASL Cette comparaison a montr une excellente reproductibilit inter animal et inter champ de la m thode d velopp e Dans une seconde partie nous nous sommes galement int ress s l influence du temps de relaxation longitudinal 71 du tissu c r bral sur les valeurs du CBF calcul es Pour cela nous avons modifi le 7 du tissu par une injection intra c r brale de mangan se Cette tude a montr la difficult de prendre en compte le changement de 7 du tissu Dans une troisi me partie nous avons valu
75. thode ASL a permis une mesure r p t e du CBF au cours du temps ce qui n est pas r alisable avec un suivi de bolus qui n cessite la clairance de l agent de contraste Le deuxi me atout de la s quence pCASL dans cette tude a t de fournir une acquisition multi coupes qui n est pas r alisable en CASL sans antenne de marquage sp cifique SPM F p lt 0 05 corr Fig 7 10 R sultats de la d tection de pointes pileptiques par trois m thodes d Imagerie par R sonance Ma gn tique fonctionnelle IRMf dont la s quence pCASL Ces tudes ont permis d prouver les outils d velopp es pour analyser et quantifier le CBF Bibliographie ADAM Jean Fran ois H l ne ELLEAUME G raldine Le DUC St phanie CORDE Anne Marie CHARVET Ir ne TROPR S Jean Fran ois Le BAS et Fran ois EST VE 2003 Absolute Ce rebral Blood Volume and Blood Flow Measurements Based on Synchrotron Radiation Quanti tative Computed Tomography en In Journal of Cerebral Blood Flow amp Metabolism 23 4 p 499 512 DOI 10 1097 01 WCB 0000050063 57184 3C cit p 10 ALSOP D C et J DETRE 1996 Reduced transit time sensitivity in noninvasive magnetic resonance imaging of human cerebral blood flow In J Cereb Blood Flow Metab 16 6 p 1236 1249 DOI 10 1097 00004647 199611000 00019 cit p 30 1998 Multisection cerebral blood flow MR imaging with continuous arterial spin labeling In Radiol
76. travers coupes SNR temporel Il est galement int ressant d tudier l volution du signal au cours du temps Par exemple lorsqu une exp rience est r p t e plusieurs fois en vue de moyenner les images pour augmenter le SNR spatial On d finit le SNR temporel comme le rapport entre la valeur moyenne du signal dans une ROI dans le tissu que l on veut imager et la valeur de la d viation standard travers le temps dans cette m me ROI Cette mesure n est possible que pour des acquisitions avec un grand nombre de r p titions Cela permet de mesurer le SNR local voxel par voxel dans l image et aussi de prendre en compte des variations spatiales du bruit par exemple dans le cadre du bruit physiologique CHAPITRE 2 IRM 20 D tection des valeurs aberrantes Pour viter des probl mes de changement de signal inat tendu et anormal nous avons effectu une d tection des outlier Cela permet de d tecter une image une r p tition donn e qui aurait un brusque changement de signal et de l exclure Dans le cas de l ASL o l on fait la diff rence entre deux images un changement de signal dans seulement une des deux images va entra ner un changement apparent et faux du CBF En effet des changements de signal peuvent apparaitre dans l image dus une interf rence cr e par la pr sence d un objet m tallique qui entre en vibration Nous avons pu observer ce ph nom ne d un composant d une antenne qui tait
77. une s quence CASL MT CASL vs pCASL Dans cette derni re exp rience nous avons r alis le m me protocole que pr c demment pour une valeur d amplitude de RF donn e mais pour la s quence pCASL en plus On peut noter sur la Fig 4 9 que les effets de MT disparaissent partir de 10 kHz pour la s quence pCASL tandis qu ils 74 4 3 PCASL ET CO ne disparaissent que vers 80 kHz en CASL De plus les impulsions de marquage en pCASL sont de l ordre de 77 kHz pour Gima 90mTm contrairement la s quence CASL o le w est de l ordre de 8 5 kHz pour Gave 10mTm En pCASL nous n avons donc pas de MT donc pas de probl me de compensation de ces effets contrairement la s quence CASL o les effets de MT non compens s vont augmenter avec le Bo comme nous le verrons dans le chapitre 6 M2 Mo 0 001 0 01 0 1 1 10 100 1000 Label Slice Offset KHz Fig 4 9 Aimantation normalis e en fonction de l offset en fr quence et de la s quence r alis e CASL B7 2 83uT et pCASL B7 8uT Exp rience r alis e 4 7 T La zone rouge correspond aux param tres classiquement utilis s pour une s quence CASL et la zone bleue pour une s quence pCASL 4 2 2 MT sur cerveau in situ Pour confirmer les r sultats pr c dents obtenus sur cerveau fix nous avons r alis des mesures ASL juste apr s euthanasie de l animal par dol thal dans IRM Cela nous a permis d avoir une mesure in situ o le cer
78. v rifier l homog n it de celui ci Cette s quence est appliqu e avec l antenne volumique en mission r ception pour inclure le plan d imagerie cerveau et le plan de marquage carotides 4 pCASL GEFC Un module de marquage pCASL suivi d un module d acquisition compens en flux GEFC Gradient Echo Flow Compensated afin d obtenir une image des carotides pour calculer l efficacit d inversion 5 IR Une s quence d inversion r cup ration qui permet d obtenir une carte 71 n cessaire la quantification du CBF 6 pCASL EPI Un module de marquage pCASL suivi d un module d acquisition EPI L ac quisition alterne une image label et une control toutes les 4 5s C est lors de cette s quence que l on alterne normoxie hypercapnie challenge gazeux pour observer l effet sur le flux sanguin c r bral Les caract ristiques de la s quence pCASL appliqu e sont les suivantes LT 4s 2 345mlm Gue pmm B moyen 5 pT L impulsion RF est de type Hanning OPT 300 ps PRI 600 ps T6 4 3 PCASL ET CO Traitement de donn es Les r sultats de la s quence pCASL EPI sont ensuite analys s avec des script Matlab d velopp s dans l quipe Les ROI sont tra c es dans le cortex et le thalamus cf Fig 4 11 chaque temps de r p tition c est dire chaque image en fonction du temps la moyenne du signal de la ROI est calcul e La diff rence entre les R
79. 0 C 200 g U Uv p e 1800 e Q 2 O w S 200 Q 1600 un SO U 400 2 S s S 1400 O 600 o lt gt 2800 5 10 15 20 25 30 12000 5 10 15 20 25 30 Index of the values Index of the values temps Fig 2 9 D tection des outliers points cercl s de rouge sur une s quence pCASL EPI avec 30 r p titions La d tection est r alis e sur la diff rence control label a D tection sur la moyenne de l image b D tection sur la d viation standard de l image 2 2 Effets de transfert d aimantation Le Magnetization Transfer ou transfert d aimantation MT est un ph nom ne se produisant en pr sence d une impulsion RF et de macromol cules Il peut tre utilis pour tablir un diagnostic en imageant des changements de propri t s des tissus Il est utilis notamment pour tudier la scl rose en plaques car les m thodes d imagerie par transfert d aimantation sont sensibles la d my linisation LEVESQUE et al 2010 En ASL par contre on recherche plut t viter la contamination du MT 28 2 2 EFFETS DE TRANSFERT D AIMANTATION L IRM du proton H ne d tecte que le signal des protons ayant un temps de relaxation 75 suffi samment long sup rieur 10 ms g n ralement appel s protons libres Ces protons sont pr sents dans l eau on en trouve donc dans le sang et les liquides des tissus irrigu s liquide interstitiel cytoplasme Le 75 des protons li s faisant partie de macro
80. 01 12 mmHg en phase de diastole dans une art re f morale de rat OLSON et al 1997 e Perfusion Pressure ou pression de perfusion PP pression efficace pour pousser le sang dans les capillaires La PP est reli la PA par la relation suivante PP PA ICP o ICP est la pression c r brale intra cr nienne e Saturation en oxyg ne SO mesure relative de la quantit d oxyg ne li e l h moglobine Elle est de l ordre de 100 dans le sang art riel et entre 40 60 dans le sang veineux chez le rat LIN et al 2012 e Pression partielle en CO dans les art res PaCO pression exerc e par le CO dans les ar t res Elle est de l ordre de 36 6 0 9 mmHg chez le rat dans une phase normocapnique et peut varier de 26 9 0 8 mmHg 62 0 4 1 mmHg de l hypocapnie l hypercapnie ZAHARCHUK et al 1998 e Oxygen Extraction Fraction ou fraction d extraction en oxyg ne OEF fraction d oxyg ne extraite des capillaires vers les tissus Elle est reli la SO veineuse selon la formule suivante OEF 1 SO en supposant que le sang art riel est compl tement oxyg n e Cerebral Metabolic Rate of O CMRO consommation d oxyg ne des tissus Celle ci augmente en cas de pathologie ou simplement en cas d augmentation de l activit neu ronale La CMRO est reli e au CBF et l OEF par la formule suivante CM RO2 CBF x OEF x CaOs o CaO est la capacit de transport d oxy
81. 1 194434 T KIM et al 2005 Tab 1 2 Valeurs du CBF du rat obtenues en IRM par ASL dans diff rentes tudes mL 100g min moyenne cart type HENDRICH et al 1999 E L BARBIER SILVA et al 2001 EWING et al 2003 T KIM et al 2005 D THOMAS et al 2006 TANAKA et al 2011 ESPARZA COSS et al 2010 WEGENER et al 2007 Notre tude cf chapitre 6 Notre tude cf chapitre 6 M thode Bo Esp ce Anesth sie CBF R f rences CASL 4 7T Sprague Dawley isofluorane 421 128 DASL 4 7T Sprague Dawley isofluorane 530 60 CASL TT Wistar halothane 130 CASL 9 4T Sprague Dawley isofluorane 194 34 CASL 2 35 T Sprague Dawley halothane 241 CASL 14 Sprague Dawley isofluorane 84 3 FAIR TT Sprague Dawley isofluorane 152 6 FAIR ST Wistar isofluorane 103 10 CASL 4 7T Wistar isofluorane 1214 37 CASL TT Wistar isofluorane 126 32 CASL 11 7T Wistar isofluorane 101 28 Notre tude cf chapitre 6 Les capillaires Lorsque l on veut tudier le flux sanguin c r bral on doit s int resser aux capillaires Les capillaires sont le lieu d change des nutriments et des gaz n cessaires au fonctionnement des cellules Ils forment un r seau tr s serr au sein du tissu c r bral comme on peut le voir sur la Fig 1 9 La distance moyenne entre deux capillaires est de l ordre de 30 pm et la micro vascularisation occupe environ 3 du parenchyme c r bral Chaque cellule est tr s proche d au moins un capillaire pou
82. 1 PAULEV Poul Erik 1999 Textbook in Medical Physiology and Pathophysiology Essentials and Clinical Problems en Copenhagen Medical Publishers cit p 7 PAULY J P LE Roux D NISHIMURA et A MACOVSKI 1991 Parameter relations for the Shinnar Le Roux selective excitation pulse design algorithm NMR imaging eng In EEE Trans Med Imaging 10 1 p 53 65 DOI 10 1109 42 75611 cit p 23 PEKAR J P JEZZARD D A ROBERTS J S LEIGH Jr J A FRANK et A C MCLAUGHLIN 1996 Perfusion imaging with compensation for asymmetric magnetization transfer effects In Magn Reson Med 35 1 p 70 79 cit p 33 PETCHARUNPAISAN Sasitorn 2010 Arterial spin labeling in neuroimaging en In World Journal of Radiology 2 10 p 384 DOI 10 4329 wjr v2 110 384 cit p 88 POHMANN Rolf G SHAJAN et D Z BALLA 2011 Contrast at high field relaxation times magnetization transfer and phase in the rat brain at 16 4 T eng In Magn Reson Med 66 6 p 1572 1581 Dor 10 1002 mrm 22949 cit p 33 POLLOCK Jeffrey M Huan TAN Robert A KRAFT Christopher T WHITLOW Jonathan H BURDETTE et Joseph A MALDJIAN 2009 Arterial Spin Labeled MR Perfusion Imaging Clinical Applications In Magnetic Resonance Imaging Clinics of North America 17 2 p 315 338 DOI 10 1016 j mric 2009 01 008 cit p 33 PRICE Anthony N King K CHEUNG Shiang Y LiM Derek M YELLON Derek J HAUSENLOY et Mark F LY
83. 1 7 T resp a b et c 2 8 1 Plateforme IRMaGe La grande majorit des images de cette th se on taient acquises sur la plateforme IRMaGe situ e dans le b timent du GIN Syst me 200 MHz Syst me IRM horizontal 4 7 T Bruker Biospec 47 40 USR avec lectronique AVANCE III e Aimant diam tre interne 400 mm e Fourreau de gradients diam tre interne 120 mm intensit maximale 600mTm temps de mont de 114 ps e Antennes e volumique lin aire transmission r ception e surfacique t te rat de r ception Syst me 300 MHz Syst me RM horizontal 7 T Bruker Biospec 70 20 USR avec lectronique AVANCE III e Aimant diam tre interne 200 mm e Fourreau de gradients diam tre interne 120 mm intensit maximale 600mTm temps de mont de 114 ps e Antennes e volumique lin aire transmission r ception e surfacique t te rat de r ception e surfacique de marquage sp cifique transmission r ception 2 8 2 Plateforme RMSB Theix Syst me 500 MHz Syst me IRM horizontal 11 7 T Bruker Biospec 117 16 USR avec lectronique AVANCE III e Aimant 160 mm e Fourreau de gradients 120 mm intensit maximale 550mTm temps de mont de 156 ys e Antennes e volumique quadrature transmission r ception e surfacique t te rat de r ception Deuxi me partie R sultats 44 Cette partie r sultat est compos e de cinq chapitres le Chap 3 d crit les d marches de l im pl menta
84. 3 8 Capture d cran de la macro ParaVision que nous avons d velopp permettant de r aliser un shim dynamique o A Cerveau i 12 o o Vasculaire o o o H misph re droit o 00 gt 10 o H misph re gauche A o o o o oO 6 o A c O f n 4 44 Sane o A4af t O g y Ag 2k0 Ano ota o CL g 00 oF 0 ALE 2150 400 350 300 250 200 150 100 50 00 Correction de phase Fig 3 9 a Exemple de balayage de phase Donn es acquises sur un rat 7 T avec un shim premier ordre global b image EPI associ e la mesure de phase Les 4 courbes sur a correspondent chacune une ROI sur b local dG ce m me endroit sur la carte de champ Pour cela nous avons crit une macro Bruker permettant de cr er des ROI autour des carotides en sp cifiant les coupes o se situent les carotides et l offset selon la direction verticale On peut en voir un exemple sur la Fig 3 11 A partir de nos mesures on peut donc calculer la correction en fr quence dw dw Sw yG v X Az YG X AT 3 17 avec dwo l offset en fr quence mesur sur les cartes de champ autour des carotides et au niveau du plan de marquage GL orr la correction de gradient appliqu e durant le marquage gale l oppos du gradient local mesur dans le plan de marquage i x ou z et Ai l offset de l emplacement des carotides par rapport l isocentre On peut donc d terminer le
85. A SEQUENCE PCASL EPI 129 PVM_TaggingD0 1e 06 PVM_TaggingD1 1e 06 PVM_TaggingD2 1e 06 PVM_TaggingD3 1e 06 PVM_TaggingD4 1e 06 PVM_TaggingD5 1e 06 PVM_TaggingP0 10 PVM_TaggingLp0 0 PVM_TaggingGradAmp1 0 PVM_TaggingGradAmp2 0 PVM_TaggingGradAmp3 0 PVM_TaggingGradAmp4 0 PVM_TaggingSpoiler 0 PVM_FatSupOn0ff 0n PVM_FatSupprPulseEnum gauss512 vis PVM_TriggerModule PVM_TaggingOnOff TaggingDetails PVM FatSupOnOff PVM_FatSupprPulse 2 6067 1051 13745348525 90 19 5174000049832 100 0 100 LIB_EXCITATION lt gauss512 exc gt 2740 0 4150688 50 0 0512 conventional PVM_FatSupDeriveGainMode By_DeriveGains PVM_FatSupBandWidth 1051 13745348525 vis PVM_FatSupprPulseEnum PVM FatSupprPulse PVM_FatSupDeriveGainMode PVM_FatSupSpoilTime 2 PVM_FatSupSpoilGrad 20 PVM_FatSupModuleTime 5 8297 vis PVM_FatSupBandWidth PVM FatSupSpoilTime PVM_FatSupSpoilGrad PVM_FatSupFL 1 1051 15095826672 PVM_FsD0 0 000123 PVM_FsD1 5e 05 PVM_FsD2 0 002 PVM_FsP0 2606 7 PVM_MagTransOn0ff 0ff PVM_FovSatOn0Off 0n vis PVM_FatSupModuleTime Fat Sup Parameters PVM_MagTransOnOff PVM_FovSatNSlices 1 PVM_FovSatSliceOrient 1 axial PVM_FovSatThick 1 15 vis PVM_FovSatOnOff PVM FovSatNSlices PVM_FovSatSliceOrient PVM_FovSatOffset 1 0 PVM_FovSatSliceVec 1 3 O 0 1 PVM_SatSlicesPulseEnum her
86. ASL cf chapitre 5 Nous verrons l importance que peut avoir le PS et donc l utilit de prendre en compte cette perm abilit dans certaines conditions 40 2 5 DYNAMIC SUSCEPTIBILITY CONTRAST DSC 2 5 Dynamic Susceptibility Contrast DSC Les deux principales m thodes utilis es pour quantifier le CBF en IRM sont l ASL cf section 2 4 et la technique de DSC Cette derni re n utilise pas les protons de l eau du sang en tant que traceur comme en ASL mais requiert l injection d un agent de contraste g n ralement un ch late de Gadolinium Gd Cet agent de contraste par ses propri t s paramagn tiques perturbe le signal IRM en modifiant le temps de relaxation 7 Avec une s quence GE pour tre sensible ces effets T on suit le premier passage du bolus de Gadolinium Gd dans le temps On ajuste un mod le physiologique aux points de mesure Ce mod le est bas sur l hypoth se d une injection impulsion nelle bolus c est dire que l on suppose que l agent de contraste est inject instantan ment En pratique on utilise commun ment une pompe injection rapide e g 30 mL min 1 Cela am liore galement la reproductibilit par rapport une injection manuelle Pour traiter les donn es DSC on calcule d abord les changements de R5 ARS au cours du temps en utilisant l quation suivante AR t x In 2 2 56 o TE est le temps d cho de la s quence S t est le signal de c
87. CASL CASL The maps contain principally noise and no brain structures nor vascular areas show distinct signal differences between the two methods In the cortical ROIs the mean differences across animals between CASL and pCASL were 9 20 6 16 2 16 0 19 2 16 for slices 1 2 3 4 5 There was no significant difference between the two methods Slices 1 2 3 4 5 2500 Td 2000 3 un 1000 300 amp pu 3 200 O O 100 3 5 Fig 7 4 Multi slice maps obtained from the same rat a T map b CBF maps obtained with the CASL sequence c CBF maps obtained with the pCASL sequence d the relative difference of the two CBF maps To further compare the two methods we evaluated their tSNR Examples are shown in Fig 7 5 Qualitatively the tSNR appears stable across slices except for the first acquired slice slice 5 This higher signal in the first acquired slice may be ascribed to the absence of saturation effects due to an non ideal slice profile The noise level appears faintly higher in vascular structures Fig 7 6 shows the mean temporal SNR tSNR per slice for the CASL and pCASL sequences tSNR remains stable across slices and across animals for CASL and for pCASL methods For each slice tSNR is comparable between CASL and pCASL Again the signal of the first acquired slice is higher This is ascribed to the non ideal slice profile Despite this slight difference in temporal SNR the measur
88. DOI 10 2967 jnumed 112 109751 cit p 10 WATSON N A C BEARDS N ALTAF A KASSNER et A JACKSON 2000 The effect of hyperoxia on cerebral blood flow a study in healthy volunteers using magnetic resonance phase contrast angiography eng In Eur J Anaesthesiol 17 3 p 152 159 cit p 13 WATTS Jonathan M Christopher T WHITLOW et Joseph A MALDJIAN 2013 Clinical applica tions of arterial spin labeling In NMR Biomed DOI 10 1002 nbm 2904 cit p 12 WEGENER Susanne Wen Chau Wu Joanna E PERTHEN et Eric C WONG 2007 Quantification of rodent cerebral blood flow CBF in normal and high flow states using pulsed arterial spin labeling magnetic resonance imaging eng In J Magn Reson Imaging 26 4 p 855 862 DOI 10 1002 jmri 21045 cit p 10 13 34 75 WEHRL Hans F Petros MARTIROSIAN Fritz SCHICK Gerald REISCHL et Bernd J PICHLER 2014 Assessment of rodent brain activity using combined 15 0 H20 PET and BOLD fMRI eng In Neuroimage 89 p 271 279 DOI 10 1016 j neuroimage 2013 11 044 cit p 12 WELLS Ja B Siow Mf LYTHGOE et DI THOMAS 2012 The importance of RF bandwidth for effective tagging in pulsed arterial spin labeling MRI at 9 4T In NMR in Biomedicine DOI 10 1002 nbm 2782 cit p 48 WELLS Jack A Mark F LYTHGOE David G GADIAN Roger J ORDIDGE et David L THOMAS 2010 In vivo Hadamard encoded continuous arterial spin labeling H CASL eng
89. E exc de 100 lorsque le scan control est pris comme r f rence Cela est d au fait que ce scan control devient en partie efficace en terme d inversion cause des inhomog n it s de champ Un exemple de profil de fr quence issu de la carte de champ magn tique de la Fig 3 17 est trac sur la Fig 3 19 Nous avons r alis la simulation avec un profil de fr quences apr s un shim de premier ordre global cf Fig 3 20a o en pratique on mesure une efficacit d inversion de JE 81 et avec un profil de fr quences apr s un shim second ordre cf Fig 3 20b o l efficacit d inversion simul e est de JE 40 La valeur d efficacit d inversion obtenue en simulation sans correction est de IE 67 pour le shim 1 ordre et de JE 83 pour le shim 2 ordre On voit donc que la simulation ne correspond pas la r alit Cela est probablement d au fait que l on prend juste une ligne de voxels sur la carte de champ pour r aliser un profil de fr quences nous n avons donc pas l environnement complet de la carotide On voit sur la Fig 3 19 que le profil avec shim 1 ordre est moins d cal en fr quence mais pr sente une composante de 2 4 ordre plus importante courbe arrondie au niveau du plan de marquage Cette diff rence entre simulation et exp rience peut venir galement du fait que la carte de champ diff re probablement de la r alit on voit un changement de fr quence l emplacement des carotides qui peut tre d au
90. EncUseMultiRec No PVM_EncActReceivers 1 On PVM_EncZfRead 1 39130434782609 vis PVM_ScanTimeStr SignalType PVM_DeriveGains PVM EncUseMultiRec PVM_EncPpiAccel1 1 PVM_EncPftAccel1 1 39 PVM_EncPftOverscans1 28 PVM_EncZfAccel1 1 vis PVM_EncZfRead PVM_EncPpiAcceli PVM_EncPftAcceli PVM_EncPftOverscansi PVM_EncOrder1 LINEAR_ENC PVM_EncMatrix 2 92 92 PVM_EncSteps1 92 28 27 26 25 24 23 22 21 20 19 18 17 16 15 14 13 12 11 10 9 8 7 6 5 4 3 2 1012345678 9 10 11 12 13 14 15 16 17 18 19 20 21 22 23 24 25 26 27 28 29 30 31 32 33 34 35 36 37 38 39 40 41 42 43 44 45 46 47 48 49 50 51 52 53 54 55 56 57 58 59 60 61 62 63 PVM_EncCentralStep1 29 124 vis PVM_EncZfAcceli PVM_EncOrderi PVM_EncMatrix PVM_EncSteps1 PVM_EncTotalAccel 1 39130434782609 PVM_EncNReceivers 1 PVM_EncAvailReceivers 1 vis PVM_EncCentralStepi PVM_EncTotalAccel PVM_EncNReceivers PVM_EncChanScaling 1 1 PVM_OperationMode 64 lt 1H TX Volume RX Surface gt vis PVM_EncAvailReceivers PVM_EncChanScaling PVM_OperationMode PVM_EpiNavigatorMode No_navigators PVM_EpiPrefixNavYes No PVM_EpiCombine No PVM_EpiGradSync No vis Encoding Output Encoding PVM EpiPrefixNavYes PVM EpiCombine PVM_EpiRampMode UserSlope PVM_EpiRampForm Line PVM_EpiRampComp No PVM_EpiNShots 1 vis PVM EpiGradSync PVM EpiRampMode PVM_EpiRampForm PVM_EpiR
91. In Magn Reson Med 63 4 p 1111 1118 DOI 10 1002 mrm 22266 cit p 86 WILLIAMS D S J DETRE J S LEIGH et A P KORETSKY 1992 Magnetic resonance imaging of perfusion using spin inversion of arterial water In Proc Natl Acad Sci U S A 89 1 p 212 216 cit p 31 35 70 76 77 80 86 90 100 WILLIAMS Ross Andrew NEEDLES Emmanuel CHERIN Yu Qing ZHOU R Mark HENKELMAN 5 Lee ADAMSON et F Stuart FOSTER 2007 Noninvasive ultrasonic measurement of regional and local pulse wave velocity in mice eng In Ultrasound Med Biol 33 9 p 1368 1375 DOI 10 1016 j ultrasmedbio 2007 03 012 cit p 6 WONG E C R B BUXTON et L R FRANK 1998 A theoretical and experimental comparison of continuous and pulsed arterial spin labeling techniques for quantitative perfusion imaging In Magn Reson Med 40 3 p 348 355 cit p 32 Wong Eric C 2013 New developments in arterial spin labeling pulse sequences ENG In NMR Biomed DOI 10 1002 nbm 2954 cit p 88 Wu Wen Chau Mar a FERN NDEZ SEARA John A DETRE Felix W WEHRLI et Jiongjiong WANG 2007 A theoretical and experimental investigation of the tagging efficiency of pseudoconti nuous arterial spin labeling In Magn Reson Med 58 5 p 1020 1027 DOI 10 1002 mrm 21403 cit p 33 XU Guofan Howard A ROWLEY Gaohong Wu David C ALSOP Ajit SHANKARANARAYANAN Maritza DOWLING Bradley T CHRISTIAN Terrence R OAKES et Sterling C J
92. Is location Lippo 92 ASL multifields example of raw acquisitions 93 ASL multifields inversion efficiency uu ask ae sie 94 ASL multifields example of maps 95 ASL multifields correlation between parameters 96 ASL multifields example of post mortem map 97 ASL multifields CBF values across fields 98 ASL multifields temporal SNR 99 ASL multislices localizer with labeling coil 102 ASL multislices phase swept 103 ASL multislices localisation and ROIS i uoo o3 ea 103 ASL multislices example of maps 105 ASL multislices example of maps 106 ASL multislices temporal SNA 2 bese xkowckR ox hb 9 9 da ae 107 ASL multislices CBF across slices 108 ASL multislices CBF correlation CASL and pCASL 108 CBF CASL et gliome chez le rat 112 D tection de pointes pileptiques en IRMf 112 Sch ma sim voxel IRL LL ae ESHER REESE ES 132 Liste des tableaux bd 1 2 1 3 2 1 2 2 Zi 3 1 4 1 9 1 6 1 fA CBF pr clinique diff rentes m thodes 10 CE tl ral dE an ia 10 CBF et pathologies s ss see ome RR des dote does leto 13 Ti VS Bo
93. JF CHU CEA U836 Inserm UJF CHU CEA 2 jan warnking ujf grenoble fr x emmanuel barbier ujf grenoble fr 33 4 56 52 05 85 33 4 56 52 05 88 Dr J rome Voiron Bruker BioSpin MRI MRI Application Senior Application Scientist DJ jerome voiron bruker biospin de amp 49 721 5161 6658 Publications Articles N Coquery O Francois B Lemasson C Debacker R Farion C R my and E L Barbier Microvascular MRI and unsupervised clustering yields histology resembling images in two rat models of glioma J Cereb Blood Flow Metab 34 8 1354 1362 August 2014 A Daoust S Bohic Y Saoudi C Debacker S Gory Faur A Andrieux E L Barbier and J C Deloulme Neuronal transport defects of the MAP6 KO mouse a model of schizophrenia and alleviation by epothilone d treatment as observed using MEMRI Neuroimage 96 133 142 August 2014 C S Debacker N A Pannetier F Mauconduit T Christen and E L Barbier A simulation tool for dynamic contrast enhanced MRI PLoS ONE 8 3 e57636 March 2013 Oral presentation N Coquery C S Debacker R Farion C R my O Francois and E L Barbier Multiparametric microvascular MRI a cluster approach to characterize glioma ESMRMB 30th Annual Scientific Meeting Toulouse FRANCE Abstract No 47529 N Coquery C S Debacker R Farion C Remy O Francois and E L Barbier Multiparametric 2 3 microvascular MRI a cluster approach to characteri
94. L AL et Ursula SCHULZ 1979 The Aging Human Cerebral Cortex A Stereological Characterization of Changes in the Capillary Net en In J Gerontol 34 3 p 345 350 Dor 10 1093 geronj 34 3 345 cit p 10 ILTIS Isabelle Frank KOBER Christiane DALMASSO Carole LAN Patrick J COZZONE et Monique BERNARD 2005 In vivo assessment of myocardial blood flow in rat heart using magnetic resonance imaging effect of anesthesia In J Magn Reson Imaging 22 2 p 242 247 DOI 10 1002 jmri 20352 cit p 6 JAHANIAN Hesamoddin Douglas C NOLL et Luis HERNANDEZ GARCIA 2011 B 0 field in homogeneity considerations in pseudo continuous arterial spin labeling pCASL effects on tagging efficiency and correction strategy In NMR Biomed DOI 10 1002 nbm 1675 cit p 33 52 98 JAIN Rakesh K 2005 Normalization of Tumor Vasculature An Emerging Concept in Anti angiogenic Therapy en In Science 307 5706 p 58 62 DOI 10 1126 science 1104819 cit p 9 JIANG Zhen Alexandre KRAINIK Olivier DAVID Caroline SALON Ir ne TROPR S Dominique HOFFMANN Nicolas PANNETIER Emmanuel L BARBIER Eduardo Ramos BOMBIN Jan WARN KING Caroline PASTERIS Stefan CHABARDES Francois BERGER Sylvie GRAND Christoph SEGEBARTH Emmanuel GAY et Jean Fran ois LE BAS 2010 Impaired fMRI activation in patients with primary brain tumors In Neuroimage 52 2 p 538 548 DOI 10 1016 j neuroimage 2010 04 194
95. LA et 3 rats 7 T 6 mesures 3 en SA et 3 en LA Le protocole d imagerie est le suivant e s quence tripilot cardio multislice permet le rep rage anatomique du coeur pas de d clen chement synchronis avec les rythme physiologique mais avec suppression des artefacts du mouvement e s quence FLASH permet de rep rer les axes du coeur pour placer la s quence d IR soit en SA ou en LA pas de d clenchement synchronis mais avec suppression des artefacts du mouvement matrices 256x256 6 coupes NA 12 TE 2 8ms TR 70ms e s quence CINE FLASH pour quelques rats cette s quence t acquise pour rep rer le meilleur instant du cycle cardiaque imager Cette s quence synchronis e sur les rythmes cardiaque et respiratoire permet d obtenir des images avec diff rents d lais apr s la d tection de la vague R cf Fig 1 4 du rythme cardiaque 20 images sont acquises reparties sur 160ms du cycle cardiaque matrices 192x192 TE 2 5ms TR 8ms NA 6 On peut voir un exemple d image obtenue sur la Fig 4 3 e s quence FAIR fisp s quence d inversion r cup ration Look Locker cf Fig 4 1 Inversion globale 20 TI s par s de 200 ms trigger par coupe les TI r els sont enregistr s matrice d acquisition 128 x 64 matrice de sortie 128 x 128 GE segment e en 64 segments correspond au nombre de pas de phase TE 1 5ms TR 12ms temps de r p tition 13 000 ms 4 7 T et 16000 ms 7 T impuls
96. M ai XR oe UE ede oum o i 20 Relaxation spin r seau ou longitudinale T4 20 Relaxation spin spin ou transversale To 20 Relaxation transversale avec inhomog n it de champ To 20 Variation des temps de relaxation 21 215 Equation de Bloch 4 4 9x sd 3 XR rad ES E 22 214A RO OM RF zs ee eee Bee pe eb LA PL DD 22 Impulsions classiques lt 4 6242442544242 ai 22 lmpulsions adiabatigu s s ouo x4 SERRE SL 23 Ao RT 25 2 110 Rapport signal sur DEU s Petroia LELE 26 Debnuibion du SNR asss esrar mE mom XO AN IN ie REG 26 Mesure du SNRen IRM 26 2 2 Effets de transfert d aimantation 27 2 5 Diffusion de POT i is 639 ei SS A reste 29 2 4 Arterial Spin Labeling ASL 30 CHAPITRE 2 IRM 2 5 2 6 2 7 2 8 2 4 1 Les principales m thodes d ASL 30 Pulsed Arterial Spin Labeling PASL 30 Continuous Arterial Spin Labeling CASL 31 pseudo Continuous Arterial Spin Labeling PCASL 39 2 4 2 Applications pr cliniques de l ASL 33 2 1 9 Modeles physiologiques 4 442 94x99 x ai 34 Uu compartmielib s aa er 46 6 eee See UA Cee eS ees 30 Deuz COMPArtiMon S 244580605 EA RE 35 24 4 La guantification chi ASG ae se miaa sai irad pi 35 Mod le un compartiment 4 6 7446 66 68 i 36 Mod les
97. OHNSON 2010 Reliability and precision of pseudo continuous arterial spin labeling perfusion MRI on 3 0 T and comparison with 150 water PET in elderly subjects at risk for Alzheimer s disease In NMR Biomed 23 3 p 286 293 DOI 10 1002 nbm 1462 cit p 13 33 YONGBI Martin N Francesco FERA Yihong YANG Joseph A FRANK et Jeff H Duyn 2002 Pulsed arterial spin labeling comparison of multisection baseline and functional MR imaging perfusion signal at 1 5 and 3 0 T initial results in six subjects eng In Radiology 222 2 p 569 575 DOI 10 1148 radiol 2222001697 cit p 88 ZAHARCHUK G A A BOGDANOV Jr J J MAROTA M SHIMIZU SASAMATA R M WEISSKOFF K K Kwonc B G JENKINS R WEISSLEDER et B R ROSEN 1998 Continuous assessment of perfusion by tagging including volume and water extraction CAPTIVE a steady state 122 BIBLIOGRAPHIE contrast agent technique for measuring blood flow relative blood volume fraction and the water extraction fraction eng In Magn Reson Med 40 5 p 666 678 cit p 8 ZHANG W DS WILLIAMS J A DETRE et A P KORETSKY 1992 Measurement of brain perfu sion by volume localized NMR spectroscopy using inversion of arterial water spins accounting for transit time and cross relaxation In Magn Reson Med 25 2 p 362 371 cit p 33 ZHANG W D S WILLIAMS et P KORETSKY 1993 Measurement of rat brain perfusion by NMR using spin labeling of arterial water
98. OI des images control et des images label correspondantes est calcul e ce qui permet d obtenir AM Puis gr ce la carte T obtenue par la s quence d inversion r cup ration et l efficacit d inversion a obtenue par la s quence pCASL GEFC on peut ap pliquer la quantification de CBF selon l Eq 2 52 En tragant ces valeurs de CBF en fonction du temps l effet du CO sur le flux Fig 4 11 Image anatomique de la sanguin c r bral est observ coupe tudi e avec les deux r gions d int r t le cortex en vert et le thalamus en violet 4 3 2 R sultats de vasor activit 1 1 Lorsque les rats sont en phase de normoxie le CBF est en moyenne de 1 12 0 38 mLg min dans le cortex et de 1 12 0 44mL g min dans le thalamus Quand la quantit de CO est augment e jusqu une proportion de 5 de CO le CBF augmente lui aussi Ainsi pendant l hypercapnie le CBF atteint en moyenne 2 62 0 58mLg min dans le cortex et 3 23 0 6mLg 7 min dans le thalamus Ces variations de CBF correspondent celles trouv es dans la litt rature o le CBF est de 1 1 4mLg min en normoxie et de 3 0mL g min en hypercapnie mod r e c est dire pour 8 de CO D S WILLIAMS et al 1992 Sur la Fig 4 12 une telle variation du flux sanguin c r bral en fonction du temps lors de l alternance air CO peut tre visualis e On peut relever la pr sence d un temps de mont e qui d pend du dispositif respiratoire
99. Profil inversion avec correction d un gradient constant 60 pCASL GEFC carte d efficacit d inversion 61 Profil de fr quences issu d une carte de champ 61 Profil d inversion avec profile de fr quence issu d une carte de champ 62 IE en fonction de Gaga Ob Gone wow a m Re ww Sx ele de do EASY 63 Ib en fonction de Gaver Piggg StU uode mom ee eRe HEE AAA 63 Mi simulation voxel ADI a lt 0 OR sou eil ROG OR RR OGG He EE eS 65 Voxel de simulation ASL arriv e du sang marqu 66 CBF simul et temps de transit 66 Sch ma s quence Look Locker o oaoa a a a 69 Capture d cran du SAD iii 7O CIRCE s s 23 29 53 66 5 6458 FRE SOSH A es Be 70 PATH HSE COUR Lue ee Sec ES 3 9 e9339 95595933925933553 71 Image CASL pour l tude du ML Li ERE SSA hia 12 MT en fonction du temps de marquage 12 Compensation M uuo d eg eom Oe So owe 9 9 X sp wR ee Sod wo a ne 73 ole ot ae mie Gt a ai 13 MT CASLys DAL iui 74 UM MESI MAE lt a we ee See Ee ER HS ee e mee ee 74 Image anatomique avec ROI 76 CBE po abL endonetondu CDN escaso crasas e A AA 76 ASL and Mo ia mai 203 9 Roi a ra 82 ASL and Mn example of maps 84 ASL and Mn ratio of parameters 85 ASL multifields example of GEFC acquisition 91 ASL multifields RO
100. RI Ettlingen Germany Development of brain perfusion imaging using arterial spin labeling O Period 3 years o Supervisor Emmanuel BARBIER o Arterial Spin Labeling PASL p CASL o Multi field evaluation 4 7T to 11 7T o MRI sequence programming Bruker o MRI image analysis and quantification o Supervision 2 graduate students in 1st and 2nd year of Master s Degree Magnetization transfer effects in ASL amp pCASL and CO challenge Training Animal experimentation accreditation o Period 2 weeks o Organizer Joseph Fourier University Grenoble France Training ParaVision Programming Course O Period 1 week o Organizer Bruker BioSpin MRI Ettlingen Germany MRI signal simulation Grenoble Institute of Neurosciences Grenoble France Extravasation and diffusion of a contrast agent in the periphery of cerebral capillaries an approach by magnetic resonance imaging o Period 32 weeks o Supervisor Emmanuel BARBIER o Matlab simulation code programming o Bruker MRI training neuroimaging Biphotonic imaging Laboratoire de spectrom trie physique Grenoble France Nonlinear microscopy of sentinel nodes o Period 10 weeks o Supervisor Jean Claude VIAL o Biphotonic microscopy training o Biological tissue manipulation Mass spectroscopy Laboratoire de plan tologie de Grenoble Grenoble France Laboratory analysis of Tholins analogous of Titan s aerosols by high resolution mass spectrometry O Period 6 weeks o Sup
101. T le signal IRM collect chaque TI Mo l aimantation l quilibre thermique T le temps de relaxation longitudinal de la partie imag e le sang dans cette tude et a l efficacit d inversion de l impulsion Mo T et a sont les param tres ajust s Pour ces mesures du 7 du sang nous avons utilis une s quence d inversion r cup ration de type Look Locker LL cf section 4 1 3 En effet la s quence d acquisition doit tre synchronis e avec le rythme cardiaque et respiratoire et cette s quence LL permet de faire l acquisition en un temps raisonnable avec des valeurs de TT proche de celle souhait es gr ce l acquisition de l ensemble des TI pour une impulsion Ce type de s quence donne une valeur de T apparent TP 17 inf rieur au T r el d des effets de saturation lors de l acquisition de la coupe Une correction de saturation est donc n cessaire KOBER ILTIS COZZONE et al 2005 KOBER DUHAMEL et al 2008 pour obtenir la valeur de 71 r elle T T9 x 1 T EUN 4 2 avec 0 12 l angle de l impulsion RF et ATI 200 ms le d lai entre deux applications du module de lecture La valeur de Mo est galement une valeur partiellement satur e CHAPITRE 4 EVALUATION DE L ASL 69 4 1 3 Mat riels et m thodes Cette exp rience de quantification du 7 du sang a t r alis e sur 5 rats wistar d environ 400g 2 rats 4 7 T 4 mesures 2 en SA et 2 en
102. T2 relaxation in rat brain in vivo In Magn Reson Med 56 2 p 386 394 DOI 10 1002 mrm 20946 cit p 22 78 94 GRAND S F TAHON A ATTYE V LEFOURNIER J F LE BAS et A KRAINIK 2013 Perfusion imaging in brain disease ENG In Diagn Interv Imaging DOI 10 1016 j diii 2013 06 009 cit p 12 GRGAC Ksenija Peter C M van ZIJL et Qin QIN 2013 Hematocrit and oxygenation dependence of blood 1 H20 T1 at 7 tesla eng In Magn Reson Med 70 4 p 1153 1159 DOI 10 1002 mrm 24547 cit p 70 71 GRILLON Emmanuelle Peggy PROVENT Olivier MONTIGON Christoph SEGEBARTH Chantal R MY et Emmanuel L BARBIER 2008 Blood brain barrier permeability to manganese and to Gd DOTA in a rat model of transient cerebral ischaemia In NMR Biomed 21 5 p 427 436 DOI 10 1002 nbm 1206 cit p 22 78 116 BIBLIOGRAPHIE GUILFOYLE David N Victor V DYAKIN Jacqueline O SHEA Gaby S PELL et Joseph HELPERN 2003 Quantitative measurements of proton spin lattice T1 and spin spin T2 relaxation times in the mouse brain at 7 0 T In Magn Reson Med 49 3 p 576 580 DOI 10 1002 mrm 10371 cit p 22 HAJJAR Ihab Peng ZHAO David ALSOP et Vera Novak 2010 Hypertension and cerebral vasoreactivity a continuous arterial spin labeling magnetic resonance imaging study In Hypertension 56 5 p 859 864 DOI 10 1161 HYPERTENSIONAHA 110 160002 cit p 74 HANSEN T D D S WARNER
103. TA Iole GAETA Fabrizio PASANISI Alfredo POSTIGLIONE et Lucio GUIDA 1995 Carotid Diameter and Blood Flow Velocities in Cerebral Circulation in Hypertensive Patients en In Stroke 26 3 p 418 421 DOI 10 1161 01 STR 26 3 418 cit p 6 FERR J C E BANNIER H RAOULT G MINEUR B CARSIN NICOL et J Y GAUVRIT 2013 Arterial spin labeling ASL perfusion Techniques and clinical use eng In Diagn Interv Imaging 94 12 p 1211 1223 DOI 10 1016 j diii 2013 06 010 cit p 34 Fox P T et M A MINTUN 1989 Noninvasive functional brain mapping by change distribution analysis of averaged PET images of H2150 tissue activity eng In J Nucl Med 30 2 p 141 149 cit p 12 FRIETSCH T P KRAFFT PIEPGRAS C LENZ W KUSCHINSKY et K F WASCHKE 2000 Relationship between local cerebral blood flow and metabolism during mild and moderate hypothermia in rats eng In Anesthesiology 92 3 p 754 163 cit p 83 86 94 97 GARCIA Dairon M Cedric de BAZELAIRE et David C ALSOP 2005 Pseudo continuous Flow Driven Adiabatic Inversion for Arterial Spin Labeling ORAL SESSIONS Miami Florida USA cit p 33 100 GRAAF Robin A de 2008 In Vivo NMR Spectroscopy Principles and Techniques en John Wiley amp Sons cit p 29 GRAAF Robin A de Peter B BROWN Scott MCINTYRE Terence W NIXON Kevin L BEHAR et Douglas L ROTHMAN 2006 High magnetic field water and metabolite proton T1 and
104. THGOE 2011 Rapid assessment of myocardial infarct size in rodents using multi slice inversion recovery late gadolinium enhancement CMR at 9 4T en In Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance 13 1 p 44 DOI 10 1186 1532 429X 13 44 cit p 69 SARDASHTI M D G SCHWARTZBERG G P STOMP et W T Dixon 1990 Spin labeling angio graphy of the carotids by presaturation and simplified adiabatic inversion eng In Magn Reson Med 15 2 p 192 200 cit p 30 SCHWARZBAUER C S P MORRISSEY R DEICHMANN C HILLENBRAND J SYHA H ADOLF U N TH et A HAASE 1997 Quantitative magnetic resonance imaging of capillary water per meability and regional blood volume with an intravascular MR contrast agent eng In Magn Reson Med 37 5 p 769 777 cit p 11 86 111 SHIN David D Thomas T Liv Eric C WONG Ajit SHANKARANARAYANAN et Youngkyoo JUNG 2012 Pseudocontinuous arterial spin labeling with optimized tagging efficiency eng In Magn Reson Med 68 4 p 1135 1144 DOI 10 1002 mrm 24113 cit p 33 52 101 SILVA C W ZHANG D S WILLIAMS et A P KORETSKY 1995 Multi slice MRI of rat brain perfusion during amphetamine stimulation using arterial spin labeling In Magn Reson Med 33 2 p 209 214 cit p 32 100 1997 Estimation of water extraction fractions in rat brain using magnetic resonance mea surement of perfusion with arterial spin labeling eng In Magn Reson Med 37 1
105. UNIVERSITE DE GRENOBLE TH SE Pour obtenir le grade de DOCTEUR DE L UNIVERSIT DE GRENOBLE Sp cialit Physique pour les Sciences du Vivant Arr t minist riel 7 ao t 2006 Pr sent e par Cl ment Debacker Th se dirig e par Emmanuel Barbier et codirig e par Jan Warnking pr par e au sein Grenoble Institut des Neurosciences INSERM U836 et de Ecole doctorale de Physique D veloppement de l imagerie de perfusion cerebrale par marquage des spins arteriels Th se soutenue publiquement le 13 juin 2014 devant le jury compos de Pr Francois Esteve PUPH Universit Joseph Fourier Pr sident Dr Luisa Ciobanu Ing nieur E5 CEA Rapporteur Dr Franck Kober Charg de recherche CNRS Rapporteur Dr Jean Christophe Ferr PH CHU Rennes Examinateur Dr J r me Voiron Senior application scientist BRUKER BIOSPIN MRI Examinateur Dr Emmanuel Barbier Directeur de recherche INSERM Directeur de th se Dr Jan Warnking Charg de recherche INSERM Co Directeur de th se Table des mati res I Introduction 1 Physiologie du c ur au cerveau Ll Ciucglstiom A so PEARCE eo wee A RL A 1 1 1 Circulation g n rale i siii o9 Eo Roh moo le 122 Micro vascularisati o eree es 9 9 9 i 9 9X 3 SRI L2 le coca v 39 e ee ex d bog mE XE S qe xm edo d ur 1 2 1 Le cerveau en fonctionnement 1 2 2 Les pathologies du cerveau 324939 LIN OOS a 2 IRM 2 1 Bases physi
106. YGaveP RT et le premier z ro d une impulsion de type Hanning la largeur mi hauteur se trouve z 1 YGmaxP RT Ainsi les plans d aliasing sont supprim s si la condition suivante sur les gradients et les d lais est respect e Chinas PRT CT aue OPT 48 3 3 EQUATION DE LA SEQUENCE PCASL a D 0 8 0 8 0 6 0 6 0 4 0 4 0 2 0 2 6 2 g N 0 2 N 0 2 04 04 0 6 0 6 0 8 0 8 1 4 300 200 100 0 100 200 300 300 200 100 0 100 200 300 Position mm Position mm Fig 3 3 Simulation de l effet d une impulsion RF de type Hanning sur l aimantation longitudinale M dans un champ de vue de 600 mm a Avec l application d un gradient constant de 1 mT m b Avec un gradient de 9 mT m pendant l impulsion RF et un gradient moyen 1 mT m Les autres param tres utilis s pour ces deux simulations sont les suivants OPT 500 us PRT 1500 us LT 3ms Bimoyen 5 UT La vitesse du flux est nulle et la relaxation transverse est n glig e D calage en fr quence des impulsions RF En IRM la zone imager est en g n ral plac e l isocentre de l aimant car c est la zone la plus homog ne du champ magn tique Bo De ce fait en neuroimagerie on place le centre du cerveau l isocentre En ASL on souhaite inverser l aimantation des spins de l eau du sang en amont du cerveau dans les carotides on doit donc appliquer un d calage en fr quence pour les impulsions RF suivant ce
107. _Ave pCASL_LabelGrad_Ave_Hzmm pCASL_LabelGrad_Max pCASL_LabelGrad_Min 75 3007518796992 pCASL_LabelGrad_Min_Hzmm 3206 03493233083 pCASL_Setup No vis pCASL_LabelGrad_Max_Hzmm pCASL_LabelGrad_Min pCASL_LabelGrad_Min_Hzmm pCASL_ModuleTime 3200 90925561798 pCASL_BOCorr 0 pCASL_PhaseCorr 100 pCASL_ShimCorrS_Hzmm 0 vis pCASL_Setup pCASL_ModuleTime pCASL_BOCorr pCASL_PhaseCorr ANNEXE A FICHIER METHOD BRUKER DE LA SEQUENCE PCASL EPI 127 pCASL_ShimCorrP_Hzmm 0 pCASL_ShimCorrR_Hzmm 0 pCASL_ShimCorrS 0 vis pCASL_ShimCorrS_Hzmm pCASL_ShimCorrP_Hzmm pCASL_ShimCorrR_Hzmm pCASL_ShimCorrP 0 pCASL_ShimCorrR 0 pCASL_NumOfPulse 3750 vis pCASL_ShimCorrS pCASL_ShimCorrP pCASL_ShimCorrR pCASL_ShimCorr pCASL_LabelGradMinTime 142 pCASL_LabelGradMinTimef 107 255617977528 pCASL_FrequencyList 2 38318 76 38318 76 vis pCASL_NumOfPulse pCASL LabelGradMinTime pCASL_LabelGradMinTimef pCASL_RFPhaseList 3751 O 184 99968 pCASL_RFPowerList 2 10 12 10 12 pCASL_GradS_ave 0 00744342657342657 vis pCASL FrequencyList pCASL RFPhaseList pCASL RFPowerList pCASL_GradS_max 0 0669908391608392 pCASL_GradS_min 0 112099123508071 pCASL_GradR 0 pCASL_GradDutyCycle 7 52389089437168 vis pCASL_GradS_ave pCASL_GradS_max pCASL_GradS_min pCASL_GradR pCASL_GradMaxDutyCycle 1471 84804071658 RephaseTime 1 6 SliceSpoilerDuration 1
108. a spin echo EPI sequence CASL EPI TR TE 3500 20 8 or 21 7 ms number of repetitions 30 matrix 128 x 128 resolution 250 x 250 pm x 1 mm Taeg 3 min30 s All acquisition parameters were similar between CASL and pCASL labeling parameters excepted The labeling radio frequency power was the same as for IE measurements the labeling average gradient was 5 mT m and the labeling maximum gradient was 45 mT m applied in the z direction The duration of one pulse of the labeling module was 400 us repeated each 800 ps Dynamic susceptibility contrast DSC imaging was eventually performed using a gradient echo EPI sequence TR TE 250 10ms number of average 1 voxel size 469 x 469 x 1000 pm Taca 2min30s Taca 2min30s Imaging ran continuously for 150s 600 images Thirty seconds after imaging onset a gadolinium chelate Gd DOTA 0 2mmolkg Guerbet S A Aulnay sous Bois France was flushed with 250 pL of saline with a power injector Syringe Pump PHD 2000 Harvard Apparatus Holliston MA USA 35mL min MRI data processing Determination of IE The IE of PASL was computed using Eq 6 1 The signal was measured close to the isocenter following a global inversion The complex ratio between the signal with inver sion cf Fig 6 3 and the signal without inversion was obtained and corrected for T relaxation i e x exp TT T1 where TI is the inversion time and T is the tissue longitudinal relaxation time We ass
109. abel control lt 10s alors r t t et m t t sont juste des fonctions de l intervalle de temps t t Avec ces d finitions AM t peut tre construit comme la somme sur l historique de la distribution d aimantation au tissu pond r e par la fraction de cette aimantation qui reste dans le voxel Apr s une impulsion d inversion la diff rence d aimantation art rielle est 20 Moy o Mo est l aimantation du sang l quilibre et a l efficacit d inversion que l on peut mesurer Mop n est pas vident mesurer il faudrait un voxel entier rempli de sang art riel Or lors d une imagerie de perfusion c r brale nous n avons pas de tels voxels C est pour cela que Mo est quasiment toujours approxim la valeur Mo A o Mo est une carte de l aimantation longitudinale l quilibre dans le tissu et A le coefficient de partition sang tissu de l eau De plus transformer ce param tre global en param tre local une valeur pour chaque voxel permet galement de s affranchir des probl mes d inhomog n it de champ B David C ALSOP et al 2014 Ensuite la quantit d aimantation d livr e un voxel entre t et t dt est 2aMo felt o f est le CBF Finalement la fraction de cette aimantation qui subsiste au temps t est r t t m t t En combinant ces diff rents l ments on obtient AM t 2Mo f c t r t t m t tdt 2 47a 2Mof c t amp r t m t 2 47b Pour d
110. adout with a bandwidth of 340 kHz The entire imaging protocol lasted about 1h per animal MRI data processing MRI data were analysed using software developed in the Matlab environment Mathworks Natick MA USA The inversion efficiency was measured with complex reconstruction of CASL GEFC sequences A region of interest ROI was manually drawn on the two carotids T he signals in control MS and in label M conditions were obtained as the mean signal across the 2 ROIs Then the ASL inversion efficiency was computed as _ Me Me 9 1 2M5 Da The Tj map was obtained using the following equation and a Levenberg Marquardt fitting algo rithm to the signal from each pixel as a function of TI MATI Mo x 1 2e 5 2 where M TT is the MR signal collected at each TI Mo the magnetization at thermal equilibrium and T the longitudinal relaxation time constant of tissue M and T are the fitted parameters First ASL perfusion maps were quantified using as a basis the standard kinetic model developed by Buxton et al BUXTON et al 1998 a single compartment model Assuming that the ATT is equal to the post labeling delay and Mj the equilibrium magnetization of arterial blood is approximated to M A where Mj is the Mo value of tissue we use the following simplified equation to quantify CBF mL 100 g min AAM x exp w T 2aM Tt x 1 exp T TT where AM is the signal difference between control
111. ajSliceOri No PVM_SPackArrSliceOrient 1 axial PVM_SPackArrReadOrient 1 L_R vis PVM_SPackArrNSlices PVM_MajSliceOri PVM_SPackArrSliceOrient PVM_SPackArrReadOffset 1 0 PVM_SPackArrPhase10ffset 1 0 vis PVM_SPackArrReadOrient PVM_SPackArrReadOffset PVM_SPackArrPhase20ffset 1 0 PVM_SPackArrSlice0ffset 1 0 PVM_SPackArrSliceGapMode 1 non_contiguous vis PVM_SPackArrPhase10ffset PVM_SPackArrSlice0ffset PVM_SPackArrSliceGap 1 0 PVM_SPackArrSliceDistance 1 0 8 vis PVM SPackArrSliceGapMode PVM_SPackArrSliceGap PVM_SPackArrGradOrient 1 3 3 1 0 00 100 01 NDummyScans 0 PVM_TriggerModule 0f f vis PVM_SPackArrSliceDistance StandardSliceGeometry NDummyScans PVM_TaggingOnOf f 0ff PVM_TaggingPulse 0 2 0 001 90 30 100 0 100 LIB_EXCITATION lt bp exc gt 50 0 001 0 0 0004 conventional PVM_TaggingDeriveGainMode By_DeriveGains PVM_TaggingMode SPAMM PVM_TaggingDir Tagging_grid PVM_TaggingDistance 1 PVM_TaggingMinDistance 0 001 PVM_TaggingThick 0 2 PVM_TaggingOffset1 0 PVM_TaggingOffset2 0 PVM_TaggingAngle 0 PVM_TaggingDelay 0 01 PVM_TaggingModuleTime 0 PVM_TaggingPulseNumber 1 PVM_TaggingPulseElement 0 04 PVM_TaggingGradientStrength 5 PVM_TaggingSpoilGrad 50 PVM_TaggingSpoilDuration 2 PVM_TaggingGridDelay 0 01 ANNEXE A FICHIER METHOD BRUKER DE L
112. alcul de phase une s quence singlepulse et mesur la phase du signal la sortie On voit clairement sur la Fig 3 6 la concordance entre la phase d entr e et la phase en sortie Les param tres de l acquisition sont TR 100 ms NR 6000 impulsion rectangulaire de 200 pis avec un angle de 5 3 5 Correction du shim dans le plan de marquage En neuroimagerie pour la recherche pr clinique on r alise souvent un shim de second ordre localis dans le cerveau Cela permet d homog n iser le champ Bo dans le cerveau Ainsi on am liore la qualit des images et on limite les d formations li es aux inhomog n it s de champ notamment en imagerie EPI Lors de l acquisition des donn es pCASL nous nous sommes rendus 92 3 5 CORRECTION DU SHIM DANS LE PLAN DE MARQUAGE compte qu avec un shim local de second ordre dans le cerveau l efficacit d inversion tait peu reproductible avec des efficacit s parfois proches de z ro En regardant de plus pr s les donn es et notamment les cartes de champ magn tique nous nous sommes apercus d une d gradation de l homog n it du champ magn tique Bo dans le plan de marquage lors de l application d un shim local de deuxi me ordre dans le cerveau cf Fig 3 7b par rapport un shim global premier ordre cf Fig 3 7a C est pourquoi dans toutes nos tudes avec de l ASL nous nous sommes plac s dans le cas d un shim premier ordre global Dans la seule tude p
113. amp Bo trach e notamment sont s lectionn es ce qui n am liore pas le shim Nous avons donc d abandonner cette option peu pratique r aliser en l tat du logiciel Bruker n cessite plusieurs manipulations de sauvegarde et de restauration des shims 3 5 2 Balayage de phase et pCASL Cette m thode requiert l acquisition d un pr scan et rallonge donc un peu le temps d acquisi tion total d environ 2 min Elle nous a permis d obtenir une reproductibilit d efficacit d inversion pour diff rentes valeurs de champ magn tique statique avec un shim premier ordre Le but de cette m thode est de d terminer la correction de l incr ment de phase appliquer entre deux impulsions de marquage pour obtenir le signal ASL maximal Pour d terminer cette valeur on balaye l ensemble des valeurs de correction possibles entre 0 et 360 En pratique la valeur de correction de phase est fournie en terme de fr quence dans les param tres de la s quence car on peut extraire une valeur de d calage en fr quence d une carte de champ et l appliquer sur la phase CHAPITRE 3 IMPLEMENTATION DE LA M THODE DE MARQUAGE PCASL 53 Shim 1 order global Shim 2 order local brain a b 0 500 a 1000 AG correction Hz C 1500 2000 2500 Fig 3 7 Coupe sagittale d une carte de champ au niveau d une carotide d sign e par les fl ches rouges a apr s un shim premier ordre global b apr s un shim se
114. ampComp PVM_EpiEchoPosition 30 4347826086957 PVM_EpiRampTime 0 06 PVM_EpiSlope 80 PVM_EpiEffSlope 76 3618483788938 vis PVM_EpiNShots PVM_EpiEchoPosition PVM EpiRampTime PVM_EpiSlope PVM_EpiBlipTime 0 1 PVM_EpiEchoDelay 8 482 PVM_EpiModuleTime 26 5392 PVM_EpiGradDwellTime 10 vis PVM_EpiEffSlope PVM_EpiBlipTime PVM_EpiEchoDelay PVM_EpiModuleTime PVM_EpiAutoGhost Yes PVM_EpiMaxOrder 1 PVM_EpiDoubleShotAdj In_Multishot vis PVM EpiGradDwellTime PVM EpiAutoGhost PVM_EpiMax0Order PVM_EpiAcqDelayTrim 0 499999999999998 PVM_EpiBlipsOff No PVM_EpiBlipAsym 0 vis PVM_EpiDoubleShotAdj PVM_EpiAcqDelayTrim PVM EpiBlipsOff PVM_EpiReadAsym 0 PVM_EpiReadDephTrim 100 PVM_EpiEchoTimeShifting Yes PVM_EpiEchoShiftA 1 0 001 PVM_EpiEchoShiftB 1 0 268866666666667 PVM_EpiDriftCorr No PVM_EpiGrappaSegAdj Yes vis PVM EpiBlipAsym PVM_EpiReadAsym PVM_EpiReadDephTrim PVM_EpiDriftCorr PVM_EpiGrappaThresh 0 05 PVM_EpiEchoSpacing 0 269866666666667 vis PVM_EpiGrappaSegAdj PVM EpiGrappaThresh EPI Corrections PVM_EpiEffBandwidth 3705 53359683794 PVM_EpiDephaseTime 0 6508 PVM_EpiDephaseRampTime 0 123 vis PVM EpiEchoSpacing PVM EpiEffBandwidth PVM EpiDephaseTime PVM_EpiPlateau 0 149866666666667 PVM_EpiAcqDelay 0 7108 PVM_EpiInterTime 0 06 vis PVM EpiDephaseRampTime PVM EpiPlateau PVM_EpiAcqDelay PVM_Ep
115. an Slices CBF tSNR Outlier Breath Heart N ml 100g min 96 BPM BPM CASL 1 120 1 23 4 35 83 6 0 3 3 4 2 63 9410 2 424 7 28 5 2 116 46 19 8 36 74 48 3 384 4 2 3 113 64 20 9 38 231 7 3 3 944 4 4 4 110 7 22 9 42 62 49 2 91 4 2 o 107 9 18 5 43 4 12 6 3 34 4 2 pCASL 1 106 3 20 9 35 84 2 7 60 9 9 62 14 7 6 434 2 29 4 2 107 84 21 4 365 2 8 6 0 9 9 3 109 2 16 6 37 8 6 8 6 3 10 5 4 107 64 18 8 40 9 6 7 6 04 9 9 5 108 34 15 0 42 3 11 0 6 0 9 9 Fig 7 4a shows the T maps obtained in one rat and used for CBF quantification The observed cortical T values were 1829 46 ms 1810 35 ms 1804 36 ms 1795 36 ms 1764 31 ms for slices 1 2 3 4 5 We observe a trend towards a T decrease with increasing slice number This might be due to erroneous estimates of TI for each slice On the T map the ventricle areas yield high T3 values gt 2300 ms At the basis of the brain high 7 values are observed at geometric distortions ascribed to susceptibility effects Example of CBF maps obtained with CASL and pCASL on the same animal are presented Fig 7 4b c Qualitatively CBF maps appear similar for CASL cf Fig CHAPITRE 7 ASL MULTI SLICES 105 7 4b and for pCASL cf Fig 7 4c Brain structures such as corpus callosum are equally well delineated with both sequences In both sequences we also observe some pixels with high CBF values which may be ascribed to arterial signals Fig 7 4d shows the relative CBF difference for this animal pCASL
116. anguine a galement pour but d vacuer les d chets produits par tout l or ganisme Le syst me vasculaire est compos globalement d art res vaisseaux r sistants et lastiques partant du c ur pour aller vers les organes de veines vaisseaux partant des organes pour aller vers le c ur et enfin de capillaires lieu d change entre le sang et les tissus Dans ce travail de th se je me suis int ress principalement deux localisa tions du r seau vasculaire e la partie commune des art res carotidiennes et les art res vert brales situ es dans le cou cf Fig 1 6 lieu o s effectue le marquage en ASL comme nous le verrons plus loin Ces art res se rejoignent au niveau du polygone de Willis avant d irriguer l ensemble du cerveau e les capillaires sanguins au niveau du cerveau qui poss dent la parti cularit d tre entour s d une Barri re H mato Enc phalique BHE filtrant de mani re tr s s lective les l ments du sang de fa on pro t ger le cerveau de mol cules pouvant lui tre n fastes Fig 1 1 R seau vas culaire du corps hu main a x Valve Basal lamina Erythrocyte Lumen red blood cell I Pericyte Ma Endothelium Endothelium Basement D membrane San Smooth R muscle Internal Smooth elastic lamina muscl 3 P Basement Endothelium membrane External e
117. antes e Gmax gradient maximum qui est appliqu pendant les impulsions RF e Gmin gradient minimum qui est appliqu entre les impulsions RF 46 3 2 DEROULEMENT DE LA SEQUENCE CHRONOGRAMME Gave gradient moyen pendant le marquage LT Labeling Time dur e totale de l ensemble des cycles OPT One Pulse Time dur e d une impulsion PRT GRT TOL Pulse Repetition Time dur e entre le d but de 2 impulsions successives Gradient Rise Time temps de mont e des gradients de 0 Gmax Time Of Loop temps requis lors de la r alisation d une boucle if ou for GMT Gradient Minimum Time temps d application du gradient minimum GMT Gradient Minimum Time final temps d application du dernier gradient minimum PB amplitude moyenne du champ P sur un cycle t Us Agp Aw A Fig 3 1 Chronogramme d un cycle du module de marquage pCASL L ovale bleu signifie que ce cycle est r p t tous les Pulse Repetition Time L aire sous la courbe est d compos e en sous parties d nomm es par un num ro Ces identifiants sont ceux qui permettent de rep rer les aires dans le Tab 3 1 chronogramme de la Fig 3 1 Aires des gradients D lais utilis s sur nos syst mes Ai E GRTXG max 2 A TOL x E Aa OPT x Gi GRT xG az 4 2GrintGmar Ar GRTXxG in 97 AG min FG max Ag GMT x Ga A mE G RT X G nin 87 2 Dans le Tab 3 1 sont r f r
118. approximated the inversion efficiency to the labeling efficiency 90 To determine the inversion efficiency of CASL and pCASL a Gradient Echo Flow Compensa ted GEFC sequence TR TE 225 ms 5 ms matrix 256x256 FOV 30x30 mm number of ave rages 2 Taca 3 min50 s with a labeling module CASL labeling duration 200 ms postlabel delay lt 1ms pCASL pulse duration 400 ps pulse repetition time 800 ps labeling duration 200 ms postlabel delay lt 1ms was performed to measure blood magnetization in label and in control conditions The labeling plane was located 2cm upstream from the imaging plane in an area where carotids are approximately parallel to the z direction before the separation of the common carotid in external and internal carotids Due to hardware constraints the rms ampli tude of the radiofrequency field B was 5 4 3nT at 4 7 7 11 7T for pCASL and 5 5 3 pT at 4 7 7 11 7T for CASL In addition a CASL J A DETRE LEIGH et al 1992 D S WILLIAMS et al 1992 and a pCASL DAI et al 2008 sequence were acquired For the CASL acquisitions the labeling radio frequency power was the same as for IE measurements The average labeling gradient was 10mT m t ap plied in the z direction and the labeling duration was 3s The postlabeling delay was 200 ms which corresponds to the arrival time of arterial blood in rats anesthetized with isoflurane E L BARBIER SILVA et al 2001 Images were acquired through
119. ascular compartment into the blood slow solution i e labeled water never leaves the tissue voxel during the measurement time This hypothesis led to the following simplified equation AAM x exp Dt4 1 ee ae 2aMo J 5 4 lele ee A ta lt t lt t t JCU C ta X t ta c tr AAM x exp Dt A 1 A 3 ia Brea LOU iaa L_1 o 2aMo p T A Ct Ct E L_ 1 t gt t t gae g xt where t4 is the ATT t 223 ms and t 177 ms according to D THOMAS et al 2006 tz is the labeling duration 4s t t t4 vy is the volume of blood per unit volume of tissue ug 0 031 vj 0 028 according to VALABLE et al 2008 vbw is the blood water volume per unit volume of tissue uy Up vP v is the volume of water per unit volume of blood vb 0 7 according to NAKAGAWA et al 1995 PS is the permeability surface area product PS 155 mL 100g min according to TAKAGI et al 1987 A PS vow C 1 Tie D 1 Ti0 and J A D To process DSC data we first computed the change in R5 ARS over time using AR t Sin 22 5 6 where TE is the gradient echo time of the DSC sequence S t is the signal from each pixel over time and Sy is the mean baseline signal after equilibrium has been reached i e between 5s and 10s after imaging onset Then a gamma variate function H K T HOMPSON et al 1964 was fitted to AR3 t using the Levenberg Marquardt algorithm LEVENBERG 1944
120. ation of tissue and vessel MOTIVE signals In Magn Reson Med 54 2 p 333 342 DOI 10 1002 mrm 20550 cit p 10 KOBER Frank Guillaume DUHAMEL et Patrick J COZZONE 2008 Experimental comparison of four FAIR arterial spin labeling techniques for quantification of mouse cerebral blood flow at 4 7 T In NMR Biomed 21 8 p 781 792 DOI 10 1002 nbm 1253 cit p 68 KOBER Frank Isabelle ILTIS Patrick J COZZONE et Monique BERNARD 2005 Myocardial blood flow mapping in mice using high resolution spin labeling magnetic resonance imaging influence of ketamine xylazine and isoflurane anesthesia eng In Magn Reson Med 53 3 p 601 606 DOI 10 1002 mrm 20373 cit p 6 68 KOBER Frank Isabelle ILTIS Marguerite IZQUIERDO Martine DESROIS Danielle IBARROLA Pa trick J COZZONE et Monique BERNARD 2004 High resolution myocardial perfusion mapping in small animals in vivo by spin labeling gradient echo imaging In Magn Reson Med 51 1 p 62 67 DOI 10 1002 mrm 10676 cit p 68 70 KRAFFT Peter Thomas FRIETSCH Christian LENZ Axel PIEPGRAS Wolfgang KUSCHINSKY et Klaus F WASCHKE 2000 Mild and Moderate Hypothermia a Stat Do Not Impair the Coupling Between Local Cerebral Blood Flow and Metabolism in Rats en In Stroke 31 6 p 1393 1401 DOI 10 1161 01 STR 31 6 1393 cit p 86 KRAINIK A M VILLIEN I TROPRES A ATTY L LAMALLE J BOUVIER J PIETRAS S GRAND J F LE Ba
121. au dans le parenchyme c r bral sont commun ment mod lis s par un mod le gaussien de diffusion m P r ro t 95 e DE 2 45 7 Lo o Do 0 7 pm ms R A d GRAAF 2008 est le coefficient de proportionnalit entre le d pla cement quadratique moyen d un ensemble de particules et le temps coul ou temps de diffusion t Avec kpT d 6TNTR 2 46 o kg est la constante de Boltzmann T est la temp rature du milieu rp est le rayon hydrodyna mique de la mol cule et 7 la viscosit param tre variant d une structure l autre du cerveau 30 2 4 ARTERIAL SPIN LABELING ASL 2 4 Arterial Spin Labeling ASL En ASL on inverse l aimantation longitudinale des protons de l eau du sang pour cr er un bolus de sang marqu servant de traceur Toutes les m thodes ASL reposent sur le principe de l acquisition de deux images une avec l influence du sang marqu label et une seconde avec l influence d un sang non marqu control Les deux images tant acquises dans les m mes conditions de lecture les tissus statiques vont produire le m me signal aux effets de MT pr s La diff rence entre les deux images va donc d pendre de la quantit d aimantation apport e par le sang qui va diffuser dans les tissus c r braux Plus le marquage sera long plus vont s accumuler dans les tissus des spins dont l aimantation longitudinale a t modifi e par le marquage jusqu un tat d quilibre Cette
122. c une marge de quelques mm de part et d autre de la coupe d imagerie pour s affranchir de la zone de transition au bord de la coupe d inversion Dans un second temps on r alise l acquisition du m me plan d imagerie et avec le m me temps d inversion TI mais cette fois ci suite une inversion non s lective de l aimantation des spins de l eau dans tout le rat En g n ral l acquisition est r p t e plusieurs TI sur une plage donn e couvrant environ 5 fois le T du tissu Avantage inconv nient de la m thode PASL Cette m thode pr sente le d savantage de produire un bolus de sang marqu sang dont l aimantation a t invers e plus court que dans les CHAPITRE 2 IRM 31 autres m thodes ASL Le signal de perfusion est plus faible malgr une efficacit d inversion plus grande cf Fig 2 14 De plus la dur e de ce bolus d pend de la taille de la zone de couverture de l antenne et donc du placement du sujet NASRALLAH et al 2012 Ceci implique que nous ne pouvons pas conna tre les caract ristiques temporelles du bolus et nous ne pouvons pas quantifier le CBF Pour pallier ces probl mes des modules de saturation comme quantitative imaging of perfusion using a single subtraction QUIPSSII ont vu le jour Ce module sature le bolus un temps donn pour limiter la taille du bolus un d lai connu Il peut tre associ aux m thodes standard PASL Dans son impl mentation classique la m thode FAIR
123. cation est que la diff rence de signal entre ces deux images est seulement due l aimantation amen e par le sang AM non invers invers car l image control et l image label sont acquises dans les m mes conditions techniques et physiologiques donc les effets de MT saturation de coupes et autres devraient tre compens s lors de la soustraction des deux images Cela peut induire des erreurs si cette hypoth se ne tient pas notamment cause des effets de MT cf section 4 2 Les mod les utilisent des approximations diff rentes pour d crire la relation qui relie cette diff rence d aimantation AM au Cerebral Blood Flow ou flux sanguin c r bral CBF Mod le un compartiment Dans ce mod le d crit par BUXTON et al 1998 trois fonctions dans le temps sont d finies pour d crire la diff rence d aimantation AM e la fonction de distribution c t donnant la concentration art rielle normalis e en eau mar qu e arrivant au voxel au temps t e la fonction r sidu r t t donnant la fraction d eau marqu e qui arrive au temps t et qui est encore dans le voxel au temps t e la fonction de relaxation de l aimantation m t t donnant la fraction de l aimantation longitudinale originale marqu e amen e par les mol cules d eau qui sont arriv es au temps t et qui subsiste au temps t Si l tat physiologique reste inchang ce que l on suppose au cours de l acquisition d une paire d image l
124. cipales e shim correction des inhomog n it s de champ magn tique e spoiler d phasage des aimantations transversales non souhait es e encodage codage de l espace pour une acquisition d une image permet d obtenir une valeur de signal par pixel Pour le marquage en ASL on utilise principalement le gradient de s lection de coupe Ainsi si on cr e un gradient G dans la composante Z du champ magn tique u dBz dBz dBz on obtient un champ magn tique d pendant de la position r B r Bo G r kz 2 22 avec kz le vecteur unitaire selon la direction Z Si on se place dans le r f rentiel tournant la fr quence f25 la fr quence de pr cession varie spatialement selon l quation suivante wlr yG r 2 23 On comprend donc que si on applique une impulsion RF s lective en fr quence pendant l application de ce gradient on va perturber seulement l aimantation aux positions o la fr quence de Larmor locale correspond la fr quence RF On s lectionne donc spatialement une zone o l impulsion sera efficace en terme d inversion ou d excitation par exemple Des gradients de lecture et de phase permettent d encoder dans le signal recu les positions selon les deux directions de l espace de Fourier composant une acquisition IRM 2D 20 2 1 BASES PHYSIQUES DE L IRM 2 1 2 Relaxation Relaxation spin r seau ou longitudinale T Une fois l aamantation bascul
125. cit p 74 JUNG Youngkyoo Eric C WONG et Thomas T LIU 2010 Multiphase pseudocontinuous arterial spin labeling MP PCASL for robust quantification of cerebral blood flow In Magn Reson Med 64 3 p 799 810 DOI 10 1002 mrm 22465 cit p 33 52 101 KATO M T KOMATSU T KIMURA F SUGIYAMA K NAKASHIMA et Y SHIMADA 1992 Spectral analysis of heart rate variability during isoflurane anesthesia eng In Anesthesiology 77 4 p 669 674 cit p 6 KELLv M E C W BLAU et C M KERSKENS 2009 Bolus tracking arterial spin labelling theoretical and experimental results eng In Phys Med Biol 54 5 p 1235 1251 DOI 10 1088 0031 9155 54 5 009 cit p 86 BIBLIOGRAPHIE 117 KETTUNEN Mikko I Alejandra SIERRA M Johanna NARVAINEN Piia K VALONEN Seppo YLA HERTTUALA Risto A KAUPPINEN et Olli H J GROHN 2007 Low spin lock field T1 relaxation in the rotating frame as a sensitive MR imaging marker for gene therapy treatment response in rat glioma In Radiology 243 3 p 796 803 DOI 10 1148 radiol 2433052077 cit p 22 78 94 Kim S G 1995 Quantification of relative cerebral blood flow change by flow sensitive alter nating inversion recovery FAIR technique application to functional mapping In Magn Reson Med 34 3 p 293 301 cit p 30 KIM Tae et Seong Gi Kim 2005 Quantification of cerebral arterial blood volume and cerebral blood flow using MRI with modul
126. colas Pannetier atlas dans le cadre de mon master 2 et qui m a offert des outils pr cieux pour r ussir cette th se Merci Alexia Daoust pour les acquisitions auxquelles j ai pu participer et merci pour la transmission de tes connaissances en biologie et en thique animale Mn Un grand merci aux deux stagiaires que j ai eu l opportunit d encadrer partage de donn es aux cours de cette th se et qui ont contribu ce travail Fran ois Meneu et Lydiane Hirschler Une entreprise comme ce travail de th se ne pourrait tre men bien sans un soutien moral et de franche rigolade crash bug et d croissance exponentielle un grand merci tous le bureau R070 les tudiants et postdoc j esp re retrouver une ambiance de travail telle tous au long de ma carri re Mille merci ma famille et ma belle famille pour leur compr hension de mes choix timing ral long vous avez t un pr cieux soutien Merci mes parents c est gr ce eux si j ai choisi cette voit en m offrant une libert dans mes d cisions et en me transmettant tous au long de la vie la curiosit champ de vue largi de comprendre le monde qui nous entoure interpr tation des images Enfin le plus grand des merci prix nobel Morgane pour avoir tout fait pour que je puisse venir bout de ce travail il faudrait plus de page que n en contient ce manuscrit pour exprimer tout ce que cela repr sente pour moi
127. cond ordre local dans le cerveau c apr s un shim premier ordre global et avec un gradient simul pour corriger le champ Bo selon z d apr s un shim second ordre local dans le cerveau et avec un gradient simul pour corriger le champ Bo selon z Pour cela elle est multipli e par le Pulse Repetition Time ou temps de r p tition des impulsions PRT En fr quence nous avons choisi de faire un balayage de 1500 0 Hz avec un pas de 50 Hz Consid rant un PRT de 800 us cela correspond un balayage en phase de 432 0 avec un pas de 14 4 Une acquisition identique celle d une s quence pCASL EPI classique est effectu e except que le temps de marquage est r duit 1 5s une seule r p tition est r alis e l paisseur de coupe est de 4mm pour avoir assez de signal sans faire de moyennage et le temps de r p tition est de 2s Cela permet d obtenir la valeur de phase optimale en environ 2 min d acquisition On peut voir un exemple d acquisition sur la Fig 3 9 Le profil sur cette figure montre que l incr ment de phase est correct car on voit bien que le signal est maximal pour une correction de 0 et stable pour les valeurs de phase environnantes Par contre en pr sence d un shim de second ordre dans le cerveau on peut observer des asym tries de perfusion gauche droite dues une asym trie de marquage comme illustr sur la Fig 3 10 Mais cette technique seule n est pas suffisante avec un shim de second ordr
128. d pCASL sequences accounting for IE x indicates the results of Wilcoxon test across fields x P lt 0 05 P lt 0 01 x x x P 0 001 Boxplots represent the median central line the first and the third quartiles box and 95 of the confidence interval error bars Circles correspond to outlier e g outside 1 5 times the interquartile range above the upper quartile and below the lower quartile For the MTT less data were collected than for ASL especially at 4 7 T This was principally due to spikes in the raw data which could not be filtered out and prevented a fitting with the gamma variate Furthermore DSC acquisitions were less reproducible in our hands due to catheter issues e g catheter obstructed Finally we only collected MTT data for 6 rats at 4 7 T 13 rats at 7T and 8 rats at 11 7 T The CASL sequence showed a stable IE across animals at each magnetic field 80 7 4 5 84 1 1 1 72 6 3 9 at 4 7 1 11 7 T IE was however significantly lower at 11 7 T This reduction in IE could be ascribed to higher Bo inhomogeneities at higher magnetic field and or to a lower blood velocity in the carotids since heart rate was lower at this field The CASL sequence was also sensitive to residual MT effects especially at 11 7 T These residual MT effects arise from the asymmetry of the MT profile which was not accounted for in this study but may be corrected out in further studies The IE of pCASL appears more sensitive to the magn
129. d with the IR sequence yielded CBF values in line with those of literature We will now only consider this approach to Mo map unless mentioned otherwise The use of a T map instead of a single T value yields mixed results In animals who received a vehicle injection either approach yields similar absolute CBF values which are comparable between the ipsilateral and the contralateral areas The cortex and the striatum exhibit similar behaviors This is not surprising as they have similar tissue T1 both with and without manganese In animals who received manganese the use of a single T value yields CBF values too low lt 19 in the injected cortex compared to the non injected one but acceptable in the injected striatum If a T1 map is used instead both the cortical and striatal CBF values of injected animals become too high gt 19 It can also be observed that the variability of CBF estimates increases when a Ti map was used instead of a T3 value Keeping in mind that a reduction in T of 33 yields an underestimation of CBF of up to 1996 the use of a single T1 value appears from these results as the best experimental compromise between accuracy and variability when using the single compartment model Introducing two compartment model did not significantly impact the absolute CBF estimates To compute the CBF estimates we assumed that the ATT was 223 ms for the cortex and was 177 ms for the striatum D THOMAS et al 2006 This differenc
130. de RMN En effet c est gr ce celle ci que l on bascule l aimantation dans le plan transversal et que l on aura un signal d tecter dans la bobine de r ception Impulsions classiques Une impulsion classique consiste appliquer un champ RF dans une direction perpendiculaire au champ statique et la fr quence de Larmor Cela induit une rotation de l aimantation autour de la direction du champ RF L angle de rotation est directement proportionnel l int grale dans le temps de l amplitude RF La dur e d une impulsion classique est de l ordre de la ms pouvant aller de quelques dizaines de js plusieurs ms Les principales enveloppes pour la modulation de CHAPITRE 2 IRM 23 l amplitude du champ RF sont gaussienne sinus cardinal rectangulaire bloc pulse hermite Le choix d une impulsion se fait par un compromis principalement entre la dur e de l impulsion souhait e et sa s lectivit fr quentielle De plus en plus pour la s lection de coupe les enveloppes des impulsions RF sont calcul es num riquement avec les algorithmes de Shinnar Leroux PAULY et al 1991 qui optimisent l enveloppe de l impulsion en fonction des param tres souhait s comme l paisseur de coupe la bande passante la dur e de l impulsion l angle de bascule Dans la plupart des situations d imagerie ces impulsions suffisent cr er une image de bonne qualit Malheureusement ces impulsions pr sentent le
131. des acquisitions multi coupes de la s quence pCASL en utilisant une antenne volumique Ces travaux ont t encadr par Emmanuel Barbier et Jan Warnking et financ dans le cadre d une bourse CIFRE entre l ANRT et Bruker Chapitre 1 Physiologie du coeur au cerveau Sommaire 1 1 Circulation sanguine 5 1 1 1 Circulation g n rale 441 oc oO ET RR RO ORC sn EES 5 booked PRA RARI 6 Les carotides ociosas asa i 6 1 1 2 wMicro vascularisation s pe 646664 ox ok ox Lave sets 8 La perfusion c r brale 2 e o o 8 Les capillata i s ba eee eee EERE ee De Du 10 BE lt lt a Pisi LELLO 11 L2 De GOPVOSU 4 pa pa ea Re LS SEER SOG Be d e 9s 12 1 2 1 Le cerveau en fonctionnement 12 1 2 2 Les pathologies du cerveau 12 CHAPITRE 1 PHYSIOLOGIE DU C UR AU CERVEAU 5 Dans ce chapitre nous allons aborder les notions physiologiques utiles la compr hension des m thodes d IRM d velopp es dans ce travail de th se Nous allons voir les caract ristiques du trajet du sang du c ur jusqu au cerveau aux portes des cellules neuronales 1 1 Circulation sanguine 1 1 1 Circulation g n rale L appareil circulatoire permet l apport de toutes les substances n ces saires aux organes et cellules pour fonctionner cf Fig 1 1 par l interm diaire d un r seau de pr s de 150 000 km de vaisseaux sanguins La circulation s
132. dessoud et entra nait al atoirement une perte de l accord de l antenne On peut voir un exemple de d tection d outlier sur la Fig 2 9 Deux types de d tection sont r alis s TAN et al 2009 e sur la base de la moyenne spatiale d une image et en la comparant la moyenne de l ensemble des images Fig 2 9a e sur la base de la d viation standard spatiale d une image et en la comparant la d viation standard moyenne sur l ensemble des images Fig 2 9b En effet l intensit moyenne du signal dans l image peut rester stable malgr l alternance de bandes positives et n gatives recouvrant l image si celles ci se compensent en moyenne cependant la valeur de la Standard Deviation ou d viation standard SD sera plus lev e Le seuil de rejet des valeurs aberrantes est d termin l aide de la valeur 7 issue d un test de Thompson W R THOMPSON 1935 Il peut donc tre int ressant d acqu rir les donn es sous forme de r p tition plut t que de moyen nage Comme nous l avons vu cela permet d exclure des donn es corrompues qui auraient pu biaiser la quantification du CBF Pour nos mesures ASL nous avons effectu cette d tection sur la diff rence des images control label Toutes les r p titions qui sont consid r es comme valeurs aberrantes selon un des types de d tection sont exclues a 800 b 2400 E 600 D D w 2200 u 5 5 D 5 400 9 SO gt 200
133. deux compartiments 38 Dynamic Susceptibility Contrast DSC 40 Quantification du Tj sc Rea 40 Calcul de l efficacit d inversion 41 Mat riel IRM utilis acia 6 cee bd eee eri 2 42 2 8 1 Plateforme IRMaGe 24 4444 dues nn RU eh ti 42 Systenic 200 MHZ ux x6 rss edb wee 4o E xU a 42 Systeme 300 MHZ s s s sa saa ee a k aa AA A ea A 42 2 8 2 Plateforme RMSB Theix 42 Systeme D00 MHZ s gt rs a ee Roe Oe wR RRR ES emo i 42 15 16 2 1 BASES PHYSIQUES DE L IRM 2 1 Bases physiques de l IRM 2 1 1 Concept de base de la RMN Dans cette section nous allons exposer quelques l ments clefs des concepts physiques l origine du signal produit en Imagerie par R sonance Magn tique IRM Les l ments introduits ici ont t choisis pour leur lien avec les travaux que nous avons r alis s Pour chaque rappel th orique des exemples correspondant nos travaux sont pris Comportement d un spin La base de l IRM repose sur le ph nom ne de R sonance Magn tique Nucl aire RMN La RMN tire son origine des propri t s magn tiques des noyaux En effet certains noyaux poss dent un moment angulaire jn associ un moment magn tique m Ces deux param tres du noyau sont reli s par le rapport gyromagn tique m Yin 2 1 Le moment angulaire est quantifi par l op rateur vectoriel I jn Al 2 2 o h est
134. duration 6 400 ps pulse repetition time At 800 ys labeling duration 200 ms postlabel delay lt 1ms labeling average gradient Gave 5mTm and labeling maximum gradient G nax 45mT m applied in the z direction BI 5 7 7 pT mean B 3 1nT Blood magnetization in label and in control conditions were measured The labeling plane was located 2cm upstream from the brain center in an area where the common carotid arteries are approximately parallel to the z direction before branching into external and internal carotids The imaging plane to measure inversion efficiency was located at 14 mm from isocenter just before the separation of the common carotids The CBF maps were acquired using continuous ASL and pseudo continuous ASL For the CASL acquisitions the labeling radio frequency power was the same as for IE measurements The labeling average gradient was 10mTm applied in the z direction and the labeling duration was 3s The postlabel delay PLD varied from the first acquired slice at 200 ms to the last acquired slice at 600 ms which corresponds to the arrival time of arterial blood in rats anesthetized with isoflurane 102 Fig 7 1 Localizer images acquired using the specific labeling coil in the labeling region for RF transmission and reception in axial a sagittal b and coronal c direction with FOV 40x40mm d Photography of the specific RF transmit coil for the CASL pulses in the rat support E
135. e 67 7 BPM than that of the heart rate Finally Fig 6 6 d presents the CBF values from the pCASL sequence as a function of MTT All MTT values were clustered around a mean value except for two rats at 7 T probably due to a catheter issue There was however no correlation between CBF and MTT R 0 056 To evaluate the need of measuring IE at each experiment we compared CBF estimates obtained with a mean IE and with an individual IE For mean IE we took 82 6 the mean IE value obtained in this study across all rats The use of a mean IE did not increase the standard deviation across CBF values SD 15 mL 100g min for the CASL and the pCASL sequences at 4 7 T and 7 T However at 11 7 T the standard deviation across CBF values dramatically increased when the mean IE was used SD 45 for CASL and SD 99 for pCASL 160 160 140 140 120 CBF pCASL ml 100g min 120 CBF CASL ml 100g min 100 100 80 80 100 120 140 160 200 250 300 350 400 450 500 40 50 60 70 80 90 100 CBF pCASL ml 100g min Heart rate BPM Breath rate BPM y 1 178 x 110 606 R 0 056 CBF pCASL ml 100g min MTT s 100 200 300 400 500 40 50 60 70 80 90 100 Heart rate BPM Breath rate BPM Fig 6 6 Correlation between perfusion estimates and physiological estimates For each graph the red line represents the linear regression of the plotted data the corresponding equation is given at the top of the graph a CBF obta
136. e migraine On peut voir les changements de CBF engendr s par quelques pathologies dans le Tab 1 3 L amplitude de ces changements donne une indication sur la pr cision qu il serait souhaitable d obtenir en IRM de perfusion CHAPITRE 1 PHYSIOLOGIE DU C UR AU CERVEAU 13 Tab 1 3 Valeurs de changement relatif du CBF dans diff rentes pathologies Technique Esp ce Param tre Zone ACBF R f rences IRM 3T ASL Humain Altitude Lobe temporal 22 Marjorie VILLIEN et al 2013 IRM 3T ASL Rat 5 de CO Cortex 75 WEGENER et al 2007 IRM 1 5 T Angio Humain 100 de O2 Carotide interne 2076 WATSON et al 2000 CT Lapin Tumeur Lobe pari tal 41 CENIC et al 2000 IRM 11 7 T O Souris Isch mie Cortex 48 ZHU CHEN et al 2013 IRM 3T ASL Humain Age g s vs jeune Lobe frontal 24 Xv et al 2010 IRM 1 5 T ASL Humain Alzheimer Cerveau entier 11 D C ALSOP J A DETRE et GROSSMAN 20 Chapitre 2 IRM Sommaire 2 1 Bases physiques de VIRM 16 2 1 1 Concept de base de la RMN 16 Comportement dun spin zes sai gh ENS ete ox os 16 En pr sence d un ensemble de spins 17 La precession libre s e sa sa 4 epte oea p e 17 Le r f rentiel tournant 2 2 2 2 2 2 2 52 4 52 18 Champ RF tournant la fr quence de Larmor 18 Gradients de champ magn tique 19 deli RA
137. e n 8 no change of T on TY acquisition or wrong injection location or bleeding artefact in the imaged slice n 10 Surgery and manganese injection Hydrated manganese chloride 100 mM 30mgkg t MnCl H O M1787 Sigma Aldrich St Louis MO USA was dissolved in distilled water The pH was adjusted to 7 3 with 10 mM Tris HCl A vehicle solution composed of Tris HCl and water was prepared Both solutions were filtered through 0 2 1m membranes before use The animals were placed in a stereotaxic frame The coordinates were determined following the Paxinos and Watson atlas Paxinos and Watson 2004 A hole was drilled in the skull and a 34 G silice cannula Phymep France was implanted through this hole either in the cortex S1f anterior posterior 1 2 mm lateral 4 0 mm and ventral 3 0 mm or in the striatum anterior posterior 0 6 mm lateral 3 0 mm and ventral 4 4 mm Eighty nL of Mn solution or vehicle were instilled at a rate of 8nL min via a connected Hamilton syringe It has been reported that Mn is not toxic at this concentration CANALS et al 2008 Ten minutes after the end of the injection the cannula was retracted stepwise to avoid leakage of the tracer along the injection track After surgery the skin was sutured and animals received a local anesthesic bupivacain V toquinol France directly on the wound MRI acquisition Rats were equipped with a catheter in the ta
138. e appliqu dans le cerveau qui peut engendrer de fortes inhomog n it s dans le plan de marquage Nous avons donc essay de la combiner avec une correction des gradients 3 5 3 Gradients de corrections et pCASL Cette m thode n cessite l acquisition d une carte de champ qui inclut la zone de marquage dans le cou cf Fig 3 7 Dans le cas id al cette carte de champ devrait tre identique en tout point Ce que l on observe donc comme valeur c est l cart par rapport la moyenne du champ Bo d termin e lors de la phase des ajustements au d but de la session d imagerie Nous allons faire des mesures de fr quence sur cette carte de champ pour d terminer l offset en fr quence dwo par rapport la fr quence de Larmor au niveau du marquage On mesure galement le gradient 94 3 5 CORRECTION DU SHIM DANS LE PLAN DE MARQUAGE NE ASL dynamic shimming G X MJ ASL dynamic shimming dup Select the method of 1st order shim Select the method of 1st order shim apply during apply during LABELING ACQUISITION Shim methods Shim methods Local 1st order shim OK Global 1st order shim y Current shim Other 1st order shim Shim calculation Shim calculation 1 Choose approriate shim geometry Chosse method on new PRESS load 2 When choice is achieve press Launch Cancel 3 When setup is finish press OK Launch Cancel Fig
139. e du compartiment extravasculaire au compartiment vasculaire En utilisant la solution lente i e que l eau marqu e ne quitte pas le voxel durant le temps de mesure on obtient l quation de quantification suivante AM t 0 0 t tA 2 53a lie ele AM 2m oe a_n d EE t 2fm ae 7 T JOU a S t S ta tp 2 53b AM t 2 mDae P E DN an Cala De A 08 Cta 1 t gt ta tr 7 J J C J C C J 2 53c avec ta le temps d arriv du bolus 47 223 ms and 5 177 ms selon D THOMAS et al 2006 tz le LT 3 4s t 2 t t4 vp le volume de sang par unit de volume de tissu vf 0 031 ug 0 028 selon VALABLE et al 2008 vb le volume d eau du sang par unit de volume de tissu up vp vb wW v le volume d eau du sang par unit de volume de sang v 0 7 selon NAKAGAWA et al 1995 PS le produit perm abilit surface PS 155 mL 100g min selon TAKAGI et al 1987 A PS Vow C D p 1 Tib et J A D Ce qui nous donne les quations suivantes pour le calcul du CBF AAM x exp Dta 1 Cai oa 2aMo J 2 54 J C Cet Je A ls IC G6 ta lt t lt ta tr AAM x exp Dta 1 A P Mer DRS Lj o 2a Mo 5 3 5 e P zd 2 55 _ Ct Ctr _ 4 CD e t gt ta tL Nous avons utilis ces quations dans l tude de l impact du 7 du tissu sur la quantification du CBF par
140. e et MT 2 amp 3 444862684 eed eee x33 Compensation des asym tries du MT MT en fonction de l offset en fr quence et de l amplitude du champ B MUI lt CASL VS POL cor riadas ee AD MTI sur cerveau im sU uo m a a dass da Pa PASE COs 4466 6 x03 o3 5 33 80 3 X 939 290 i 45 1 Protocole exp rimental aos s esca mox 8664 Ee o xu d Rs WI DU iaia A PAL RL RL Acquisitions IRM e pippi RAS se S Traitement de donn es 4 3 2 R sultats de vasor activit e 68 4 1 MESURE DU T DU SANG Ce chapitre pr sente certains aspects d valuation des s quences ASL et de la quantification du CBF associ Les aspects de 7 du sang qui entrent en compte dans la quantification en ASL seront abord s dans une premi re partie Ensuite nous traiterons des effets de transfert d aimantation r siduel avec les s quences CASL et pCASL Enfin nous verrons la r ponse de la s quence pCASL un challenge gazeux de CO 4 1 Mesure du T du sang Le T du sang entre en compte dans les quations de quantifications cf Eq 2 52 et 2 54 et peu de valeurs existent dans la litt rature pour le rat Les valeurs de T3 du sang sont g n ralement extraite de mesure sur chantillon in vitro DOBRE et al 2007 Cela entraine des erreurs de quantification car la composition du sang change rapidement ex vivo oxyg nation h matocrite Hct Nous avons donc souhait mesurer
141. e fraction volumique une aiman 2002 tation et un temps de relaxation Enfin les changes entre les deux compartiments sont r gis par une constante d change le produit perm abilit surface PS qui va d finir le taux d aimantation chang e entre les deux compartiments La diffusion de l aimantation dans le voxel une fois sortie du lit vasculaire est suppos e instantan e La quantification n cessite la connaissance du produit perm abilit surface PS qui caract rise la perm abilit l eau des vaisseaux sanguins Il faut galement connaitre les volumes des diff rents compartiments Cela n cessite de nouvelles acqui sitions et ajoute des sources d incertitude Il cependant t montr que l erreur sur P5 induit une erreur faible sur la valeur calcul e de perfusion PARKES et al 2002 La complexit de ces mod les deux compartiments explique leur faible utilisation Mais nous verrons dans le chapitre 5 que cette notion de perm abilit limit e des capillaires l eau a son importance dans certaines situations pathologiques 2 4 4 La quantification en ASL Dans cette partie nous allons d crire les quations de quantification associ es aux mod les d crits pr c demment 36 2 4 ARTERIAL SPIN LABELING ASL Comme expliqu au d but de cette partie la fin d une exp rience d ASL on obtient une image label et une image control La premi re hypoth se dans les mod les de quantifi
142. e in ATT between cortex and striatum is in line with the difference in CBF values measured in this study Table 5 1 and in literature HANSEN et al 1988 To refine this approach ATT could be measured by use a DASL E L BARBIER SILVA et al 2001 BOTUS M VILLIEN et al 2013 bolus tracking ASL KELLY et al 2009 or time encoded Hadamard pCASL approach J A WELLS et al 2010 We also assumed a fixed permeability of the BBB to water set to 155 mL 100 g min TAKAGI et al 1987 With these assumptions the use of a two compartment model improved both the accuracy and the variability of the CBF estimates obtained with the 7 map For this model the use of a T1 map appears to be a better compromise between accuracy and variability than the use of a single Ti value To further refine the two compartment model the use of a map of the BBB permeability to water would be mandatory SCHWARZBAUER et al 1997 Emmanuel L BARBIER et al 2002 Based on our results we estimated that the BBB permeability to water should become 45 mL 100g min in the striatum to negate the residual difference reported in Fig 5 31 These results may not be transposed to the human subject directly Indeed the duration of the ATT strongly differs between the rat D THOMAS et al 2006 and the human subject WANG David C ALSOP SONG et al 2003 The relative time spent by blood magnetization in each of the two compartments blood tissue differ between species and is muc
143. e lorsque l on tait en pr sence d un gradient local gauche droite entre les deux carotides En effet dans ce cas la valeur de phase optimale entre les deux carotides diff re donc en appliquant un gradient inverse de celui mesur on place les carotides la m me fr quence La valeur de correction de phase est alors identique pour les deux c t s En pratique cette m thode s est av r e peu reproductible et contraignante 96 3 5 CORRECTION DU SHIM DANS LE PLAN DE MARQUAGE Fig 3 11 Illustration de la mesure d cart en fr quence et de gradient local dans le plan de marquage a Mesure illustr e sur une image axiale en cho de gradient compens e en flux b Mesure illustr e sur une image sagittale anatomique pond r e 75 c Mesure illustr e sur les cartes de champ des deux coupes contenant les carotides communes gauche et droite Labeling plane Offcenter Aw YGmax Az geo dwo Ad YGaveAzP RT YGZ AZ2PRT 5woPRT t us corr AU Ap Fig 3 12 a Illustration d un profil de fr quences d grad dw et du gradient de correction appliqu en z Georr b Chronogramme modifi avec la correction de gradient en z CHAPITRE 3 IMPLEMENTATION DE LA M THODE DE MARQUAGE PCASL 57 3 6 Simulations ASL Pour optimiser et comprendre l influence des param tres de la s quence pCASL nous avons modifi un code de simulation des quations de Bloch d velopp par Jan Wanrking pou
144. e rep re le syst me de spins est soumis un champ fictif Bi Bo t 2 Y Le champ effectif Bez Bric bi va donc basculer d une direction proche de z une position oppos e lors du balayage de Bo Pour simplifier l tude du mouvement de l aimantation on peut se placer dans le rep re z y z 24 2 1 BASES PHYSIQUES DE L IRM tournant autour de l axe y la fr quence angulaire da dt o a est l angle que fait By avec l axe z On a donc le mouvement de l aimantation dans un rep re o Beg est immobile dM 1 da o k est le vecteur unit align avec l axe y Si on v rifie la condition d adiabaticit condition de droite 1 1 d E d lini Z lyBes y 2 31a Ti T5 dt b 2 31b alors l aimantation M effectue un mouvement de pr cession autour de Beg Si M est initialement align avec Beg tant que l on respectera la condition d adiabaticit l aimantation suivra le champ effectif qui passe de z z on a donc bien une inversion La condition d adiabaticit peut tre d crite ainsi la vitesse de bascule doit tre n gligeable devant la pr cession de M Cela veut dire que soit la variation de B fict est lente soit b est lev Cette technique contient le terme rapide dans son appellation car cette inversion doit tre assez rapide pour pouvoir n gliger la relaxation terme de gauche des quations 2 31 Dans nos tudes nous avons utilis typiquement des imp
145. e spectre des macromol cules n est pas sym trique PEKAR et al 1996 HUA et al 2007 Cela implique que des r sidus de transfert d aimantation persistent m me apr s soustraction des images label et control Cet effet augmente avec le champ magn tique POHMANN et al 2011 comme nous le verrons dans le chapitre 6 Ces diff rentes limitations peuvent tre contourn es par l ajout d une antenne sp cifique pour le marquage comme nous le verrons dans le chapitre 7 mais cela implique un co t suppl mentaire et un tel mat riel n est pas toujours disponible pseudo Continuous Arterial Spin Labeling PCASL Historique La m thode de marquage pseudo Continuous Arterial Spin Labeling PCASL a t pr sent e la premi re fois au congr s annuel de ISMRM en 2005 par GARCIA et al 2005 Cette m thode a vu le jour suite aux contraintes sur le Specific Absorption Rate ou d bit d absorption sp cifique SAR et sur le mat riel des IRM cliniques qui dans la plupart des cas ne peuvent pas g n rer une impulsion continue de plusieurs secondes comme le n cessite la m thode continue De plus cette m thode permet de conserver un SNR et une efficacit d inversion quivalents ceux de la m thode CASL tout en permettant une acquisition multi coupes sans antenne de marquage sp cifique et sans effets de transfert d aimantation cf section 4 2 En 2007 un article de Wu et al 2007 pr sente l aspect th orique et des
146. e two methods is not complete R 0 4392 In this study the two ASL methods relied on a multi slice 2D imaging scheme Thus images were acquired with a variable PLD for ASL or variable TI for T map The results show that T and CBF estimates obtained with the CASL sequence vary with the slice number 3 5 reduction for T and 10 reduction for CBF between slices 1 and 5 This slight dependence will be further investigated In fact it could be ascribed to the use of erroneous sequence timing during data analysis This reduction in CBF may not be ascribed to the varying PLD and therefore to a reduced arterial contribution indeed slice 1 the last acquired slice did not show lower CBF estimates CASL and pCASL led to similar IEs signal noise tSNR and CBF values This suggests that the dedicated labeling coil did not induce MT effects via a coupling between the labeling coil and the volume transmit coil Additional analyses could be performed to further investigate this coupling e g use the Meontro instead of the M of the IR to quantify CBF for CASL and pCASL We did nevertheless be observe that the tuning matching of the volume coil was more difficult in the presence of the labeling coil A variable coupling between the labeling coil and the volume coil may explain in part the good agreement between the CBF estimates obtained at a group level but not at an individual level In addition the position of the labeling coil was slightly
147. e vaisseau simul e par un d calage dt x v de la position des spins tant donn que les d phasages dus la pr cession libre et aux gradients sont ind pendants on peut les intervertir dans le programme Des profils obtenus nous avons d duit l efficacit d inversion en mesurant la valeur d aimantation au d but du profil d inversion et en appliquant l Eq 2 63 y dt Biave OPT PRT LT Gay xtag RF generator dt OPT GRT PRT Gradient LT Gmax Gave generator EBENE HE i pu T T Free precession 10 e19u96 souanbas e E eh D 3 x O O lt 9 c O S 3 2 z Fig 3 13 Sch ma de l algorithme de simulation de l inversion adiabatique 98 3 6 SIMULATIONS ASL R sultat des profils d inversions Profil d inversion avec champ magn tique homog ne Nous avons d abord simul une inversion adiabatique induite par le flux dans le cas d un champ magn tique homog ne Le profil de l aimantation dans le plan sagittal est trac sur la Fig 3 14 avec les param tres suivants e T 2300 ms 77 e T2 50 ms 77 e Az 20mm edt 1x10 9s e BF 4pT e OPT 400 ps e PRI 800 ys e GRT 114 ys e LT 20ms e y 42 5764 MHz T t e Gmar 4bmTm e Gave 5mTm ev 400mms On trouve dans ce cas une efficacit d inversion de JE 94 Flux 0 8 0 6 0 4 0 2 0 0 2 0 4 0 6 0 8 A 25 20 Labeling Aimantatio
148. eadCenter PVM_EpiGrappaCoefficients 1 0 PVM_EpiTrajAdjYesNo Yes vis PVM EpiPhaseCorrection PVM_EpiGrappaCoefficients EPI Details PVM_EpiTrajAdjAutomatic Yes PVM_EpiTrajAdjMeasured Yes PVM_EpiTrajAdjkx 92 0 0 134116574862802 vis PVM EpiTrajAdjYesNo PVM_EpiTrajAdjAutomatic PVM_EpiTrajAdjMeasured PVM_EpiTrajAdjb0 92 0 0 0539149598631766 PVM_EpiTrajAdjReadvec 3 1 0 0 PVM_EpiTrajAdjFov0 32 PVM_EpiTrajAdjMatrix0 92 PVM_EpiTrajAdjBw 340909 090909091 PVM_EpiTrajAdjComp No PVM_EpiTrajAdjRampform Line PVM_EpiTrajAdjRampmode UserSlope PVM_EpiTrajAdjRamptime 0 06 PVM_EpiTrajAdjDistRatio 0 25 BwScale 85 vis PVM_EpiTrajAdjkx PVM EpiTrajAdjbO EPI_Trajectory EPI Parameters ExcPulseEnum hermite ExcPulse 2 2700 90 9 93022586468689 100 0 100 LIB_EXCITATION lt hermite exc gt 5400 0 1794 50 0 1024 conventional RefPulseEnum hermite RefPulse 1 26666666666667 2699 99999999999 180 0 0577271239293808 125 126 100 0 100 LIB_REFOCUS lt hermite rfc gt 3420 0 1794 0 0 1024 conventional PVM_GradCalConst 28600 vis BwScale ExcPulseEnum ExcPulse RefPulseEnum RefPulse RF_Pulses PVM_Nucleus1Enum 1H PVM_Nucleus1 8 lt 1H gt PVM_RefAttMod1 UserAdj PVM_RefAttCh1 18 8331771772458 vis PVM_GradCalConst PVM_NucleusiEnum PVM_Nucleusi PVM_RefAttModi PVM_RefAttStat1 1024 l
149. ebacker A Daoust S K hler J Voiron J M Warnking E L Barbier INTRODUCTION Cerebral blood flow CBF is a central diagnostic parameter for numerous pathologies such as tumor stroke traumatic brain injury dementia as well as in ageing Arterial spin labeling ASL helps create a perfusion map using the endogenous water of blood as a tracer by inverting the magnetization of water protons in the carotid arteries upstream from the brain ASL can provide quantification of CBF This quantification is very important to monitor over time the impact of a drug or the natural evolution of a disease ASL sequences provide perfusion weighted maps whereas CBF maps are calculated based on a biophysical model of the ASL signal The most common model is the standard general kinetic model proposed by Buxton et al BUXTON et al 1998 This model takes into account several physiological parameters such as the arterial transit time ATT the longitudinal relaxation time of blood and of tissue etc In case of disease each of these physiological parameters may vary and thereby impact the accuracy of CBF quantification as well as the ability to robustly detect small CBF change over time For example the T1 of brain tissue can change in case of pathologies like tumors 16 in rat glioma at 4 7 T KETTUNEN et al 2007 ischemia 2 6 in rat middle cerebral artery occlusion at 7 T GRILLON et al 2008 in presence of oedema 73 in human peri
150. ed CBF values are stable across slices as shown in Fig 7 7 Fig 7 8a represents the CBF values obtained with the pCASL sequence as a function of that obtained with the CASL sequence There is a significant correlation between the two methods but R is only 0 4392 Fig 7 8b shows the same data as a Bland Altman diagram The mean difference is 1 6 76 and no bias is observed 106 S UNSI 15e4 n e S 5e4 3500 SION 1000 15e4 n e S 5e4 3500 OSION 1000 Fig 7 5 Temporal SNR maps obtained from the same rat a with the CASL sequence b with the pCASL sequence c and d mean and standard deviation of signal across experiment for each slice for CASL sequence e and f mean and standard deviation of signal across experiment for each slice for pCASL sequence CHAPITRE 7 ASL MULTI SLICES 107 Q 80 D CASL B pCASL o ac Z B i 2 rmm o o i i N o o 1 2 3 4 5 Slices O 140000 eo eo eo eo N ra o C o Oo 8 n 8 c n o D o o i EN E o 00 o 8 eo eo eo o WO 1 2 3 4 5 Slices Ce o o o o LO o LO t eo o eo eo o p 9 C 3 D n 3 O 5 o o UN o eo 9 o o gm de 9 Le E o N O a p r4 1 2 3 4 5 Slices Fig 7 6 Temporal SNR a mean b and standard deviation across time c for the 5 slices of CASL and pCASL acquisitions Whisker plots show the median central line the first and the third quartile box and 95
151. eeting Toulouse FRANCE Abstract No 47839 C S Debacker J M Warnking J Voiron S K hler and E L Barbier Multislice arterial spin labeling local labeling coil versus pCASL at 7T ESMRMB 30th Annual Scientific Meeting Toulouse FRANCE Abstract No 47842 J Bouvier S Castellani C S Debacker N A Pannetier Tropres A Krainik and E L Barbier Evaluation of multiparametric qBOLD in white matter a simulation study ISMRM 21st Annual Meeting Salt Lake City Utah USA Abstract No 3769 C S Debacker E L Barbier J Warnking and J Voiron ASL inversion efficiency for three methods and two magnetic fields ISMRM 21st Annual Meeting Salt Lake City Utah USA Abstract No 5965 C S Debacker J Warnking J Voiron and E L Barbier ASL inversion efficiency for three methods and two magnetic fields SMRM SCIENTIFIC WORKSHOP Perfusion MRI Amsterdam NETHERLANDS C S Debacker J Voiron J Warnking and E L Barbier Inversion efficiency in pulsed ASL from 4 7T to 11 7T Second best poster award SFRMBM inaugural congress Marseille FRANCE N A Pannetier C S Debacker F Mauconduit T Christen and E L Barbier Does r2 increase or decrease when contrast agent extravasates a simulation study ISMRM 19th Annual Meeting Montr al Qu bec CANADA Abstract No 2753 First co author 3 3 R sum Ce travail de th se principalement m thodologique s est int ress aux
152. eived Mn in the striatum First we can clearly see a signal increase in the area of manganese injection on T1 image IR MEDFT This difference is barely visible in the images obtained with the CASL sequence the control the label or the control label difference Fig 5 1a Finally Fig 5 1 shows example of the raw MRI data acquired with the IR sequence Fig 5 1b and with the bolus tracking sequence Fig 5 1c For these two sequences single pixel data and their corresponding fit are shown a Control AR s 0 20 40 60 80 100 120 Time s Time s Fig 5 1 Example of raw images obtained from one rat with injection of manganese in striatum a 77 ASL images and difference between label and control images b Inversion recovery data from one voxel and corresponding model fit and EPI image at TI 850 ms c DSC acquisition with an example of bolus fit on one pixel and the corresponding EPI image of bolus acquisition Cross correspond to experimental point and solid line to fitting of data Circle on image correspond to the plot voxel Fig 5 2 shows two examples of all the images collected on each animal one example for a rat after an intracortical injection of Mn and one example for a rat after an intrastriatal injection In both cases the injection site is clearly depicted on the 77 image and on the Ti map It is also faintly detectable on the two CBF maps computed with a reference Ti value and with a T map
153. enc es les aires des gradients et les d lais associ s chaque zone du t GRT 114yus to TOL 10us tg OPT t E GRTXGmax 47 Gmin mas 5 GmintGmax te GMT PR 2xGRT OPT TOL tr GMT tg ti Ch 114us Tab 3 1 D finition des aires des gradients et des d lais associ s CHAPITRE 3 IMPLEMENTATION DE LA METHODE DE MARQUAGE PCASL 47 3 3 Equation de la s quence pCASL 3 3 1 Th orie de l impl mentation Suppression des plans d aliasing Lorsque l on scinde l impulsion continue en plusieurs impulsions de type rectangulaire cela engendre un grand nombre de plans d aliasing situ s f n PRT n tant un entier Des impulsions plus s lectives permettent de supprimer en partie ces plans Dans l article de DAI et al 2008 une impulsion de type Hanning est propos e d crite par l quation suivante H t 0 5 0 5 cos 27t 3 1 Pour l impl mentation de la s quence nous avons donc cr une nouvelle enveloppe d impulsion RF cette impulsion n tant pas disponible sur nos scanners IRM cf Fig 3 2 Fig 3 2 Outil de visualisation des impulsions RF Bruker avec une impulsion de type Hanning Mais cette impulsion plus s lective ne suffit pas supprimer tous les plans d aliasing Il est n cessaire d augmenter le gradient de s lection de coupe pendant l impulsion ce qui permet d liminer les plans d aliasing cf Fig 3 3 En effet les plans d aliasing se trouvent z n
154. ental cerebral ischemia In J Magn Reson Imaging 22 6 p 741 744 DOI 10 1002 jmri 20453 cit p 34 THOMAS David L Mark F LYTHGOE David G GADIAN et Roger J ORDIDGE 2006 In vivo measurement of the longitudinal relaxation time of arterial blood Tla in the mouse using a pulsed arterial spin labeling approach eng In Magn Reson Med 55 4 p 943 947 DOI 10 1002 mrm 20823 cit p 22 78 THOMAS David Mark LYTHGOE Louise van der WEERD Roger ORDIDGE et David GARDIAN 2006 Regional variation of cerebral blood flow and arterial transit time in the normal and hypoperfused rat brain measured using continuous arterial spin labeling MRI In J Cereb Blood Flow Metab 26 2 p 274 282 DOI 10 1038 sj jcbfm 9600185 cit p 8 10 34 39 48 81 86 THOMPSON H K C F STARMER R E WHALEN et H D McINTOSH 1964 Indicator Transit Time Considered as a Gamma Variate In Circ Res 14 p 502 515 cit p 40 81 91 92 THOMPSON William R 1935 On a Criterion for the Rejection of Observations and the Distri bution of the Ratio of Deviation to Sample Standard Deviation EN In Ann Math Statist 6 4 p 214 219 DOI 10 1214 aoms 1177732567 cit p 27 91 103 TYLER Damian J Matthew D RoBson R Mark HENKELMAN Ian R YOUNG et Graeme M BYDDER 2007 Magnetic resonance imaging with ultrashort TE UTE PULSE sequences Technical considerations en In J Magn Reson Imaging 25
155. er quartile and below the lower quartile Chapitre 7 Apport d une antenne de marquage sp cifique pour l ASL C S Debacker J M Warnking S Kohler J Voiron E L Barbier INTRODUCTION The continuous arterial spin labeling CASL J A DETRE LEIGH et al 1992 D S WILLIAMS et al 1992 method is an MRI sequence to measure perfusion and in particular the cerebral blood flow CBF This sequence uses the water of blood as a tracer by inverting the magnetization of the proton spins using a flow induced adiabatic fast passage CASL provides a non invasive an accurate method to dynamically quantify CBF with a high SNR relative to other ASL sequences But when implemented on standard MRI equipment this method suffers from an incapacity to provide CBF measurements across multiple slices without a strong bias or loss of SNR D C ALSOP et J DETRE 1998 These limitations can be overcome with the help of an additional RF transmit channel and a specific labeling coil SILVA et al 1995 The pseudo continuous ASL sequence pCASL GARCIA et al 2005 DAI et al 2008 addresses and mostly removes these shortcomings In pCASL a continuous adiabatic inversion is imitated with a long train of very short rapidly repeated RF pulses transmitted using the standard RF coil The principal advantage of this sequence is that the labeling and control planes are located at the same place Thereby the magnetization transfer M T effects in cont
156. ervisor Roland THISSEN o LTQ Orbitrap spectrometer training o Planetology and Astrochemistry Education PhD in physics applied to life sciences at Grenoble University Grenoble France Grant from ANRT government agency and Bruker BioSpin MRI Master s Degree Medical Physics 13 20 Joseph Fourier University Grenoble France Bachelor s Degree Physics 12 20 Joseph Fourier University Grenoble France and Denis Diderot University Paris France Preparatory class for entrance to Grandes Ecoles mathematics and physics Jacques Decour high school Paris France High school diploma in sciences mathematics 15 20 Porte de Normandie high school Verneuil sur Avre France 1 3 Sports Photography Sciences Languages and informatics skills Languages Informatics o English conversational o OS Windows Unix o German 5 years o Progiciels Latex Matlab Microsoft Office o Programming language Matlab R basis of C C Personal interests Basketball point guard 10 years in club 2 years at university mountain sports climbing skiing hiking participation at two multisport raids mountain biking orienteering race Landscapes architecture retouching GIMP Astrophysics neurosciences References Dr Emmanuel Barbier Dr Jan Warnking Director Team 5 Functional Neuroimaging Researcher Team 5 and Brain Perfusion Grenoble Institute of Neurosciences Grenoble Institute of Neurosciences U836 Inserm U
157. es en valeurs las art res vert brales 8 1 1 CIRCULATION SANGUINE 1 1 2 Micro vascularisation Une fois que le sang a parcouru les art res carotidiennes puis les diff rentes bifurcations de ces ar t res jusqu aux art rioles celui ci atteint les capillaires sanguins c ur de la micro vascularisation Ce temps de transit des carotides lieu o l on effectue le marquage en ASL au plan d imagerie est appel Arterial Transit Time ou temps de transit art riel ATT Chez l homme il est com pris entre 1500 2000 ms du nouveau n la personne g e David C ALSOP et al 2014 Chez le rat les valeurs de ATT sont beaucoup plus faibles elles sont comprises entre 180 340 ms D THOMAS et al 2006 Une fois dans les capillaires le sang traverse la micro vascularisation en quelques secondes on mesure ce temps commun ment en calculant le Mean Transit Time ou temps de transit moyen MTT lors du passage d un bolus d agent de contraste Les valeurs sont assez variables dans la litt rature car l injection d un bolus n est pas toujours reproductible et varie d une exp rience une autre mais on trouve dans la litt rature des valeurs de MTT chez le rat de l ordre de 3s PANNETIER et al 2012 et chez l humain de l ordre de 6s Yudong ZHANG et al 2012 En pr clinique la d convolution par l Arterial Input Function ou fonction d entr e art rielle AIF m thode que l on ne d veloppera pas plus dans ce
158. es temps caract ristiques du sang e Dans le but d tre moins sensible aux variations de temps de transit entre le plan de marquage et le plan d imagerie un d lai entre la fin du marquage et l impulsion d imagerie est appliqu d oostlabtime L quation d volution de l aimantation au cours du temps est donc Mbaisseau t T dt 1 m r X Mbaisseau t r xX rada t gt 3 20 avec le terme de flux d fini par CBF x dt PS ae 3 21 F avec Myaisseau t dt l aimantation qui sera inject e dans le vaisseau Myaisseau t l aimantation dans le vaisseau avant qu elle soit renouvel e Mmarquage t l aimantation invers e d crite pr c demment C BF le flux sanguin c r bral dt le pas de temps et F la fraction volumique de sang dans le tissu Ces variations de l aimantation dans les vaisseaux peuvent tre visualis es sur la Fig 3 23 A l ins tant initial une impulsion de saturation 90 est appliqu e au plan d imagerie ce qui explique l aimantation longitudinale initiale nulle CHAPITRE 3 IMPLEMENTATION DE LA M THODE DE MARQUAGE PCASL 65 Impulsion Impulsion Imoulsion Impulsion i a de saturation d imagerie 1 i de saturation d imagerie Temps Temps Marquage Marquage T T E Toni postlabtime Transit transit Fig 3 23 Aimantation longitudinale dans les vaisseaux a Tiransit et Tpostiabtime gaux b Trostlabtime plus long que he Les
159. etic field than that of CASL when the phase offset between labeling RF pulses was not optimized With phase optimization the IE of pCASL reached that of CASL The good IE obtained at 11 7 T is promising for human studies with ASL at high magnetic fields for all methods For pCASL acquisitions at high field a pre scan to determine the phase increment appears mandatory This pre scan might be replaced by a fieldmap with a prediction of frequency offset and phase increment JAHANIAN et al 2011 Overall these results demonstrate that pCASL can yield stable CBF estimates across magnetic fields provided that it is properly optimized and that the IE is measured animal per animal CHAPITRE 6 ASL MULTI CHAMPS 99 a 3 3 e em Oo O 3 LC CN e O CASL E Bl PCASL D o Cv C o os n Cc HH o v gs i 2 8 e O 3 n o lt O 4 7 7 11 7 Field b o O LO St O O O St O O LO m o C m 5 D s un 2 o o OR o un O O O N O O LO rl O O O rc 4 7 7 11 7 Field Cs O CASL E pCASL eo WO oc Z U a o 25 O 4 7 7 11 7 Field Fig 6 9 Mean a and standard deviation b across time and temporal SNR c for 4 7 T 7T and 11 7 T for CASL and pCASL acquisitions Boxplots represent the median central line the first and the third quartiles box and 95 of the confidence interval error bars Circles correspond to outlier e g outside 1 5 times the interquartile range above the upp
160. ffet pour la simulation de l aimantation dans le voxel la perm abilit l eau des capillaires des vaisseaux vers le milieu extra cellulaire extra vasculaire a t prise en compte ainsi que la diffusion restreinte de l eau dans le tissu Par contre la formule 2 52 pr suppose une diffusion libre de l eau dans le voxel comme s il n y avait qu un seul compartiment l aimantation des vaisseaux diffuse instantan ment et librement dans tout le voxel Il serait int ressant d appliquer un mod le deux compartiments pour quantifier les erreurs commises sur la valeur du CBF dans les diff rents mod les de quantification Cet outil de simulation peut donc nous aider comprendre l origine et l volution du signal en ASL L avantage des simulations par rapport une exp rience in vivo est de pouvoir faire varier un seul param tre et de voir son influence sur le signal de perfusion et la quantification du CBF Chapitre 4 valuation de VASL Sommaire 4 1 4 2 4 3 Mesure du T du sang 4 448 2 4 e 9539 9 4 1 1 Acquisition pour d terminer le Ty du sang 4 1 2 Quantihcation du T du sang gt s isla Las we oO AE S 4 1 3 Mat riels et m thodes 4 1 4 R sultats et discussion aom ROS 4o 9 R3 o3 REL Effet de transfert d aimantation r siduel en ASL 4 2 1 MT sur cerveau fix dans une huile fluor e Temps de marquag
161. fil de vitesse correspondant chaque tape du cycle cardiaque extrait de Ku 1997 CHAPITRE 1 PHYSIOLOGIE DU C UR AU CERVEAU Y One Cardiac Cycle At Rest R p T ECG QIS i 4 i 1 a i I Diastole Systole ventriculaire ventriculaire i i I i i n I i i I D e i j j I i i E i i r i i wu 100 13 3kPa x 1 Aortic D pressure Uu ul Ventricular pressure 0 Atrial pressure dim Fig 1 4 Cycle cardiaque et pression sanguine associ e adapt de PAULEV 1999 courant de profil de vitesses dans le plan transverse d un vaisseau en supposant un flux laminaire contrairement la Fig 1 5 est la distribution parabolique MACCOTTA et al 1997 Miei s T avec r la distance par rapport au centre du vaisseau Umax la vitesse au centre du vaisseau et A le rayon du vaisseau On verra plus loin que cette vitesse du sang est un l ment qui peut influer sur l efficacit d inversion adiabatique induite par le flux pour inverser efficacement l aimantation du sang Fig 1 6 a Anatomie c r brovasculaire par angiographie CT avec reconstruction en maximum intensity pro jection MIP de carotides internes humaines adapt de ATTY et al 2005 b Sch ma des carotides chez le rat adapt de LONGA et al 1989 En rouge sont mises en valeur les carotides communes et la partie interne apr s la s paration carotides internes externes En vert a sont mis
162. finir les formes de ces diff rentes fonctions temporelles le mod le standard se base sur trois hypoth ses clefs e flux du bolus uniforme le bolus d aimantation invers e arrive apr s un d lai At ATT d lai de transit entre le plan de marquage et le plan d imagerie de mani re continue pendant une dur e 7 Labeling Time LT pour les s quences CASL et pCASL Pour les s quences PASL de type FAIR cette dur e d pend de la couverture de l antenne Cela nous donne la forme de la fonction de distribution qui est non nulle seulement dans l intervalle At lt t lt At 7 Pour une exp rience PASL c t exp t 71 et pour une exp rience CASL c t exp AM T3 e mod le un compartiment on suppose les changes d eau entre le sang et les tissus instantan s et on suppose galement que le rapport entre les concentrations d eau marqu e dans les tissus et les veines est constant et gal au coefficient de partition sang tissu de l eau A On obtient donc la forme de la fonction r sidu r t exp ft Al CHAPITRE 2 IRM 37 e extraction compl te de l eau des vaisseaux lorsqu elle arrive dans le voxel cette hypoth se donne la forme de la fonction de relaxation m t exp t T1 Avec ces l ments Eq 2 47 permet d obtenir des quations de signal ASL pour les m thodes PASL et CASL l quation pour la CASL tant galement utilis e pour la m thode pCASL PASL AM t 0
163. g ne par l h moglobine CHAPITRE 1 PHYSIOLOGIE DU C UR AU CERVEAU 9 Chez le rat la CMRO est de 2 26 0 18 pmol g min dans des conditions physiologiques normales ZHU Yi ZHANG et al 2007 La perfusion est un param tre important en m decine pour tablir un diagnostic ou mesurer l efficacit d un traitement En effet dans de nombreuses pathologies cette perfusion est perturb e notamment en cas de tumeurs d isch mies d Accident Vasculaire C r braux AVC ou de trau matismes cr niens Par exemple au cours d un traitement de tumeurs c r brales on peut observer des augmentations anormales ou des normalisations de la vascularisation qui impliquent des chan gements de perfusion donnant ainsi une indication sur l effet du traitement sur la tumeur JAIN 2005 Tous ces param tres sont d pendants les uns les autres cf Fig 1 7a et ces relations ne sont pas toujours lin aires Par exemple le flux sanguin c r bral reste stable malgr une augmentation de la pression art rielle sur une plage de pression art rielle donn e d une vasoconstriction cf Fig 1 7b Ainsi pour pouvoir comparer des mesures de param tres de perfusion obtenues succes sivement chez un animal ou chez diff rents animaux le rythme cardiaque ainsi que les principaux param tres physiologiques comme la temp rature la saturation en oxyg ne le rythme respiratoire doivent tre surveill s et maintenus le plus constant possible En effet
164. gen Extraction Fraction ou fraction d extraction en oxyg ne 8 OPT One Pulse Time ou dur e d une impulsion 61 P PA Pression Art rielle 8 PaCO Pression partielle en CO dans les art res 8 PASL Pulsed Arterial Spin Labeling 2 23 29 30 35 36 40 44 74 pCASL pseudo Continuous Arterial Spin Labeling 2 3 24 29 32 35 37 40 43 44 47 51 56 58 61 67 0 73 74 110 111 127 PLD Post Labeling Delay 29 31 32 37 71 PP Perfusion Pressure ou pression de perfusion 8 PRT Pulse Repetition Time ou temps de r p tition des impulsions 52 61 62 PS produit perm abilit surface 34 38 PV ParaVision 51 Q QUIPSSII quantitative imaging of perfusion using a single subtraction 30 R X Abbreviations RF Radio Fr quence 17 18 21 29 31 32 40 44 48 53 56 59 61 64 67 72 74 RMN R sonance Magn tique Nucl aire 15 18 21 25 ROI Region Of Interest ou r gion d int r t 25 53 54 58 75 S SA Short Axis 6 68 SAR Specific Absorption Rate ou d bit d absorption sp cifique 32 61 110 SD Standard Deviation ou d viation standard 26 SNR Signal to Noise Ratio ou rapport signal sur bruit 25 32 44 SO saturation en oxyg ne 8 T T1 temps de relaxation longitudinale 2 19 20 28 29 38 40 63 67 69 70 74 75 110 127 T temps de relaxation transversale 19 20 23 27 63 74 T temps de relaxation transverse avec inhomog n it s de champs 19 20 39 TDM tomodensi
165. gie entre ces deux tats est 0 AE yhB Energy eV On d finit la fr quence angulaire de transition ou fr quence de Larmor par la relation Iwo Y Bo 2 6 Avec ces l ments on peut comprendre la base du ph nom ne de r sonance magn tique nucl aire C est une transition entre deux tats d nergie induite par un champ magn tique dont le spectre de fr quences contient la fr quence de Larmor La principale propri t utilis e en IRM est que la fr quence de transition entre les niveaux d nergie est proportionnelle l intensit du champ magn tique Ainsi en pr sence d un champ magn tique dont l intensit varie spatialement la fr quence de Larmor est d pendante de la position CHAPITRE 2 IRM 17 En pr sence d un ensemble de spins Les quations pr c dentes d crivent le comportement d un seul moment magn tique nucl aire Dans les tissus nous sommes en pr sence d un ensemble de noyaux Pour un ensemble de noyaux dans un champ magn tique et l quilibre thermique la r partition entre les deux niveaux d nergie se fait selon la statistique de Boltzmann ny AE E 2 7 M4 la er i o n est le nombre de noyaux dans un tat de haute nergie moment magn tique anti parall le au champ n est le nombre de noyaux dans un tat de basse nergie moment magn tique parall le au champ T la temp rature absolue kg la con
166. giques BROWN et al 2003 John A DETRE WANG et al 2009 POLLOCK et al 2009 34 2 4 ARTERIAL SPIN LABELING ASL Label Control d Labeling Imaging x Labeling Imaging b Labeling Imaging q Labeling Imaging RF Give 0 mT m Gave 0 mT m G ELM PV PA LIE PIO PIO e e a TR TR Fig 2 15 Fonctionnement d une s quence pCASL a Repr sentation sch matique de l exp rience label le sang des carotides sera marqu sur un cerveau de rat gris et les carotides rouge le plan de marquage est en bleu et le plan d imagerie en rouge b Chronogramme associ l exp rience label EPI d signe le module de lecture PLD le post labeling delay TE le temps d cho et TR le temps de r p tition c Sch ma de l exp rience control le sang des carotides n est pas marqu le marquage est en vert d Chronogramme de l exp rience control On peut noter que la valeur moyenne du gradient est nulle et que la phase entre deux impulsions s inverse le protocole ne conduit pas l inversion de l aimantation du sang FERRE et al 2013 David C ALSOP et al 2014 En recherche pr clinique les d veloppements sont moins nombreux mais on trouve des applications de l ASL pour diff rentes pathologies c r brales comme nous pouvons le voir dans le Tab 2 3 Tab 2 3 Quelques applications pr cliniques du marquage de spins art riels Esp ce Etudes S quence r f rences Rat Isch mie FAIR D L THOMAS 2005 Rat Isch mie CASL D
167. h more in favor of tissue for the rat Therefore the impact of a change in 7 will be more pronounced in the rat Tissue T impacts the quantification of CBF Despite this strong effect the best compromise CHAPITRE 5 ASL ET T between accuracy and variability is the use of a single 7 value when using a single compartment model for CBF quantification A reduction in 7 of about 33 96 however yields an error in CBF up to 19 This error is however region dependent and does not scale linearly with the reduction in T1 To fully obtain the benefit of the use of an additional T map a two compartment model is needed This model nevertheless requires several additional estimates such as AT T and permeability of the BBB to water which currently prevent its use in routine studies ROI averages value of parameters MEAN SD between rats Control 852 c 1 879 64 10 6 3 3 10 2 2 8 6 9 1 5 6 9 1 4 Tab 5 1 Cortex Mn ADC um s Ipsi 785 40 Contro 778 43 Bolus MTT s Ipsi Pile 28 Contro T Eu Bolus TO s Ipsi 6 8 1 4 Contro 6 8 1 3 TI ms Ipsi 1082 196 Contro 1616 52 CBF ml 100g min Mi eque Ipsi 163 54 Contro 242 40 My Tr Ipsi 245 61 Contro 247 43 Mo Ti Ipsi LEE 98 Contro 138 28 Mo TP Ipsi 166 46 Contro 140 29 CBF ml 100g min two compartment Moe Tru Ipsi 152 50 Contro 225 E 31 MESSE TI Ipsi 191 54 Contro 228 39 MIR
168. haque voxel au cours du temps et So est la moyenne du signal de la ligne de base apr s que l tat d quilibre soit atteint et avant l arriv e du bolus On ajuste une fonction gamma d riv e EVANS 1959 H K THOMPSON et al 1964 sur le change ment de 75 pour chaque voxel en utilisant dans notre cas un algorithme de Levenberg Marquardt LEVENBERG 1944 MARQUARDT 1963 AR5 t K t To exp 2 57 o K To a 6 sont les param tres ajust s Finalement le MTT du bolus peut tre d riv H K THOMPSON et al 1964 MTT B a 1 2 58 Dans nos travaux nous l avons utilis comme marqueur indirect de changement de CBF Avec cette quantification on obtient des valeurs de CBF et de CBV relatives Il faudrait une d convolution par AIF pour obtenir des valeurs absolues On peut d river le rCBV relatif ainsi rCBV K p Ta 1 2 59 et le Time To Peak ou temps au pic TTP TTP a8 2 60 La relation entre MTT et rCBF CBF relatif est donn e par l quation suivante rC BV MTT rC BF 2 61 2 6 Quantification du T D apr s les Eq 2 52 2 54 et 2 55 la valeur du 7 du tissu entre en compte dans les quations de quantification du CBF en ASL Pour mesurer cette valeur nous avons r alis chaque session d imagerie une s quence d Inversion R cup ration Cette s quence consiste appliquer une inversion dans le plan d imagerie et apr s un temps d inversi
169. hted echo planar imaging In Magn Reson Med 34 6 p 878 887 cit p 30 LANG E W J LAGOPOULOS J GRIFFITH K YIP A YAM Y MUDALIAR H M MEHDORN et N W C DonscH 2003 Cerebral vasomotor reactivity testing in head injury the link between pressure and flow eng In J Neurol Neurosurg Psychiatr 74 8 p 1053 1059 cit p 9 LEITHNER C K GERTZ H SCHR CK J PRILLER K PRASS J STEINBRINK VILLRINGER M ENDRES U LINDAUER U DIRNAGL et G ROYL 2008 A flow sensitive alternating inversion recovery FAIR MRI protocol to measure hemispheric cerebral blood flow in a mouse stroke model In Exp Neurol 210 1 p 118 127 DOI 10 1016 j expneurol 2007 10 003 cit p 70 LEVENBERG K 1944 A method for the solution of certain problems in least squares In Quarterly of Applied Mathematics 2 p 164 168 cit p 40 81 91 118 BIBLIOGRAPHIE LEVESQUE Ives R Paul S GIACOMINI Sridar NARAYANAN Luciana T RIBEIRO John G SLED Doug L ARNOLD et G Bruce PIKE 2010 Quantitative magnetization transfer and myelin water imaging of the evolution of acute multiple sclerosis lesions eng In Magn Reson Med 63 3 p 633 640 DOI 10 1002 mrm 22244 cit p 27 LIN Ai Ling Qin QIN Xia ZHAO et Timothy Q DUONG 2012 Blood longitudinal T1 and transverse T2 relaxation time constants at 11 7 Tesla eng In MAGMA 25 3 p 245 249 DOI 10 1007 s10334 011 0287 2 cit p 8 22 71
170. iSwitchTime 0 12 PVM_EpiReadDephGrad 0 074057091931459 ANNEXE A FICHIER METHOD BRUKER DE LA SEQUENCE PCASL EPI PVM_EpiReadOddGrad 0 372496821360458 vis PVM_EpiInterTime PVM_EpiSwitchTime PVM_EpiReadDephGrad PVM_EpiReadEvenGrad 0 372496821360458 PVM_EpiPhaseDephGrad 0 0579659067722728 PVM_EpiPhaseRephGrad 0 132493501193766 vis PVM_EpiReadOddGrad PVM_EpiReadEvenGrad PVM EpiPhaseDephGrad PVM_EpiBlipOddGrad 0 0218531468531469 PVM_EpiBlipEvenGrad 0 0218531468531469 PVM_EpiPhaseEncGrad 0 vis PVM_EpiPhaseRephGrad PVM_EpiBlipOddGrad PVM_EpiBlipEvenGrad PVM_EpiPhaseRewGrad 0 PVM_EpiNEchoes 92 PVM_EpiEchoCounter 46 vis PVM EpiPhaseEncGrad PVM EpiPhaseRewGrad PVM_EpiNEchoes PVM_EpiRampUpIntegral 0 5 PVM_EpiRampDownIntegral 0 5 PVM_EpiBlipIntegral 0 5 vis PVM_EpiEchoCounter PVM EpiRampUpIntegral PVM EpiRampDownIntegral PVM_EpiSlopeFactor 1 PVM_EpiSlewRate 4168 00042680324 PVM_EpiNSamplesPerScan 8464 vis PVM_EpiBlipIntegral PVM_EpiSlopeFactor PVM_EpiSlewRate PVM_EpiPrefixNavDur 0 PVM_EpiPrefixNavSize 0 PVM_EpiNScans 60 vis PVM_EpiNSamplesPerScan PVM_EpiPrefixNavDur PVM_EpiPrefixNavSize PVM_EpiNInitNav 0 PVM_EpiAdjustMode 0 PVM_EpiReadCenter 63 PVM_EpiPhaseCorrection 1 4 0 0787464427924641 0 0217301238743867 0 0394025999428329 0 0211372023338969 vis PVM_EpiNScans PVM_EpiNInitNav PVM EpiAdjustMode PVM EpiR
171. ibert d action diffusion al atoire Merci pour l investissement final afin d achever les corrections debuggage en fin de r daction Merci pour votre rigueur scientifique stabilit du champ et les connaissances documentation que vous m avez transmis et qui m ont permis de d couvrir balayage multi coupes avec joie le monde de la recherche scienti fique Je tiens galement remercier les diff rents ing nieurs de Bruker qui m ont aid s dans ce travail et tout particuli rement J r me Voiron qui m a d bloqu crtl alt suppr plus d une fois par ses connaissances techniques manuel d utilisateur Ainsi que Franek Hennel et Sacha Koehler pour leur aide sur la programmation make clean cproto depend de s quences Bruker J ai pu b n ficier au GIN d un grand soutien de la part des membres de la plateforme IRM de Grenoble IRMaGe avec R gine Farion et Emmanuelle Grillon et leur connaissance du petit ani mal imagerie anatomique Vasile Stupar Herv Mathieu et Olivier Montigon les experts des machines IRM reset lectronique et suppression de spike qui ont permis d acqu rir des images de qualit s et de confiance shimming Je les remercie grandement J ai galement pu b n ficier du soutien de l quipe de la plateforme RMSB de l INRA de Theix dans le cadre de mes acquisitions 11 7 T Amidou Traor Guy Bielicki et C cile Keller Je tiens remercier les diff rents collaborateurs avec qui j ai pu travailler dont Ni
172. ience label l affichage le signe des gradients est invers 50 3 4 ELEMENTS DE VERIFICATION DE LA SEQUENCE NS Ill n a pe a E Ed Ill H g i 1 y Ag Tek Stopped 148 Acs 13 Feb 12 15 46 12 M 1 0ms SOOKS s 2 Ops pt s DOY n Fig 3 4 Capture d cran d un oscilloscope connect un IRM Bruker Biospec 7T pendant le marquage dans une s quence pCASL La dur e d une impulsion est de 500 ys elle est r p t e tous les 1500 us Le signe du gradient selon z courbe rose est invers l affichage Les lignes jaunes d signent la valeur minimale des gradients pendant une exp rience control ligne du haut et pendant une exp rience abel ligne jaune du bas La courbe verte correspond aux impulsions RF 3 4 2 V rification spatiale Nous avons souhait v rifier galement les propri t s spatiales de l impact du module pCASL sur l aimantation en imageant le plan de marquage et le plan d imagerie Pour cela nous avons r alis une s quence pCASL avec une image axiale comme dans une acquisition classique et une seconde image sagittale pour visualiser la saturation due aux plans de marquage et d imagerie On peut voir sur la Fig 3 5 la diff rence dans le plan de marquage entre l acquisition abel et l acquisition control En effet lors de l acquisition control on r alise des impulsions en alternant la phase entre 0 et 7 donc m me dans les
173. ig 2 18 a Plot de la diff rence d aimantation AM entre le signal control et label d une s quence PASL en accord avec Eq 2 48 pour des valeurs de CBF 1 2mL g min Tj 1600 ms Tib 2230 ms 7 1s At 200 ms a 84 b Plot du terme q de Eq 2 49 c Plot de AM de Eq 2 50 d Plot du terme gss de Eq 2 51 Dans ce travail de th se pour quantifier les acquisitions CASL et pCASL nous avons mis en plus l hypoth se que l ATT est gal au PLD car la mesure du ATT n cessite une acquisition suppl mentaire et augmente le temps d acquisition total Un PLD de 200 ms a t choisi pour maxi miser le signal de perfusion tout en ne descendant pas en dessous des temps de transit couramment mesur s E L BARBIER SILVA et al 2001 pour ne pas induire de variation de mesure de CBF entre des zones poss dant des temps de transits diff rents Cela nous permet d crire l quation suivante qui a servi la quantification du CBF en ASL dans l ensemble de ce travail de th se AAM x exp w Tis x exp t T w Ti CBF 20 MoT1 x 1 exp 7 11 2 52 avec AM la diff rence de signal entre l image control et l image label A le coefficient de partage de l eau sang tissus 0 9 mL g HERSCOVITCH et al 1985 w le PLD 200 ms 7 le LT entre 3 et 4s a l efficacit d inversion mesur e par une acquisition suppl mentaire Mo est l aimantation l quilibre des tissus c r braux approxi
174. il vein for contrast agent injection MRI was performed at 7 T Avance III console Bruker Germany IRMaGe MRI facility with a volume transmit surface receive coil configuration The total acquisition time was around 1 hour After careful shimming the following coronal images were acquired Anatomical T gt weighted 75 imaging was obtained through a spin echo sequence TR TE 4000 33 ms voxel size 117 x 117 x 1000 pm number of average 1 acquisition time Tacg 4minl6s Anatomical 71 weighted 77 imaging was obtained through a MDEFT sequence TR TE 4000 3 5 ms voxel size 234x234x1000 um inversion time TI 1000 ms Taco 6 min36 s The apparent diffusion coefficient ADC was mapped using a spin echo EPI sequence TR TE 3000 30 ms voxel size 234 x 234 x 1000 pm 3 orthogonal diffusion directions b 0 and b 900smm number of averages 16 Te 3 min12 5 AT map was obtained using a non selective inversion recovery IR spin echo EPI sequence TR TE 10000 20 ms voxel size 234 x 234 x 1000 pm adiabatic inversion pulse 18 TI between 35 and 10000 ms number of average 1 Te 4 min 80 An ASL sequence was performed using continuous ASL CASL J A DETRE LEIGH et al 1992 D S WILLIAMS et al 1992 The labeling plane was located 2 cm upstream from the imaging plane in an area where carotids are approximately parallel to the z direction before the separation of the common carotid i
175. ilit l eau qui peut tre modifi e en pr sence de tumeurs ou d AVC On observe une perm abilit l eau diff rentielle de la BHE entre les zones du cerveau dans le cortex PS 3 31 0 20 ml g min et dans le corps calleux PS 1 81 0 25 ml g min SCHWARZBAUER et al 1997 Nous verrons plus loin cf chapitre 5 que la perm abilit l eau joue un r le important dans la quantification du CBF Une ouverture de la BHE peut tre observ e par IRM En effet lors de la r alisation d une exp rience de suivi de bolus en IR M on observe clairement un rehaussement du signal dans la tumeur Fig 1 10 Sch ma d une coupe d une unit neurovasculaire contenant la barri re h mato enc phalique adapt de ZLOKOVIC 2008 et non dans le tissu sain d l effet T de l agent de contraste extravas du lit capillaire Cette rupture expose la partie tumorale du cerveau des mol cules qui ne peuvent pas p n trer en temps normal ce qui peut donc engendrer des l sions encore plus grandes Cependant lors des traitements cette rupture va tre utile pour pouvoir amener les drogues aux tissus tumoraux et non aux tissus sains si les mol cules ont une taille ad quate On obtient ainsi un effet diff rentiel du traitement entre les tissus sains et les tissus tumoraux On peut aussi induire une ouverture de la BHE l aide d ultrasons focalis s pour am liorer l efficacit d un traitement MEAIRS et al
176. impulsion RF en IRM sont e l excitation cr e une aimantation transversale partir de la composante longitudinale de l aamantation par exemple par une rotation de 90 e l inversion inverse le signe de l aimantation longitudinale le plus souvent par une rotation de 180 e la saturation d truit l aimantation longitudinale e la refocalisation bascule de 180 l aimantation transversale La r cup ration du signal RMN s effectue par une bobine plac e perpendiculairement Bo cf section 2 1 5 Ainsi l aimantation transversale en pr cession va engendrer une force lectromotrice dans la bobine En RMN on observe donc uniquement la composante transversale de l aimantation Le signal recueilli est un signal RF qui permet la mesure tr s pr cise de la fr quence de pr cession de l aimantation transversale qui l a engendr e Gradients de champ magn tique Un scanner IRM poss de en plus de la bobine supra conductrice cr ant le champ magn tique Bo des bobines pouvant cr er des variations spatiales de champ magn tique Ces valeurs de va riations de champ magn tique au sein de l IRM sont beaucoup plus faibles que la valeur de Bo Sur les scanners utilis s pour les exp rimentations de cette th se le gradient maximum tait de 660mT m ce qui fait une variation maximale de l ordre de 130 mT sur la zone de couverture d une antenne corps entier de rat 20cm Ces gradients ont trois fonctions prin
177. ined with the CASL sequence as a function of CBF obtained with the pCASL sequence at 4 7T and TT b CBF obtained with the pCASL sequence as a function of the heart rate The dashed blue line and the corresponding equation in the blue contour corresponds to data adapted from KREIS et al 2011 describing the relation between perfusion and heart rate c CBF obtained with the pCASL sequence as a function of the breath rate d CBF obtained with the pCASL sequence as a function of MTT derived from the DSC acquisition e MTT as a function of the heart rate f MTT as a function of the breath rate CHAPITRE 6 ASL MULTI CHAMPS 97 DISCUSSION In this study we challenged the CASL and the pCASL perfusion sequences in healthy rats by measuring CBF values at three magnetic fields For each sequence the inversion efficiency was determined As expected the temporal SNR increased with the magnetic field but the inversion efficiency was lower at the highest magnetic field of this study 11 7 T Overall the pCASL yields the most stable perfusion values across magnetic fields In fact if one accounts for the lower heart rate of rats imaged at 11 7 T using the equation reported in KREIS et al 2011 with a correction according to the mean CBF value 142 mL 100g min at 4 7 T and 7 T one obtains CBF values of 154 mL 100g min at 11 7 T for pCASL sequence The CASL sequence was less stable across magnetic fields due to residual MT effects e UJ TI 3
178. ingle compartment model general kinetic model failed to provide CBF values in agreement with literature and comparable between ipsilateral and contralateral areas The use of a Mo map or proton density map is not originally part of the general kinetic model BUXTON et al 1998 but is strongly recommended in the ASL white paper David C ALSOP et al 2014 for it helps taking care of signal variations due to B inhomogeneities or to differences in transverse relaxation rates In this study we compared the use of an M obtained from the CASL sequence the control image as used in D S WILLIAMS et al 1992 E L BARBIER LAMALLE et al 2001 and an Mo map obtained from the IR sequence as used in D THOMAS et al 2006 Because of MT effects the Mo measure with the CASL sequence is lower than that measured with the IR sequence Therefore the CBF values computed with the Mf around 240 mL 100 g min are much higher than those obtained with the IR sequence around 140 mL 100 g min and much higher than CBF values reported in literature and obtained with autoradiography around 113 mL 100 g min FRIETSCH et al 2000 or 121 mL 100 g min KRAFFT et al 2000 in similar physiological conditions For a pCASL acquisition devoid of MT effect the Mo map could be the control image of the pCASL scan but after a correction if there is a partial relaxation in case TR is below 5 x T David C ALSOP et al 2014 In this study the use of the Mo map obtaine
179. ion d inversion sech80 de 15 ms r solution 0 469 x 0 469 x 1 5 mm inversion delay 30 ms le d clenchement est configur avec un d lai de d calage de 100 ms entre la descente du pic principal de l lectrocardiogramme et le signal d clenchant l acquisition On peut voir un exemple d acquisition sur la Fig 4 4 Heart ort axis view sh jh x d TI TI Tg i CT RESP ECG 1 trigger RESP Th Toth 2 d trigger of ECG Non selective inversion TRR 1 X Ne Fig 4 1 Sch ma d une s quence Look Locker pour l acquisition de carte 7 synchronis e sur les rythmes respiratoire et cardiaque Adapt de PRICE et al 2011 70 4 1 MESURE DU T DU SANG PA Pom aaa RE bai eci Fram Dn Sr r Pfa E afe Soglidoe O Poca cpm E Tames LT Megan Lene UU Lamina dia teie nn Tnm noi jud E bis 5 de Fig 4 2 Capture d cran du module physiologique SA instruments avec les r glages pour une acquisition synchronis e sur les rythmes cardiaque et respiratoire 4 1 4 R sultats et discussion Un exemple de carte de quantification du 7 est pr sent sur la Fig 4 4 On voit clairement la diff rence de T1 entre le ventricule gauche contenant du sang oxyg n et le ventricule droit contenant du sang d soxyg n cf image anatomique du coeur Fig 1 3 Cette diff rence entre les deux ventricules peut s expliquer galement par l arriv e de sang frais dans le ventricu
180. it d inversion de E 6 sans correction et de E 94 avec correction 2000 T T T I I e dG 1500 AG H 7 6Gz AGz 1000 r al 500 r 500 7 Fr quence Hz 1000 1500 7 2000 l l 40 35 30 25 20 15 10 5 0 5 Position mm Fig 3 15 Gradient de champ magn tique r siduel courbe bleue et gradient de correction courbe rouge ainsi que la somme des deux courbe verte 2119H mg Fig 3 17 Carte de champ apr s un shim 1 ordre global a et apr s un shim 2 4 ordre local dans le cerveau b Les deux fl ches d signent la ligne de pixels qui a permis de d finir le profil de fr quences utilis dans les simulations Profil d inversion avec un profil de fr quences issu d une carte de champ La correc tion appliqu e semble fonctionner sur un gradient r siduel constant mais en pratique le profil de fr quences n est pas lin aire au niveau du plan de marquage notamment en cas de shim du deuxi me ordre dans le cerveau Nous avons donc extrait un profil de fr quences directement sur une carte de champ proximit d une carotide cf Fig 3 7 On peut voir sur ces cartes que l cart en fr quence est beaucoup plus important en pr sence d un shim second ordre dans le cerveau que d un shim premier ordre global En tra ant une ROI autour de la zone de marquage on trouve une valeur de fr quence de 252 118 Hz dans le cas shim 1 ord
181. itt rature SCHWARZBAUER et al 1997 Emmanuel L BARBIER et al 2002 mais ce domaine reste tr s sous tudi Pour approfondir l impact de ces diff rentes mesures suppl men taires est ce que in fine on corrige une source de variabilit dans les donn es ou est ce qu on apporte du bruit suppl mentaire les outils de simulation num rique d velopp s dans l quipe 5 et au cours de cette th se pourront aider prouver les mod les de quantification Enfin un l ment important pour am liorer la stabilit et la qualit des mesures de CBF en ASL est la mise en ceuvre et l valuation du shim dynamique au second ordre En effet dans la situation actuelle les images sont acquises avec un shim de premier ordre donc leur qualit est potentielle ment en dec de ce qui serait accessible Un shim dynamique de second ordre permettrait d obtenir un shim de bonne qualit sur la r gion de marquage et donc une am lioration de la stabilit et de la qualit du marquage et d obtenir simultan ment un shim de bonne qualit sur la zone imager Ce point est particuli rement important pour la qualit du marquage de la s quence pCASL mais aussi pour s quence CASL Un des points principaux du d veloppement de la s quence pCASL seraient d tudier les corrections appliquer au module de marquage pour obtenir une efficacit d inversion reproductible dans les diff rentes conditions de shim et diff rents champs
182. k 40 wx eee eo ee D Aa J42 Mer atom paid int 3 4 3 V rification du contr le de phase 14 16 16 20 22 22 25 26 244 29 30 30 33 34 39 40 40 41 42 42 42 TABLE DES MATI RES iv 3 5 Correction du shim dans le plan de marquage ol 3 5 1 Shim dynamique et pCASL 4 4 sus sn bee nes 9x des 52 3 5 2 Balayage de phase et pCASL 52 3 5 3 Gradients de corrections et pCASL 53 26 MIA OS ASD aL 57 36 1 Profiled versi n s oses ae e Ho HAAS 57 3 6 2 Simulation d un voxel d imagerie en ASL 63 4 valuation de l ASL 67 AT Mesure QUES di 6an ana a ARR i 68 4 1 1 Acquisition pour d terminer le Ty du sang 68 11 2 Quantification du Ty du sang a x e Lie bow wee ew ee re a 68 4 1 3 Mat riels et m thodes a 69 4 1 1 R sultats et DISCUSSION s s se rs ew ow oom mo om mo we Ow Swe REE S 70 4 2 Effet de transfert d aimantation r siduel en ASL 71 4 2 1 MT sur cerveau fix dans une huile fluor e 71 4 2 2 MT sur cerveau in sittu 2 446 656 a x EOS DS 74 mE genos t ded Lt a 74 A FProtocole experimental iso 099 ER NN MS ES 75 4 3 2 R sultats de vasor activit osease A RA 76 5 ASLet 11 78 6 ASL multi champs 88 T ASL multi slices 100 A Fichier method Bruker de la s quence pCASL EPI 123 B Simulations d un vo
183. l efficacit d inversion Dans les deux conditions de d lai OPT 300 ps PRT 600ps et OPT 500 ps PRT 1500 ps un maximum d inversion est obtenu pour une valeur de Gave autour de 5mTm Le gradient maximum semble moins influencer l efficacit d inversion pour des d lais courts mais il est n cessaire de le maintenir lev par rapport au gradient moyen pour viter les plans d aliasing de marquage cf 3 2 Sur la Fig 3 22a l influence de la puissance de l impulsion RF et du gradient moyen sur l efficacit d inversion est trac e On remarque clairement qu une augmentation de Bj ve entra ne celle de l efficacit d inversion mais cela a aussi pour effet d augmenter le SAR et donc l chauffement de l animal Enfin sur la Fig 3 22b l influence de Biave et de la vitesse dans les carotides sur l efficacit d inversion peut tre visualis e L efficacit d inversion est relativement ind pendante de la vitesse du sang dans les carotides avec les valeurs de B que nous avons utilis es en exp rimentation Bj 5pT Pour des valeurs plus faibles de B B lt 3pT VIE diminue avec l augmentation de la vitesse dans les carotides On peut donc supposer un changement d IE avec les conditions physiologiques car la vitesse dans les carotides croit avec le rythme cardiaque KREIS et al 2011 Ces r sultats nous ont confort dans le choix de mesurer l IE pour chaque rat car celle ci d pend de l environnement physique par l inter
184. l first order shim was performed As previously described JUNG et al 2010 SHIN et al 2012 LUH et al 2013 JUNG et al 2010 SHIN et al 2012 LUH et al 2013 for pCASL sequences a pre scan was performed to determine the inter pulse phase increment that maximizes the perfusion signal cf Fig 7 2 To determine this value we swept the phase increment between 432 and 0 with a step of 14 4 The parameters of the readout module used in this sequence were the same as for pCASL EPI cf below except that the label duration was reduced to 1 5 s only one repetition was performed the slice thickness was set to 4mm and a repetition time of 2s was used This change reduced the acquisition time for the entire pre scan to 2 min 4s This scan is necessary due to the Bo inhomogeneities in the neck especially at high field The phase increment correction 09 found with this scan was added to the normal phase increment in the pCASL sequence Ad YGaveAzAt do ET This correction was used for the pCASL GEFC and the pCASL EPI sequences cf below For CASL and pCASL the inversion efficiency IE was measured using a Gradient Echo Flow Compensated GEFC sequence TR TE 225 ms 5 ms matrix 256x256 FOV 32x32 mum slice thickness 1mm number of averages 2 acquisition time Taeg 3 min50s with a labeling module CASL labeling duration 200 ms postlabel delay lt 1ms Gave 10mTm BIS 8pT mean By 8pT pCASL pulse
185. la constante de Planck r duite La conservation du moment angulaire implique que I soit constant pour tout tat du spin nucl aire Le module du moment angulaire est in hVI 1 1 2 3 o J est le nombre quantique de spin une propri t intrins que du noyau Les valeurs de I d pendent du nombre de nucl ons A et du nombre de protons Z de la fa on suivante e si A et Z sont pairs I 0 e si A est pair et Z est impair I est entier e si A est impair est demi entier En IRM on s int resse principalement aux spins du noyau d hydrog ne car l hydrog ne est l atome le plus abondant dans le corps et son rapport gyromagn tique est l un des plus lev s Comme on le voit dans l quation 2 8 l aimantation M est directement proportionnelle Y Dans la suite nous allons nous placer dans le cas o I 1 2 Dans ce cas et en pr sence d un champ magn tique statique Bo selon l axe z l effet Zeeman Magnetic Field nucl aire apparait cf Fig 2 1 Le nombre quantique de spin nucl aire peut prendre deux valeurs m 1 2 qui correspondent deux tats d nergie E myhB m 1 2 E myhB m 1 2 Fig 2 1 Effet Zeeman du noyau qui corres pond une lev e de d g n rescence par rap port au nombre quantique magn tique h E41 2 LB 2 4 Les moments magn tiques nucl aires dans un tat de basse nergie sont dits parall les et ceux de haute nergie antiparall les La diff rence d ner
186. lastic lamina Adventitia Capillaries Adventitia Arterioles Thoroughfare channel cross sectional area arteriole capillaries Fig 1 2 Les diff rents types de vaisseaux sanguins composant le r seau vasculaire Le coeur Le coeur est la pompe du syst me circulatoire qui per met d amener le sang dans tout le corps Il fonctionne comme deux pompes coordonn es la partie droite du coeur ram ne le sang d soxyg n pour le propulser vers les pou mons Le sang revient dans la partie gauche pour tre redis tribu vers les tissus du corps Le coeur pompe en moyenne entre 5 et 7L de sang par minute et peut atteindre 30 L par minute chez l humain Il bat un rythme d environ 75 Battements Par Minute BPM chez l tre humain au repos KATO et al 1992 Cette valeur est comprise entre 300 et 400 BPM pour un rat m le Sprague Dawley adulte veill AZAR et al 2011 Ce rythme cardiaque change sous anesth sie ILTIS et al 2005 KOBER ILTIS COZZONE et al 2005 BRUNS et al 2009 Les exp riences de ce travail de th se ont t men es sur des rats Wistar d environ 300 g inhalant 2 d isofluorane configuration dans laquelle le rythme cardiaque est en moyenne d environ 460 BPM Comme on peut le voir sur la Fig 1 3 le sang provenant des organes autres que les poumons par la veine cave donc pauvre en oxyg ne rentre par l oreillette droite et se dirige ensuite dans le ventricule droit pour tre expu
187. le 7 du sang in situ directement dans les ventricules du c ur du rat Nous avons test quatre approches de quantification du 71 par s quence d IR avec sans prise en compte de l efficacit d inversion dans l quation et avec sans une correction de saturation 4 1 1 Acquisition pour d terminer le T du sang Le Ti du sang est mesur par une s quence d inversion r cup ration d clench e avec le rythme respiratoire et cardiaque KOBER ILTIS IZQUIERDO et al 2004 avec une mission de l impulsion RF r alis e avec l antenne volumique lin aire Une acquisition de mesure de 7 du sang n cessite la pose d lectrodes sur la patte avant gauche et arri re droite et un positionnement de l animal avec le coeur situ au centre de l aimant De plus un module de lecture Look Locker EPI doit tre disponible dans la s quence IR ce qui permet de faire l acquisition des diff rents TI chaque impulsion d inversion comme on le voit sur la Fig 4 1 Cette s quence dure environ 30 min Toutes ces contraintes font qu une acquisition du T1 du sang n est pas possible pour chaque rat 4 1 2 Quantification du T du sang La quantification du T se fait par un ajustement des donn es plusieurs temps d inversion avec une quation classique d inversion r cup ration Un algorithme de Levenberg Marquardt a t utilis pour r aliser cet ajustement M TT Mo x 1 2ae Ti 4 1 avec M T
188. le droit au cours de la r cu p ration Le Tab 4 1 contient les valeurs de 7 du sang avec les diff rentes m thodes de calcul expliqu es pr c demment On trouve dans la litt rature des valeurs de 7 du sang comprises entre 1600 et 1900 ms D S WILLIAMS et al 1992 KOBER ILTIS IZQUIERDO et al 2004 ZHOU et al 2004 DOBRE et al 2007 VARELA et al 2010 4 7 T et des valeurs comprises entre 2070 et 2304 ms Emmanuel L BARBIER et al 2002 DOBRE et al 2007 LEITHNER Fig 4 3 Image du coeur au cours de la dias et al 2008 ESPARZA COSS et al 2010 GRGAC et al tole avec une s quence CINE FLASH avec 2013 7 T Ces mesures sont en g n ral r alis es sur des d clenchement cardiaque et respiratoire chantillons de sang Les seules valeurs coh rentes avec la litt rature sont celles d un calcul de 73 avec correction de saturation et sans prise en compte de l efficacit d inversion Dans nos premi res exp riences nous avons suppos l efficacit d inversion gale 1 et nous avons appliqu cette cor rection de saturation Dans ces conditions de quantification nous avons trouv une valeur de T3 du sang 7T de T 2230 ms coh rentes avec la litt rature c est cette valeurs que nous avons utilis es pour nos quantifications de CBF en ASL Mais cette correction semble s appliquer seulement aux tissus cerveau myocarde et pas au sang qui est suppos tre renouvel entre deux impulsions KOBER ILTIS IZQUIERDO et
189. ls du c ur Le sang venant des poumons donc plus oxyg n passe par l oreillette gauche puis le ventricule gauche pour se diriger vers l aorte On verra plus loin que cette diff rence de la saturation en oxyg ne de l h moglobine entraine un chan gement de 7 du sang d aux effets paramagn tiques dipo laires de la d soxyh moglobine dHb Lu et al 2004 Les battements du coeur sont entretenus par des impul 1 1 CIRCULATION SANGUINE Fig 1 3 Coupe sch matique du coeur se lon l axe long ou Long Axis LA sont en bleu les vaisseaux contenant du sang d soxyg n et en rouge du sang oxyg n les fl ches indiques le sens de circulation de sang a et selon l axe court ou Short Axis SA b Image IRM d un coeur de rat 7 T avec suppression du signal du sang selon LA c et selon SA d Les fl ches vertes d signent le ventricule gauche et les fl ches oranges le ventricule droit sur chaque image sions lectriques g n r es par le noeud sinusal que l on peut observer sur un lectrocardiogramme cf Fig 1 4 Ces impulsions vont se propager vers les oreillettes puis les ventricules engendrant d abord la systole contraction auriculaire puis la systole ventriculaire jectant le sang en dehors du coeur En l absence de stimulation le coeur se rel che c est ce que l on appelle la diastole le coeur se remplit de sang Il est important de connaitre ces diff rentes phases du cycle
190. lt m je je Ke 3 2 Fig 6 7 Example of perfusion maps obtained at 4 7 T and 11 7 T with the pCASL and CASL sequences in a rat post mortem This highlights that residual MT effects with CASL are more proeminent at high field As previously reported we observed a slight dependence between the heart rate and the CBF The impact of the heart rate may occur at two levels It impacts the IE R 0 52 but this impact is filtered out in this study since IE was measured and used for quantification on an individual basis The heart rate also impacts the CBF as observed in this study and in KREIS et al 2011 The rectal temperature was faintly below 37 at 4 7 T and 7 T The impact of body temperature on the CBF has previously been studied using autoradiography FRIETSCH et al 2000 This study suggests that a 2 C reduction in temperature yields an increased in CBF by 13 Accounting for the difference in physiological parameters one observed that the CASL at 4 7 T and 7 T and the pCASL all fields sequences yielded sable CBF estimates comparable to those reported in literature These results suggest that physiological monitoring heart and breath rate is of high importance when quantitative CBF values are to be measured 98 200 M M x 150 o Qo CBF ml 100g min 100 a 4 7T r4 H 7T BH 11 7T O PASL CASL pCASL Fig 6 8 Mean values of CBF for three magnetic fields and for the PASL CASL an
191. m diaire du champ magn tique et des conditions physiologiques par l interm diaire de la vitesse du sang dans les carotides Ce travail nous a permis d tablir les valeurs de gradients suivantes G 44 45mT m et Gave 5mTm Pour limiter les erreurs sur la phase nous avons minimis les timings de la s quence pCASL One Pulse Time ou dur e d une impulsion OPT et PRT aux valeurs OPT 400 ps et PRT 800 ps Sur les IRM 4 7 T et 7 T de la plateforme IRMaGe du GIN nous pouvons descendre 300 600 mais VIRM de la plateforme RMSB de l INRA de Theix nous ne pouvions pas CHAPITRE 3 IMPLEMENTATION DE LA M THODE DE MARQUAGE PCASL 63 atteindre de tels temps d un temps de mont e des gradients sup rieur 156 ps contre 114 ps En th orie minimis le PRI permet de r duire le d phasage et donc l erreur sur la phase En pratique nous n avons pas remarqu de diff rence significative entre ces deux jeux de param tres nous avons donc conserv 400 800 pour permettre une comparaison multi champs dans des conditions exp rimentales les plus proches possibles Gmax Gave Gmax Gave Gave MT m Gave mT m Fig 3 21 Efficacit d inversion simul e en fonction du rapport gradient maximal sur gradient moyen G nax Gave et du gradient moyen Gave Les param tres de simulations sont champ magn tique RF moyen Biave b UT vitesse du sang de 400 mms a OPT 300 ys et PRT 600 us ou b OPT
192. m e l image control de l acquisition ASL ou une carte de M issue de l ajustement d une s quence d IR T1 est le T apparent du tissu approxim une valeur moyenne dans les tissus ou une carte T3 issue de l ajustement d une s quence d inversion r cup ration 71 le temps de relaxation longitudinal du sang 2230 ms 7 T cf section 4 1 Mod les deux compartiments Pour la quantification du CBF avec un mod le deux compartiments nous nous sommes ap puy s sur un article de PARKES et al 2002 Dans ce mod le l quation de Bloch est tendue pour inclure les changes entre le compartiment du sang et le compartiment extravasculaire Ce mod le permet donc de prendre en compte la perm abilit des capillaires l eau dans la quantification du CBF Les hypoth ses faites pour ce mod le sont CHAPITRE 2 IRM 39 e l eau marqu e du sang entre dans un voxel par un capillaire et la partie non extraite ressort par un capillaire on n glige les compartiments veineux et art riels e le compartiment sanguin est bien m lang Pour d crire le mod le deux compartiments on peut repartir du mod le un compartiment pr sent juste en amont On le compl te par des l ments de perm abilit et on d crit s par ment les compartiments vasculaire et extravasculaire Dans ce travail de th se nous avons utilis ce mod le sur la s quence CASL en n gligeant le flux de retour de l eau marqu
193. mite PVM_SatSlicesPulse 1 5400 90 3 90962595140727 100 O 100 LIB_EXCITATION lt hermite exc gt 5400 0 1794 50 0 1024 conventional vis PVM_FovSatThick PVM_FovSatOffset PVM_SatSlicesPulseEnum PVM_SatSlicesDeriveGainMode By_DeriveGains PVM_FovSatGrad 1 3 O 0 0 0125874125874126 PVM_FovSatSpoilTime 2 PVM_FovSatSpoilGrad 20 vis PVM SatSlicesPulse PVM SatSlicesDeriveGainMode PVM_FovSatSpoilTime PVM_FovSatModuleTime 3 368 PVM_FovSatFL 1 0 PVM_SatD0 0 000124 PVM_SatD1 5e 05 PVM_SatD2 0 002 130 PVM_SatP0 1000 PVM_SatLp0 1 PVM_TriggerOutOnOff 0ff vis PVM FovSatSpoilGrad PVM_FovSatModuleTime Sat_Slices_Parameters PVM_PreemphasisSpecial No PVM_PreemphasisFileEnum default PVM_EchoTime1 20 784 vis PVM Trigger utOnO0ff Preparation PVM_PreemphasisSpecial Preemphasis 1Ht PVM EchoTime 0 375466666666667 PVM_NMovieFrames 2 RECO_wordtype _32BIT_SGN_INT RECO_map_mode ABSOLUTE_MAPPING vis PVM_EchoTimei PVM EchoTime PVM NMovieFrames RECO_wordtype RECO_map_percentile 2 1 99 99 RECO_map_error 0 0025 RECO_map_range 2 2147483647 2147483647 vis RECO map mode Method_RecoOptions MethodClass END 132 Annexe B Simulations d un voxel IRM a b 2 CA Permeability b 3 PNE Doan CA Diffusion Do Water Diffusion O O BVf R N Geometry generation Oo BVf R N Geometry generation O o
194. mming eng In Magn Reson Med 36 1 p 159 165 cit p 52 BOKKERS Reinoud P H Jochem P BREMMER Bart N M van BERCKEL Adriaan A LAMMERTSMA Jeroen HENDRIKSE Josien P W PLUIM L Jaap KAPPELLE Ronald BOELLAARD et Catharina J M KLIJN 2010 Arterial spin labeling perfusion MRI at multiple delay times a correlative study with H 2 15 O positron emission tomography in patients with symptomatic carotid artery occlusion eng In J Cereb Blood Flow Metab 30 1 p 222 229 DOI 10 1038 jcbfm 2009 204 cit p 33 BROWN Mark A et Richard C SEMELKA 2003 MRI Basic Principles and Applications en John Wiley amp Sons cit p 25 33 BRUNS Andreas Basil KUNNECKE C line RISTERUCCI Jean Luc MOREAU et Markus von KIEN LIN 2009 Validation of cerebral blood perfusion imaging as a modality for quantitative phar macological MRI in rats In Magn Reson Med 61 6 p 1451 1458 DOI 10 1002 mrm 21779 cit p 6 34 BUXTON R B L R FRANK E C Wonc B SIEWERT S WARACH et R R EDELMAN 1998 A general kinetic model for quantitative perfusion imaging with arterial spin labeling In Magn Reson Med 40 3 p 383 396 cit p 32 35 36 78 80 86 91 103 CANALS S M BEYERLEIN A L KELLER Y MURAYAMA et N K LOGOTHETIS 2008 Magnetic resonance imaging of cortical connectivity in vivo eng In Neuroimage 40 2 p 458 472 DOI 10 1016 j neuroimage 2007 12 007 cit p 79 CANTIN S M VILLIEN
195. mol cules ou de membranes cellulaires n est pas suffisamment long 1ms pour que ceux ci puissent tre d tect s en imagerie conven tionnelle Leur bande spectrale est assez large 10 50 kHz pour qu une impulsion hors r sonance i e diff rente de la fr quence de Larmor puisse les perturber contrairement aux protons libres 10 100 Hz cf Fig 2 10 L aimantation longitudinale des protons des macromol cules est ainsi d truite par l impulsion hors r sonance L aimantation des protons de l eau relax e est transf r e vers celle des protons des macromol cules g n rant indirectement un changement de signal des protons de l eau Ce ph nom ne est appel Magnetization Transfer ou transfert d aimantation G n ralement on utilise les deux param tres suivants pour d crire le MT le Magnetization Trans fert Ratio MTR 2 39 et la Normalized Magnetization 2 40 _M Mo_ Mair Mur M M M MTR 2 39 avec M l aimantation longitudinale de l chantillon apr s impulsion RF de MT Mo l aimantation l quilibre thermique My la contribution directe de l impulsion Mmr la contribution due au transfert d aimantation Le MTR est donc une mesure semi quantitative de la d croissance relative de l intensit du signal due l impulsion de MT M 0 1 MTR 2 40 Liquide pool RF pulse Macromolecular pool fo f Hz Fig 2 10 Bandes spectrales th orique
196. mulation pour un temps d cho de 10 ms que pour un temps d cho de 20 ms 66 3 6 SIMULATIONS ASL Fig 3 24 D tails de l aimantation longitudinale dans un voxel de simulation contenant 5 vaisseaux cercles entour s de tissu 311 ms apr s le d but du marquage alors que le sang marqu entre dans le voxel Le temps de transit est de 200 ms dans cette simulation La valeur de l aimantation est en unit arbitraire T Y My e di a A LA 0 100 200 300 400 500 600 700 800 0 100 300 400 600 ATT ms ATT ms Fi Va N A 700 600 500 400 PLD ms PLD ms 300 Fig 3 25 Variations de la valeur du flux sanguin c r bral CBF calcul partir de l aimantation transversale a 20 ms apr s l impulsion RF et b 10 ms apr s l impulsion RF aimantation obtenue partir de la simulation en fonction du temps Tyostiabtime et du temps de transit Transit Le CBF en param tre d entr e est de 1 8mLg min et Tiees de 1300 ms Les points verts correspondent JT oostiattume SUI panna de 200 ms Discussion de la simulation d un voxel ASL L cart entre le CBF attendu c est dire le CBF en param tre lors de la simulation et le CBF r ellement obtenu c est dire le CBF calcul partir de l aimantation du voxel est probablement d la diff rence des approximations faites d une part lors de la simulation et d autre part lors du calcul du CBF partir de l Eq 2 52 En e
197. n a u 715 10 5 Position mm Fig 3 14 Profil d aimantation avec inversion adiabatique induite par le flux avec un module pCASL en pr sence d un champ magn tique Bo le long de la carotide homog ne apr s 20 ms de marquage Profil d inversion avec un gradient de champ magn tique En pratique le champ magn tique n est pas toujours homog ne dans le plan de marquage notamment lorsque que l on r alise un shim de second ordre dans le cerveau Dans un second temps nous avons simul l inversion de l aimantation en pr sence d un gradient de champ magn tique r siduel dG 50 Hz mm avec un offset y02c mm cf Fig 3 15 Ces param tres se rapprochent d un profil de champ que l on peut observer en pratique On voit sur la Fig 3 16 la d gradation du profil d inversion en pr sence d un gradient r siduel CHAPITRE 3 IMPLEMENTATION DE LA M THODE DE MARQUAGE PCASL 59 courbe verte et donc l influence sur l efficacit d inversion Nous avons donc essay de corri ger l effet de ces inhomog n it s avec un d calage en fr quence un gradient de champ dans la direction z et un d calage en phase ce qu il est possible d int grer dans la s quence pCASL Les corrections appliquer sont cf Fig 3 15 AG dG Awo y0G Az zq et Ad y AG x Az Awo x PRT Comme on le voit sur la Fig 3 16 la correction corrige bien le gradient et on retrouve le profil de la Fig 3 14 On obtient une efficac
198. n ois EST VE Alexandre KRAINIK Patrick L vv Jan M WARNKING et Samuel VERGES 2013 Changes in cerebral blood flow and vasoreactivity to CO 2 measured by Ar terial Spin Labeling after 6 days at 4 350 m In Neuroimage DOI 10 1016 j neuroimage 2013 01 066 cit p 13 WANG Jiongjiong David C ALSOP Lin Li John LISTERUD Julio B GONZALEZ AT Mitchell D SCHNALL et John A DETRE 2002 Comparison of quantitative perfusion imaging using arterial spin labeling at 1 5 and 4 0 Tesla en In Magnetic Resonance in Medicine 48 2 p 242 254 DOI 10 1002 mrm 10211 cit p 88 WANG Jiongjiong David C ALSOP Hee Kwon SONG Joseph A MALDJIAN Kathy TANG Alana E SALVUCCI et John A DETRE 2003 Arterial transit time imaging with flow encoding arterial BIBLIOGRAPHIE DI spin tagging FEAST eng In Magn Reson Med 50 3 p 599 607 DOI 10 1002 mrm 10559 cit p 86 WARNKING Jan M et G Bruce PIKE 2006 Reducing contamination while closing the gap BASSI RF pulses in PASL In Magn Reson Med 55 4 p 865 873 DOI 10 1002 mrm 20843 cit p 24 WATABE Tadashi Eku SHIMOSEGAWA Hiroshi WATABE Yasukazu KANAI Kohei HANAOKA Ta kashi UEGUCHI Kayako ISOHASHI Hiroki KATO Mitsuaki TATSUMI et Jun HATAZAWA 2013 Quantitative Evaluation of Cerebral Blood Flow and Oxygen Metabolism in Normal Anes thetized Rats 150 Labeled Gas Inhalation PET with MRI Fusion en In J Nucl Med 54 2 p 283 290
199. n external and internal carotids The average labeling radio frequency power was B 5 5 1T the labeling gradient was 10mT m applied in the z direction and the labeling duration was 4s The postlabeling delay was 200 ms which corresponds to the arrival time of arterial blood in rats anesthetized with isoflurane E L BARBIER SILVA et al 2001 Images were acquired with a spin echo EPI sequence CASL EPI TR TE 4500 20 ms voxel size 234 x 234 x 1000 pm number of averages 30 Tac 4 min30 s For 28 animals the labeling efficiency a was assessed using the same ASL module as the one described above but combined with a gradient echo flow compensated imaging module CASL GEFC TR TE 225 5 ms voxel size 117 x 117 x 1000 pm number of averages 2 Taca 3min50s The labeling plane was positioned as described above Images however were acquired 6 mm downstream from this labeling plane Dynamic susceptibility contrast DSC imaging was performed using a gradient echo EPI sequence TR TE 250 10 ms number of average 1 voxel size 469 x 469 x 1000 pm Taca 2 min5 s Imaging ran continuously for 125s 500 images Ten seconds after imaging onset a gadolinium chelate Gd DOTA 0 2mmolkg Guerbet S A Aulnay sous Bois France was flushed with 250 pL of saline with a power injector Syringe Pump PHD 2000 Harvard Apparatus Holliston MA USA between 15 and 30mL min All EPI images were acquired using a single shot re
200. nating inversion recovery FAIR for perfusion functional MRI of rodent brain In NMR in Biomedicine DOI 10 1002 nbm 2790 cit p 22 31 91 NATT O T WATANABE S BORETIUS J FRAHM et T MICHAELIS 2003 Magnetization transfer MRI of mouse brain reveals areas of high neural density In Magn Reson Imaging 21 10 p 1113 1120 cit p 28 73 OGAWA S T M LEE A R Kay et D W TANK 1990 Brain magnetic resonance imaging with contrast dependent on blood oxygenation en In PNAS 87 24 p 9868 9872 cit p 12 OLSON J E M BANKS R V DIMLICH et J EVERS 1997 Blood brain barrier water permeability and brain osmolyte content during edema development eng In Acad Emerg Med 4 7 p 662 673 cit p 8 BIBLIOGRAPHIE 119 PANNETIER Nicolas Benjamin LEMASSON Thomas CHRISTEN Mohamed TACHROUNT Ir ne TROPRES R gine FARION Christoph SEGEBARTH Chantal R MY et Emmanuel L BARBIER 2012 Vessel size index measurements in a rat model of glioma comparison of the dynamic Gd and steady state iron oxide susceptibility contrast MRI approaches en In NMR in Biomedicine 25 2 p 218 226 DOI 10 1002 nbm 1734 cit p 8 PARKES Laura M et Paul S TOFTS 2002 Improved accuracy of human cerebral blood perfusion measurements using arterial spin labeling accounting for capillary water permeability eng In Magn Reson Med 48 1 p 27 41 DOI 10 1002 mrm 10180 cit p 35 38 8
201. nce du plan d imagerie mais ce n est pas le cas d au profil de raie non sym trique des macromol cules HUA et al 2007 Pour illustrer et quantifier cette dissym trie de l effet de transfert d aimantation dans nos param tres d exp riences nous avons donc trac le rapport M M en faisant varier la valeur de l offset en fr quence autour de la valeur th orique 17 23 mm Cette exp rience t r alis e avec les param tres suivants s quence CASL Number of Averages NA 25 temps de r p tition TR 8000 ms LT 8000 ms B 2 83 p T Comme on le voit sur la Fig 4 7 on trouve que pour compenser parfaitement les effets de MT entre l image control et l image label il faut appliquer un offset en fr quence de wcontrot 8041 Hz 4 7 T point b sur la Fig 4 7 et 7788 Hz 7 T point c sur la Fig 4 7 pour un offset de marquage de 8515 Hz cela CHAPITRE 4 VALUATION DE L ASL 73 correspond des offsets respectifs de 18 88 mm et 18 29 mm 4 7 T et 7 T au lieu des 20 mm th oriques e 4 71 n7T 1 05 E dla a y 0 0514x 1 4133 o ELA 2 O R 4 2 0 999 E a 0 95 0 9 y 0 0462x 1 3598 R 0 9993 7 7 5 8 8 5 9 9 5 10 control offset kHz Fig 4 7 Compensation du MT en fonction de l offset en fr quence de l acquisition control d une s quence CASL 4 7 T et 7 T sur cerveau de rat fix Point a fr quence
202. noble Institut des Neurosciences et portant sur l tude du cerveau sain et pathologique Ces travaux ont t r alis s en collaboration avec la soci t Bruker Nous avons montr une bonne reproductibilit cart type de l ordre de 20 mL 100g min des valeurs du CBF mesur es avec la s quence pCASL entre les sujets travers champs et travers coupes moyennant un pr scan d optimisation de la phase notamment haut champ magn tique Pour la s quence CASL avec marquage par une antenne volumique nous avons galement ta bli qu haut champ magn tique l asym trie du spectre des macromol cules devait tre prise en compte par une d termination pr alable de l offset du plan de de l impulsion ASL de contr le A 4 7T et 7 T la mesure de l efficacit d inversion ne semble pas indispensable si les acquisitions sont r alis es apr s un shim de premier ordre seulement En effet un shim au deuxi me ordre rend l efficacit d inversion tr s instable notamment pour la s quence pCASL Par contre cette mesure devient indispensable 11 7 T A 7 T l emploi d une antenne de marquage sp cifique a donn des r sultats quivalents ceux obtenus avec la s quence pCASL valeurs absolues de CBF variabilit des mesures Il sera int ressant de compl ter cette tude et d valuer l int r t d une antenne de marquage sp cifique en terme de SAR par rapport la s quence pCASL notamment Pour toutes les s quences il sera
203. ntinuous ASL approach CASL This comparison showed excellent inter animal and inter field reproducibility of the de veloped method In a second part we evaluated the influence of the longitudinal relaxation time T of brain tissue on the final CBF values For this we modified the tissue 7 by an intracerebral injection of manganese This study demonstrated the difficulty of taking into account the change in T of the tissue In a third part we evaluated the contribution of a specific labeling coil for the CASL approach by comparing measurements of CBF obtained with that of pCASL We found a good agreement between these two methods for all slices Our results also illustrate the significant contribution of magnetization transfer effects in CASL sequence The tools developed during this thesis were also used in several preclinical studies including brain tumors stroke and head trauma models Key words MRI perfusion brain rat ASL
204. ogy 208 2 p 410 416 cit p 100 ALSOP D C J A DETRE et M GROSSMAN 2000 Assessment of cerebral blood flow in Alz heimer s disease by spin labeled magnetic resonance imaging eng In Ann Neurol 47 1 p 93 100 cit p 13 ALSOP David C John A DETRE Xavier GoLAY Matthias G NTHER Jeroen HENDRIKSE Luis HERNANDEZ GARCIA Hanzhang Lv Bradley J MACINTOSH Laura M PARKES Marion SMITS Matthias J P van OscH Danny J J WANG Eric C WONG et Greg ZAHARCHUK 2014 Re commended implementation of arterial spin labeled perfusion MRI for clinical applications A consensus of the ISMRM perfusion study group and the European consortium for ASL in dementia ENG In Magn Reson Med Early View DOI 10 1002 mrm 25197 cit p 8 32 34 36 78 86 88 ATTY Arnaud et C dric MENDOZA 2005 Radioanatomie com l anatomie par l image cit p 7 AZAR Toni Jody SHARP et David LAWSON 2011 Heart Rates of Male and Female Sprague Dawley and Spontaneously Hypertensive Rats Housed Singly or in Groups In J Am Assoc Lab Anim Sci 50 2 p 175 184 cit p 6 BARBIER E L L LAMALLE et M D CORPS 2001 Methodology of brain perfusion imaging In J Magn Reson Imaging 13 4 p 496 520 cit p 86 BARBIER E L A C SILVA S G KIM et A P KORETSKY 2001 Perfusion imaging using dynamic arterial spin labeling DASL In Magn Reson Med 45 6 p 1021 1029 cit p 10 34 38 48 75 80 86 90 102
205. on TI on r alise l acquisition de l image L aimantation longitudinale et donc par cons quent le signal IRM suit une courbe d IR MATT Mo x 1 2ae Ti 2 62 o M TT est le signal IRM collect chaque TI Mo est l aimantation du tissu ou du sang selon ce que l on image l quilibre o l efficacit d inversion et 7 le temps de relaxation longitudinal CHAPITRE 2 IRM 41 du tissu ou du sang L exp rience est r alis e avec plusieurs valeurs de TI pour chantillonner l ensemble de la courbe d IR jusqu environ 5 fois la valeur du T1 Fig 2 19 La m me m thode est galement utilis e pour quantifier le 7 du sang mais dans ce cas l acquisition est synchronis e sur le rythme cardiaque et respiratoire Mo a et T3 sont ajust s voxel par voxel partir des donn es exp rimentales gr ce un algorithme de Levenberg Marquardt a est parfois suppos gal 1 x 10 15 10 S a u 0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 Time S Fig 2 19 Courbe d inversion r cup ration de l aimantation longitudinale mesur e dans un voxel pour la quan tification du T Les croix rouges d signent les donn es exp rimentales et la ligne bleue l ajustement r alis L image est un exemple d acquisition EPI r alis e avec un TI 850 ms proche du point d inversion pour un rat inject avec du Manganese dans le striatum Le cercle sur l image d signe le voxel trac 2 7 Calcul de l efficacit
206. or the three ASL methods indicate the results of Wilcoxon test across fields x P lt 0 05 x P lt 0 01 x x P lt 0 001 Boxplots represent the median central line the first and the third quartiles box and 95 of the confidence interval error bars Circles correspond to outlier e g outside 1 5 times the interquartile range above the upper quartile and below the lower quartile Cerebral Blood Flow Fig 6 5 shows examples of CBF Tj and MTT maps obtained at each magnetic field with the PASL CASL pCASL IR and DSC methods on three rat Qualitatively the perfusion SNR increased with the magnetic field Susceptibility artefacts also increased such as that arising from the veins below the brain For CASL and pCASL the increase in perfusion SNR may be directly related to the observed increase in tSNR 4 7 T 21 7 7T 38 5 and 11 7 T 63 4 cf Fig 6 9c CHAPITRE 6 ASL MULTI CHAMPS 95 O UJ TI 3 te gt Fig 6 5 Example of CBF T1 and MTT maps obtained at three magnetic fields Each column corresponds to a dataset collected in the same animal and during the same MRI session The same colorbar was used to represent the CBF maps obtained with PASL CASL and pCASL at the three magnetic fields Fig 6 5 show an example of T map obtained at each field strength As expected the tissue T increase with field strength 1589 182 ms at 4 7 T 1857 133 ms at 7 T and 2151 144 ms at 11 7
207. oratoire e ae Ld Relaxation transversale avec inhomog n it de champ T2 Nous venons de voir que l aimantation transversale d croit avec un temps de relaxation 75 mais en pratique les inhomog n it s spatiales du champ magn tique B induisent une perte de coh rence de phase due aux vitesses de pr cession variables dans l espace Cela engendre une d croissance de l aimantation transversale globale plus rapide que celle due au seul effet 75 On caract rise cette d croissance par le temps de relaxation transversale apparent temps de relaxation transverse avec inhomog n it s de champs 77 Cette perte de coh rence n engendre pas de changement d entropie La perte d aimantation transversale due aux h t rog n it s de champ est donc r versible gr ce CHAPITRE 2 IRM 21 un rephasage des aimantations Ce rephasage est r alis en pratique par une impulsion de refocalisation qui g n re un cho dit cho de spin qui peut permettre de remonter au temps de relaxation T Dans les s quences de Gradient Echo GE l amplitude du signal subit une d croissance selon 75 On utilise cette sensibilit au 75 pour suivre le passage d un agent de contraste paramagn tique dans le sang car celui ci induit des changements de susceptibilit magn tique et donc produit des inhomog n it s de champ locales On voit ainsi chuter le signal IRM au passage de l agent de contraste dans le voxel d
208. our suivre l volution du CBF au cours du temps On peut noter que les valeurs obtenues ont une amplitude variable selon la m thode En IR M il existe deux m thodes principales la Dynamic Susceptibilty Contrast DSC qui utilise un agent de contraste comme le gadolinium mesure relative ou l ASL qui utilise l eau du sang comme marqueur Le Tab 1 2 pr sente diff rentes m thodes d ASL utilis es chez le rat Entre les diff rentes m thodes d ASL on observe galement une grande variabilit des valeurs de CBF principalement due aux diff rentes m thodes de quantification Comme nous le verrons plus loin cf section 2 4 4 il existe plusieurs m thodes de quantification et au sein de ces m thodes des approximations diff rentes sont effectu es selon les contraintes de l exp rimentation 10 1 1 CIRCULATION SANGUINE Tab 1 1 Valeurs du CBF du rat obtenues avec diff rentes m thodes d imagerie mL 100g min moyenne cart type M thode Esp ce Anesth sie CBF r f rence Autoradiographie Sprague Dawley halothane 181 9 BERECZKI et al 1993 14C iodoantipyrine TEP Wistar N 0 175 86 TAKAGI et al 1987 150 water TEP Sprague Dawley isofluorane midazolam 32 5 WATABE et al 2013 150 CO 150 O xylazine butorphanol TDM Wistar chloral hydrate Synchrotron IRM Sprague Dawley isofluorane DSC IRM Sprague Dawley isofluorane ASL 129 18 ADAM et al 2003 93 10 TANAKA et al 201
209. p 58 68 cit p 75 SILVER M S R I JOSEPH et D I HOULT 1985 Selective spin inversion in nuclear magnetic resonance and coherent optics through an exact solution of the Bloch Riccati equation In Phys Rev A 31 4 p 2753 2755 DOI 10 1103 PhysRevA 31 2753 cit p 24 TAKAGI S K EHARA et R D FINN 1987 Water extraction fraction and permeability surface product after intravenous injection in rats eng In Stroke 18 1 p 177 183 cit p 10 39 81 86 TAN Huan Joseph A MALDJIAN Jeffrey M POLLOCK Jonathan H BURDETTE Lucie Y YANG Andrew R DEIBLER et Robert A KRAFT 2009 A fast effective filtering method for im proving clinical pulsed arterial spin labeling MRI eng In J Magn Reson Imaging 29 5 p 1134 1139 DOI 10 1002 jmri 21721 cit p 27 91 103 120 BIBLIOGRAPHIE TANAKA Yoji Tsukasa NAGAOKA Govind NAIR Kikuo OHNO et Timothy Q DUONG 2011 Arterial spin labeling and dynamic susceptibility contrast CBF MRI in postischemic hyper perfusion hypercapnia and after mannitol injection en In Journal of Cerebral Blood Flow Metabolism 31 6 p 1403 1411 DOI 10 1038 jcbfm 2010 228 cit p 10 34 88 TEAM R Core 2013 R A Language and Environment for Statistical Computing Vienna Aus tria R Foundation for Statistical Computing cit p 82 92 THOMAS David L 2005 Arterial spin labeling in small animals methods and applications to experim
210. pr sente n anmoins l avantage par rapport la m thode CASL de permettre une acquisition de plusieurs coupes Global Selective a C Labeling Labeling Imaging Imaging p Labeling Imaging b Labeling Imaging d RF TE RF TE EPI EPI G G lt i _ lt i TR TR Fig 2 12 Fonctionnement d une s quence PASL de type Flow Alternating Inversion Recovery FAIR a Re pr sentation sch matique de l exp rience globale ou label sur un cerveau de rat gris et les carotides rouge le plan de marquage est en bleu et le plan d imagerie en rouge b Chronogramme associ l exp rience global EPI d signe le module de lecture TE le temps d cho TI le temps d inversion et TR le temps de r p tition On note l absence de gradient permettant un marquage global c Sch ma de l exp rience s lective ou control le marquage est vert d Chronogramme de l exp rience s lective Continuous Arterial Spin Labeling CASL Historique En 1986 DIXON et al 1986 ont pr sent la m thode d inversion adiabatique induite par le flux dans le but de r aliser des angiographies par IRM En 1990 au congr s annuel de International Society for Magnetic Resonance in Medicine ISMRM Detre et al ont pr sent la m thode CASL et en 1992 le principe de la m thode CASL a t publi dans deux articles de J A DETRE LEIGH et al 1992 et D S WILLIAMS et al 1992 La m thode avait dans cette premi re tude
211. proch es Ainsi l ASL peut fournir des mesures du CBF l tat basal comme des observations fonctionnelles en r ponse des variations transitoires de la perfusion Dans ce travail de th se nous avons tudi diff rentes techniques de marquage de spin art riel pour la mesure du d bit sanguin c r bral chez le rat Nous pr sentons tout d abord dans le Cha pitre 1 le contexte physiologique dans lequel prend place le marquage de spin art riel en suivant la circulation sanguine en partant du coeur pour atteindre le cerveau Dans le Chapitre 2 nous d crivons les notions physiques n cessaires la compr hension de ce travail en commen ant par la physique de la r sonance magn tique nucl aire et en d crivant ensuite les diff rents ph nom nes modifiant le signal IRM en perfusion Ce chapitre d crit galement les m thodes de quantification des param tres de perfusion issues des images IRM et notamment la quantification du CBF en ASL Le principal apport de ce travail de th se a t l impl mentation d une s quence d ASL avec un marquage pseudo continu pseudo Continuous Arterial Spin Labeling pCASL et son valuation Dans le chapitre 3 nous pr sentons les diff rents l ments de la s quence et comment ils ont t appliqu s Ce chapitre contient galement la description des corrections appliqu es la s quence pCASL pour obtenir une efficacit d inversion optimale et reproductible Enfin la derni re section d
212. ques d PIRM 45 EEA LEO 2 1 1 Concept de base de la RMN del PR aros uie m RUE WR UP AAA 2 1 3 Equation de Bloch 24A MASIA RF sesse die arar 215 SUL AL age ARRE Z1 Eapport siena sur DER ao 2 2 Effets de transfert d aimantation 20 Diffusion del ca s oos gilet ie Re ESE Oo 2 4 Arterial Spin Labeling ASL 2 4 1 Les principales m thodes ASL 2 4 2 Applications pr cliniques de l ASL 2419 Mod les physiologiques lt uuiissesizeeieee le ewe dus 2 4 4 La quantification en ASL 3x9 o Re se 25 Dynamic Susceptibility Contrast DSC c s sss aac rire tardait padi 26 Quantification du Ty e sas ab edi ie de ee Lo 2 7 Calcul de l efficacit d inversi n e os koe ck si a teli 9 3 4 4x 2 8 Mat riel IRM utilis pipi ela 2 8 1 Plateforme IRMaGe amp amp sosia 2 8 2 Plateforme RMSB Theix IT R sultats 3 Impl mentation de la m thode de marquage pCASL 3 1 3 2 3 3 3 4 Pourquoi la s quence pOADL suini Ne e DR RES D roulement de la s quence Chronogramme Equation de la s quence pCASL 0 000000 eee eee ee 3 3 1 Th orie de l impl mentation e x kRoxokoeoR Row om 9 9x60 9 REY s 3 3 2 Calcul effectu pour l impl mentation l ments de v rification delas quence LL oad CAIDAS 25 59 49 4 GGG
213. r clinique avec la s quence pCASL effectu e sur le cerveau de souris 11 75 T le placement de la coupe de marquage s est fait l isocentre pour viter ces probl mes d inhomog n it s de champ dans le plan de marquage au d triment de la qualit d image dans le cerveau Mais dans le laboratoire la plupart des protocoles d imagerie de suivi de pathologies incluent un shim second ordre dans le cerveau Nous nous sommes donc int ress s la facon de r ussir une image de perfusion issue de la s quence pCASL avec un shim second ordre dans le cerveau De plus tr s hauts champs 11 7 T m me avec un shim premier ordre les inhomog n it s de champ dans le plan de marquage sont trop importantes pour pouvoir effectuer un marquage correct et reproductible Plusieurs strat gies sont possibles pour tenter de r soudre ces probl mes et nous avons explor 3 pistes e Shim dynamique Cela consiste appliquer si l imageur le permet un shim optimis dans le cou pendant le marquage et un shim optimis dans le cerveau pour l imagerie Cette technique de shim dynamique se d veloppe en IRM pour obtenir un shim adapt chaque coupe acquise BLAMIRE et al 1996 e Balayage de phase Dans cette technique on balaye un ensemble d incr ments de phase possibles pour les impulsions de marquage dans le but de trouver la valeur optimale qui peut varier d une tude l autre en pr sence d inhomog n it s de champ magn
214. r pouvoir b n ficier d un apport rapide en nutriments Le diam tre des capillaires chez le rat est de l ordre de 4 6 ym MEYER et al 2008 comme on le voit sur la Fig 1 9 Chez l homme la taille des capillaires est l g rement plus lev e que chez le rat Selon HUNZIKER et al 1979 elle est com prise entre 6 et 7 um chez l homme On peut observer sur la Fig 1 8a des anomalies de la vascularisation et de la micro vascularisation en pr sence d une tumeur Ces malformations sont dues une n o angiog n se induite par la tumeur mais ces nouveaux vaisseaux sont anormaux et remplissent mal leur fonction d apport en nutriments et oxyg ne On observe ainsi dans nombre de tumeurs une n crose au centre de celle ci Fig 18 a M Mlcro vascularisation en imagerie optique d une souris en pr sence d une tumeur d apr s Vakoc et al 2009 b et d un rat d apr s Mov et al 2013 CHAPITRE 1 PHYSIOLOGIE DU C UR AU CERVEAU 11 Fig 1 9 Micro vascularisation du rat en microscopie lectronique balayage adapt de MEYER et al 2008 A C et HARRISON et al 2002 D La BHE Les capillaires du syst me nerveux central sont entour s de la Barri re H mato Enc phalique BHE form e de cellules endo th liales avec des jonctions serr es et les pieds des cellules astro citaires ce qui cr e un filtre s lectif cf Fig 1 10 Cette barri re va restreindre la perm ab
215. r y int grer le mouvement de l aimantation du sang et ainsi obtenir un profil d inversion de l aimantation du sang Dans un deuxi me temps nous avons associ cette simulation de profil avec une version modifi e de l outil DCESIM DEBACKER et al 2013 pour simuler un voxel d imagerie dans le contexte de l ASL Ce travail de simulation s est d roul dans le cadre du stage de projet de fin d tudes d cole d ing nieur de Lydiane Hirschler projet que j ai encadr 3 6 1 Profil d inversion D roulement de la simulation Ce premier travail de simulation num rique a pour but de d terminer le profil spatial d aiman tation lors d une inversion adiabatique induite par le flux constant de vitesse v pour ensuite estimer l efficacit de cette inversion Celle ci peut alors tre optimis e en faisant varier les diff rents param tres intervenant dans l inversion L algorithme est une int gration num rique des quations de Bloch cf 2 28 les quations du mouvement sont int gr es en effectuant des rotations successives dans le r f rentiel tournant au tour de l axe z la fr quence RF L algorithme peut tre subdivis en plusieurs tapes cf Fig 3 13 apr s la g n ration du train de gradients et d impulsions radiofr quences chaque pas de discr tisation dt e D phasage d au gradient de champ d une dur e dt e Relaxation selon T et T5 e Impulsion RF e Circulation sanguine dans l
216. re et de 1440 894 254 Hz dans le cas shim 2 ordre On observe donc bien une augmentation du d calage et de la dispersion dans le deuxi me cas 60 3 6 SIMULATIONS ASL FIUX Aimantation a u Sans correction Avec correction Labeling 25 20 10 5 15 Position mm Fig 3 16 Profil d aimantation avec inversion adiabatique induite par le flux avec un champ magn tique constant r siduel courbe verte et avec une correction courbe rouge Le trait vertical marque la position th orique du plan de marquage Les profils ont t obtenus apr s 20 ms de marquage Nous avons r alis des mesures d efficacit d inversion dans ces deux configurations Fig 3 18 Une bonne efficacit d inversion dans la configuration shim de 1 ordre est obtenue que ce soit avec le scan control comme valeur de r f rence TE 85 4 ou un scan avec la puissance RF 0 LE 82 4 Les deux carotides sont proches en terme de Inversion Efficiency ou efficacit d inversion IE ATE 6 Par contre l IE est d grad e en cas de shim de second ordre avec des valeurs de JE 40 dans une carotide et de JE 144 dans l autre avec comme r f rence le scan control et IE 43 et IE 23 dans les carotides correspondantes lorsqu un scan avec la puissance RF 0 est choisi comme r f rence On note tout d abord une asym trie gauche droite qui implique un marquage asym trique Par ailleurs l une des valeurs d I
217. rection 0 8 Sans correction Labeling Labeling Avec correction 1 1 25 20 __ 15 10 5 25 20 __ 15 10 5 Position mm Position mm Fig 3 20 Profil d aimantation suite une inversion adiabatique induite par le flux avec un champ magn tique inhomog ne courbe bleue et avec une correction de l inhomog n it courbe rouge En pr sence d un shim premier ordre global a et d un shim second ordre local dans le cerveau b Le trait vertical marque la position th orique de la coupe de marquage plus du shim global premier ordre effectu chaque d but de session d imagerie Avec ce shim premier ordre et un balayage de phase cf section 3 5 2 nous avons pu obtenir des efficacit s d inversions reproductibles de l ordre de 80 diff rents champs magn tiques cf chapitre 6 Ce travail focalis sur les carotides ne comprend pas le comportement du sang au niveau des art res vert brales L ajout de ce point augmenterait bien entendu le niveau de complexit du probl me Optimisation des param tres du module pCASL Dans les conditions d un champ homog ne nous avons voulu d terminer les valeurs optimales des param tres de la s quence pCASL par simulation Nous avons donc test diff rentes valeurs de param tres et calcul l efficacit d inversion par la m thode de simulation pr c demment d crite On peut voir sur la Fig 3 21 l influence des valeurs de gradients du module de marquage pCASL sur
218. rfect circles in red where T is the longitudinal relaxation time of blood 4 7 T 1880 ms DOBRE et al 2007 7 T 2230 ms DOBRE et al 2007 and own data not shown 11 7 T 2430 ms NASRALLAH et al 2012 A is the blood tissue water partition coefficient 0 9 mL g according to HERSCOVITCH et al 1985 T resp T is the T of tissue after a global resp selective inversion and compute with Eq 6 2 For CASL and pCASL an outlier detection was performed as it has been shown to improve in terpretability and reproducibility of ASL data TAN et al 2009 Two Thompson tau tests W R THOMPSON 1935 were applied first the mean signal from a cortex ROI obtained for one ex periment was compared to mean signal from the same ROI but averaged across all repetitions second the same comparison was performed but using the standard deviation metric instead of the mean This outlier exclusion were low and remained stable across data collected at each magnetic fields The exclusion fractions were 4 0 3 6 2 7 4 8 3 6 at 4 7 7 11 7T for the CASL and 8 0 5 3 0 7 1 3 4 3 2 3 at 4 7 7 11 7T for the pCASL sequence ASL perfusion maps were then quantified using the standard kinetic model developed by Buxton et al BUXTON et al 1998 Assuming that the arterial transit time is equal to the post labe ling delay and that M the equilibrium magnetization of arterial blood may be approximated by M A where Mj is the the equilibri
219. rol and label conditions are comparable and multi slice acquisitions become possible The use of pseudo continuous ASL pCASL is rapidly growing pCASL yields multi slice CBF maps without the need of additional hardware But the inversion efficiency of this method is sensitive to shim and field inhomogeneity and the sequence is protected by a patent Moreover the specific absorption rate generated by the pCASL label and control pulses transmitted using a volume coil could become a limit when working at high magnetic field For these reasons the use of an additional RF coil to perform ASL remains attractive in certain applications In this study we compare CBF maps obtained in animal brains with pCASL labeling with the volume coil and CASL using an additional labeling coil x INSERM U836 Grenoble France Universit Joseph Fourier Grenoble Institut des Neurosciences Grenoble France i Bruker BioSpin MRI Ettligen Gremany Correspondence to Cl ment Debacker Centre de Recherche Inserm U 836 UJF CEA CHU Chemin Fortun Ferrini Universit Joseph Fourier Site Sant B timent Edmond J Safra 38706 La Tronche Cedex E mail clement debackerQG gmail com CHAPITRE 7 ASL MULTI SLICES 101 METHODS Animals Nine male Wistar rats weight 384 21 g Charles Rivers France were used All experiments were approved by the institutional animal care and use committee and were in full compliance wi
220. s W R THOMPSON 1935 for outlier detection were applied first on the mean signal of a cortex ROI second on the spatial standard deviation of the signal in that ROI Images detected as outliers with one of these two tests were excluded from the subsequent analyses An average of 29 0 1 2 experiments out of 30 were included in the analysis for the CASL data28 2 2 9 experiments for the pCASL data ASL perfusion maps were quantified using the standard kinetic model developed by BUXTON et al 1998 Assuming that the arterial transit time is equal to the post label delay and that My the equilibrium magnetization of arterial blood may be approximated to M A where Mj is the 104 Mo value of tissue we used the following equation to quantify CBF mL 100 g min AAM x exp w Ty x exp t 7 w T1 CBF 2aM Ti x 1 exp 7 T1 7 4 where AM is the signal difference between control and label acquisitions is the blood tissue water partition coefficient 0 9 mL g HERSCOVITCH et al 1985 w is the post label delay varies across slices 200 ms 600 ms 7 is the labeling duration 3s a is the labeling efficiency of the CASL and pCASL label pulses as measured in this study Mj is obtained from the IR fit T is the apparent T of tissue approximated by the T1 map obtained from the IR fit T is the longitudinal relaxation time of blood 2230 ms at 7 T data not shown To obtain signal to noise ratio
221. s better at 7 T four times the temporal SNR was better at 3 T 2 times To optimize ASL for rodents we obtained pulsed ASL PASL continuous ASL and pseudo continuous ASL data on anesthetized rats using horizontal MRI scanners operating at 4 7 T TT INSERM U836 Grenoble France Universit Joseph Fourier Grenoble Institut des Neurosciences Grenoble France i Bruker BioSpin MRI Ettligen Gremany Correspondence to Cl ment Debacker Centre de Recherche Inserm U 836 UJF CEA CHU Chemin Fortun Ferrini Universit Joseph Fourier Site Sant B timent Edmond J Safra 38706 La Tronche Cedex E mail clement debackerQG gmail com CHAPITRE 6 ASL MULTI CHAMPS 89 and 11 7 T For each method we measured the inversion efficiency IE the spatial and the tem poral SNR and eventually obtained CBF estimates METHODS Animals Twenty seven male Wistar rats 6 weeks old weight 300g Charles Rivers France were used All experiments were approved by the local ethics committee and were in full compliance with the guidelines of the European community EUVD 86 609 EEC for the care and use of the laboratory animals Experiments were performed under permits n 380945 for EB and A3851610008 for experimental and animal care facilities from the French Ministry of Agriculture All procedures were performed under isoflurane anesthesia IsoFlo Axience France 5 for induction 2 for maintenance
222. s des protons du compartiment des macromol cules vert et de l eau libre bleu de la coupe imag e RF pulse position de l impulsion RF pendant le marquage ASL rouge Le mod le courant pour d crire les changes d aimantation dans le contexte du transfert d ai mantation est un mod le simple deux compartiments Cela donne l quation de l aimantation longitudinale 2 41 d crite par NATT et al 2003 apr s une impulsion RF continue M ME R T MER Re Moe M Rz a x 1 SEES Sb merg RY MER T Mg Re fe avec o T wi 1 AT2 APTS b b 1 AT T J2 nw T X di en d 2 43 TW 3u2 1 os 572 uU o a d crit le r servoir liquide b d crit le r servoir semi solide macromol cules R est la constante d change entre les deux compartiments R et R sont les relaxivit s spin r seau T et T sont les temps de relaxation spin spin M et M sont les tailles relatives des compartiments wi T 2 42 CHAPITRE 2 IRM 29 D est la fr quence angulaire de basculement A est le d calage de la fr quence angulaire Les profils spectraux des deux r servoirs sont donn s par les quations 2 42 et 2 43 MORRISON et HENKELMAN 1995 MORRISON STANISZ et al 1995 pour les liquides et les macromol cules respectivement On peut en voir une repr sentation graphique sur la Fig 2 10 Dans le cas d une impulsion RF puls e l amplitude de l
223. s et J WARNKING 2013 Functional imaging of cerebral perfusion eng In Diagn Interv Imaging 94 12 p 1259 1278 DOI 10 1016 j diii 2013 08 004 cit p 9 KRAINIK Alexandre Audrey MAILLET Vanessa FLEURY Mehmet SAHIN Ir ne TROPR S Laurent LAMALLE Stephane THOBOIS Valerie FRAIX Marjorie VILLIEN Jan WARNKING Pierre POL LAK Serge PINTO et Paul KRACK 2012 Levodopa does not change cerebral vasoreactivity in Parkinson s disease In Mov Disord DOI 10 1002 mds 25267 cit p 74 KREIS Dorothee Dirk SCHULZ Marco STEIN Matthias PREUSS et Ulf NESTLER 2011 As sessment of parameters influencing the blood flow velocities in cerebral arteries of the rat using ultrasonographic examination en In Neurological Research 33 4 p 389 395 DOI 10 1179 1743132810Y 0000000010 cit p 6 62 96 97 Kv David N 1997 Blood Flow in Arteries In Annual Review of Fluid Mechanics 29 1 p 399 434 DOI 10 1146 annurev fluid 29 1 399 cit p 6 KWONG K K JW BELLIVEAU D A CHESLER I E GOLDBERG R M WEISSKOFF B P PONCELET D N KENNEDY B E HoPPEL M S COHEN et R TURNER 1992 Dynamic magnetic resonance imaging of human brain activity during primary sensory stimulation In Proc Natl Acad Sci U S A 89 12 p 5675 5679 cit p 30 35 KwONG K K D A CHESLER R M WEISSKOFF K M DONAHUE T L Davis L OSTERGAARD T A CAMPBELL et B R ROSEN 1995 MR perfusion studies with T1 weig
224. siologique et b de l huile fluor e Temps de marquage et MT Dans une premi re exp rience nous avons regard la quantit de MT caract ris e par le MTR en fonction du temps du marquage continu de la s quence CASL Les param tres du champ B utilis s pour la s quence CASL sont une amplitude de 2 83 pT avec un offset en fr quence de 8515 Hz ce qui correspond un offset de 20 mm par rapport au plan d imagerie avec un gradient de 10mT m Nous avons fait varier le temps de marquage entre 1000 et 4000 ms avec un temps de r cup ration de 4000 ms un PLD nul et 100 moyennages On peut voir sur la Fig 4 6 que le MTR augmente avec le temps de marquage jusqu un tat d quilibre vers 2000 ms Le transfert d aimantation est galement plus lev 7 T qu 4 7 T Cela est coh rent avec les quations 2 39 et 2 40 qui montrent que le MTR est inversement proportionnel au M qui lui m me est proportionnel Bo 0 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000 4500 Labeling time ms Fig 4 6 Influence du temps de marquage d une s quence CASL sur le MTR observ dans un cerveau de rat fix Comparaison du glsMTR entre acquisitions r alis es 4 7 T et 7 T sur cerveau de rat fix La zone rouge correspond aux param tres classiquement utilis s pour une s quence CASL Compensation des asym tries du MT En CASL on acquiert une image label et une image control avec un offset de fr quence par rapport la fr que
225. st que dans le rep re du laboratoire X Y Z M pr cesse tourne autour de la direction de Bo comme on le voit sur la Fig 2 2 Pour des intensit s de champ magn tique utilis es typiquement en IRM 1 5T 7T et le rapport gyromagn tique des protons y 27 x 42 6 x 10 Hz T 1 la fr quence de Larmor se trouve dans le domaine des radiofr quences 64 300 MHz 18 2 1 BASES PHYSIQUES DE L IRM Le r f rentiel tournant En physique de la RMN on d finit souvent le rep re tournant x y z la fr quence angulaire 2 autour de l axe Z confondu avec z Cela permet de s affranchir en partie de la d pendance temporelle de M L aimantation macroscopique dans un rep re tournant la fr quence 2 suit l quation du mouvement dM Dans ce r f rentiel l aimantation est comme soumise un champ fictif 2 Brice Bo 2 16 Y Ce qui donne aM Dans ce r f rentiel la pr cession libre s effectue la fr quence angulaire WE YB fiat 20 2 2 18 Lorsque 2 Qo l aimantation est statique dans le r f rentiel tournant Champ RF tournant la fr quence de Larmor Si on applique un champ Radio Fr quence RF b1 que l on d taillera dans la section 2 1 4 or thogonal Z et fixe dans le r f rentiel tournant la fr quence de Larmor l quation du mouvement devient dM 4M x b 2 19 TA 1 2 19 Comme on le d duit de cette quation 2 19
226. stante de Boltzmann Ce rapport est tr s faible de l ordre de 1 pour 10 pour un champ de 1 5T L exc s de population dans l tat de basse nergie cr e un moment magn tique macroscopique aimantation Mo mp n 2 8 La loi de Curie pour des spins 1 2 nous donne une valeur approch e de Mo pour N spins 22 Bo Mie N20 2 9 E AkgT 22 avec l approximation y ABo kgT temp rature ambiante La pr cession libre Pour obtenir le signal RMN il faut loigner le syst me de l quilibre thermodynamique au pr alable Lorsque l aimantation est loign e de sa position d quilibre le ph nom ne de pr cession libre appara t On peut d finir comme pr c demment pour le moment magn tique individuel un moment angulaire macrosco pique J associ au moment magn tique macroscopique Bo M ce qui nous donne M J 2 10 Lorsque que l on carte l aimantation macroscopique de sa position d quilibre celle ci est soumise un couple de rappel Fig 2 2 Sch ma de pr cession libre de l ai mantation macroscopique en absence de re T M x Bo pa o E axation La th orie du moment cin tique nous donne l quation du mouvement dM yMxB 2 12 di Y 0 Ce qui nous donne finalement pour le plan transverse L et la composante longitudinale au champ magn tique Bo es M 0 exp i 2ot 2 13 M t My 0 O Ra 2 14 Le r sultat e
227. t manually adjusted gt PVM_Nucleus2Enum 1H PVM_Nucleus2 8 lt 1H gt PVM_Nucleus3Enum 1H PVM_Nucleus4Enum 1H PVM_Nucleus5Enum 1H PVM_Nucleus6Enum 1H PVM_Nucleus7Enum 1H PVM_Nucleus8Enum 1H pCASL_Mode 0n pCASL_LabelCoil Resonator pCASLPulseEnum hanning vis PVM_RefAttCh1 PVM_RefAttStat1 Nuclei pCASL Mode pCASL_LabelCoil pCASLPulse 0 4 4635 49 0830299050157 10 12 100 0 100 LIB_EXCITATION lt hanning exc gt 1854 0 5 50 0 1024 conventional pCASL_Blave 4 00285574097842 pCASL_RFPowerdB 10 12 pCASL_LabelingRFPowerW 6 10857638173493 vis pCASLPulseEnum pCASLPulse pCASL_Biave pCASL_RFPowerdB pCASL_MaxRFPowerW 1000 pCASL_RFPowerYesNo Yes pCASL_LabelSlice0ffset 20 vis pCASL LabelingRFPowerW pCASL_MaxRFPowerW pCASL_RFPowerYesNo pCASL_LabelSliceAngle 0 pCASL_LabelSliceLateralOffset 0 pCASL_Frequency 38318 76 pCASL_Phase_shift 184 99968 vis pCASL_LabelSlice0ffset pCASL_LabelSliceAngle pCASL_Frequency pCASL_LabelSliceThick 4 83836115782452 pCASL_LabelTime 3000 pCASL_PostLabelTime 200 vis pCASL Phase shift pCASL_LabelSliceThick pCASL_LabelTime pCASL_PulseRate 800 pCASL_OnePulseTime 400 pCASL_LabelGrad_Ave 5 vis pCASL_PostLabelTime pCASL PulseRate pCASL_OnePulseTime pCASL_LabelGrad_Ave_Hzmm 212 882 pCASL_LabelGrad_Max 45 pCASL_LabelGrad_Max_Hzmm 1915 938 vis pCASL_LabelGrad
228. tage inconv nient de la m thode CASL La 0 9784 ging Efficiency 01 LE m uu r Tag m thode continue offre par rapport la puls e en th o un ne TI rie un meilleur rapport signal sur bruit BUXTON et al 0 976 1998 David C ALSOP et al 2014 malgr une efficacit moindre E C WONG et al 1998 cf Fig 2 14 Cela est d en grande partie un bolus de sang marqu plus long et qui en moyenne sur le bolus complet arrive plus ra Z dji pidement la zone imag e David C ALSOP et al 2014 CASL Malheureusement cette m thode dans son impl menta n 7 tion courante ne permet pas de r aliser une acquisition 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100 multi coupes ou n cessite une antenne de marquage sp Flow Velocity cm s nou SILVA a 1995 DI plus ue naa i Fig 2 14 Efficacit d inversion des m thodes cliniques il n est pas toujours possible de r aliser une im PASL et CASL en fonction de la vitesse pulsion continue de plusieurs secondes du sang dans les carotides Extrait de E C Nous avons vu que l image control tait acquise avec un Wowa et al 1998 marquage en sym trique par rapport au marquage abel avec une impulsion RF identique du point de vue de l amplitude et du d calage en fr quence CHAPITRE 2 IRM 33 pour compenser les effets de transfert d aimantation J A DETRE LEIGH et al 1992 W ZHANG D S WILLIAMS J DETRE et al 1992 Malheureusement l
229. tes were comparable The difference in heart rate may not be ascribed to the small difference in body temperature FRIETSCH et al 2000 but could rather arise from differences in effective isoflurane levels it was set to 2 in both MRI facilities but the accuracy on this vaporizer setting is low 2 0 5 Fig 6 4 presents the IE obtained with the three ASL sequences and for three magnetic fields For PASL the IE is above 90 at 4 7 and 7T and drops to 7743 396 at 11 7 T This reduced IE arises in part from the low SNR observed in this data Fig 6 3c As the inversion adiabatic pulse lasted 15 ms the reuction in IE could also be ascribed in part to the reduction in tissue 75 which occurs between 4 7 T and 11 7 T T2 decreases from 54 KETTUNEN et al 2007 to 36ms R A d GRAAF et al 2006 between these two magnetic fields For CASL the IE were 8146 844 3 and 72 5 at 4 7 7 11 7 T respectively Again one observed a decreased inversion efficiency at 11 7 T compared to those obtained at 4 7 and 7 T The same was observed for the pCASL sequence IE of 87 5 88 4 and 78 8 at 4 7 7 and 11 7 T Moreover for each magnetic field the IE were comparable between CASL and pCASL The lower IE observed at 11 7 T for pCASL and CASL could be explained in part by the lower mean B1 field available XX x K XX k o O O c O o 9 O oN O o bd 00 o LLI o O N o O o O PASL CASL pCASL Fig 6 4 IE f
230. th orique Point b fr quence compensatrice 4 7T et Point c fr quence compensatrice 7T MT en fonction de l offset en fr quence et de l amplitude du champ B Dans cette exp rience nous souhaitons voir l influence de l offset en fr quence A et de l ampli tude du champ P sur les effets de MT Les param tres de la s quence sont les suivants NA 25 TR 8000 ms LT 4000 ms B 16dB 24dB Label Slice Offset 0 025 mm 600 mm ce qui quivaut 0 01 kHz 250 kHz On retrouve sur la Fig 4 8 la zone d excitation des protons de l chantillon Pour A lt 0 1 kHz les protons libres sont directement excit s puis entre 0 1 50 kHz ce sont les protons li s qui sont principalement excit s avec un MT d croissant avec l offset En effet le transfert d aimantation entre protons se fait d autant mieux que les fr quences sont proches Enfin au del de 50 kHz l ai mantation normalis e M Mg atteint un plateau environ Mise 0 9 Meontrot La saturation n est pas compl te contrairement la litt rature NATT et al 2003 0 8 460 Hz 1 290 Hz 0 7 4 183 Hz Mz Mo e gl 0 001 0 01 0 1 1 10 100 1000 Label SLice Offset kHz Fig 4 8 Aimantation normalis e en fonction de l offset en fr quence et de la puissance de l impulsion RF en Hz Exp rience r alis e 4 7 T avec la s quence CASL La zone rouge correspond aux param tres classiquement utilis s pour
231. th the guidelines of the European community EUVD 86 609 EEC for the care and use of the laboratory animals Experiments were performed under permits from the French Ministry of Agriculture n 380945 for EB and A3851610008 for experimental and animal care facilities All procedures were performed under isoflurane anesthesia IsoFlo Axience France 5 for induction maintenance under 2 Rectal temperature was monitored and maintained at around 36 C with a heating pad placed under the thorax and abdomen of the animal The physiological data heart and breath rates were monitored using a pulse oximeter MouseOx Starr Life Sciences Oakmont PA MRI acquisition MRI acquisitions were performed using a 7 T MR system Avance III console Bruker Germany IRMaGe MRI facility La Tronche France equipped with a gradient coil capable of generating 660mT m with a 114 ys rise time The rat was placed in a cradle A surface RF transmit coil diameter 22 5 mm was placed under the throat of the rat for arterial spin labeling An illustration of the coil coverage is shown in Fig 7 1 The receive only surface coil used for imaging was placed above the head The cradle with the two surface coils was inserted into a linear RF transmit volume coil All coils were actively decoupled This setup allowed to perform either pCASL using the volume coil to transmit RF label pulses or CASL with a dedicated surface coil without moving animal A globa
232. tices using the image from the IR sequences which produced the best gray to white matter contrast e g TI 2500 ms at 11 7T As IR ASL and MTT images were obtained with the same EPI imaging module ROI could be readily transfered onto the CBF and MTT images In addition a ROI in a noise region was drawn 6 2 The spatial signal to noise ratio SSNR was computed as the ratio between the mean signal of the two cortical ROIs and the spatial standard deviation of the noise ROI using control images The temporal SNR tSNR was computed as follow first for each voxel in the cortical ROI and using control images the ratio between the mean signal in the voxel and the standard deviation over time of the signal of this voxel second we computed the spatial mean of all tSNR in this ROI Fig 6 2 Image from the IR sequence obtained for one representative animal at TI 2500 ms and at 11 7 T The two cortical ROls are depicted in red the noise ROI in yellow Statistical analysis An unpaired Wilcoxon test was used to compare data between magnetic fields A paired Wil coxon test was used to compare CBF values obtained between with the CASL and the pCASL me thods All statistical analyses were performed with R software TEAM 2013 Results are expressed as mean standard deviation The corresponds to x 0 01 lt P lt 0 05 xx 0 001 lt P lt 0 01 and x x x P lt 0 001 CHAPITRE 6 ASL MULTI CHAMPS 93 gp 30
233. tion de la s quence pCASL le Chap 4 pr sente l valuation des s quences ASL et enfin les Chap 5 6 et 7 sont les bauches d articles en cours de r daction et soumettre Chapitre 3 Impl mentation de la m thode de marquage pCASL L impl mentation du module de marquage pCASL s est faite partir d un prototype Bruker de module CASL fourni L article qui a servi de base l impl mentation est l article de DAI et al 2008 L ensemble des l ments n cessaires la r alisation du code sont pr sent s dans ce chapitre Les valeurs num riques correspondent aux valeurs utilis s chez le rat sur un syst me Bruker lectronique Avance III fourreau de gradient capable de r aliser 660mTm en 114 ps 3 1 Pourquoi la s quence pCASL La s quence PASL poss de un SNR plus faible que la s quence CASL Cependant pour cette derni re dans son impl mentation classique une acquisition de plusieurs coupes n est pas r alisable car une sym trie entre le plan de marquage de l acquisition label et de l acquisition control est n cessaire De plus la s quence CASL requiert une impulsion RF continue qu il n est pas possible de r aliser sur de nombreux imageurs cliniques Ainsi l id e de scinder cette longue impulsion continue en de tr s br ves impulsions r p t es tr s rapidement pour imiter une impulsion continue a vu le jour La s quence pCASL a t d velopp e en premier lieu dans la recherche clinique puis
234. tique Cette technique a t tudi e par JUNG et al 2010 SHIN et al 2012 et LUH et al 2013 e Gradient de correction Avec cette m thode on adapte la valeur du gradient z en fonction des inhomog n it s mesur es sur une carte de champ Cette possibilit a t tudi e par JA HANIAN et al 2011 mais en pratique cela est peu utilis en clinique Cela est probablement d l allongement de l examen impos par cette mesure des inhomog n it s de champ 3 5 1 Shim dynamique et pCASL Pour r aliser un shim dynamique Bruker nous a fourni un prototype de s quence EPI incluant un shim dynamique entre les diff rentes coupes d acquisitions Nous avons adapt la proc dure et le code une s quence pCASL EPI pour avoir un shim diff rent entre le module de marquage et l imagerie Le shim dynamique sous ParaVision PV 5 1 ne permet que d utiliser un shim de premier ordre Nous avons donc tent de r aliser un shim premier ordre local dans la coupe de marquage 20mm du centre du cerveau et un second shim de premier ordre dans le cerveau pour l imagerie Nous avons t confront s au probl me de savoir quel volume il fallait s lectionner dans le cou En effet si un volume trop petit est choisi le signal est trop faible pour r aliser le shim et cela m me avec une antenne situ e sous la zone de marquage Dans le cas inverse avec un volume plus grand des zones tr s inhomog nes du point de vue du ch
235. tissus statiques l aimantation est peu perturb e Dans le cas label on r alise une impulsion en moyenne de 5 p T pendant une dur e de 4s donc selon l quation 2 20 on obtient un angle de bascule de 306 576 De plus compte tenu de la dur e du module de marquage plusieurs secondes par rapport au T des tissus on sature les tissus statiques dans le plan de marquage dans la situation label CHAPITRE 3 IMPLEMENTATION DE LA M THODE DE MARQUAGE PCASL 51 Fig 3 5 Image pCASL EPI sagittale d une exp rience control a et d une exp rience abel b 3 4 3 V rification du contr le de phase 350 Donn es exp rimentales 300 Ajustement lin aire y 1 x 0 4439 N a o 200 Measured phase 100 0 50 100 150 200 250 300 350 Initial phase Fig 3 6 Valeur de phase mesur e en sortie d une s quence singlepulse en fonction de la phase donn e en entr e La valeur de phase de l impulsion est incr ment e entre deux impulsions avec le calcul issu de la s quence pCASL En accord avec l quation 3 4 on doit appliquer chaque impulsion une phase diff rente Il a donc fallu cr er une liste de phases dans le code de la s quence et l appliquer nos impulsions du marquage pCASL Ce type d impl mentation n existant pas dans les s quences courantes Bruker nous avons d le coder Pour v rifier que la phase demand e tait bien celle que nous obtenions en sortie nous avons ajout ce c
236. tom trie 9 TE temps d cho 25 39 71 TEP tomographie par mission de positons 9 12 32 TI temps d inversion 29 39 40 67 68 TR temps de r p tition 71 72 TTP Time To Peak ou temps au pic 39 U UTE Ultra short TE 20 Z ZTE Zero TE 20 Remerciements Avec traduction pour RMNiste Je tiens remercier tout d abord les deux partenaires qui ont permis la mise en place de ce projet de th se et qui m ont int gr au coeur de celui ci l quipe 5 du Grenoble Institut des Neuros ciences GIN dirig par Emmanuel Barbier et Bruker Biospin dans le cadre d une bourse CIFRE Je pense que le r sultat de cette collaboration est une belle r ussite et celle ci m a offert une cadre de travail id al entre recherche scientifique et technique industrielle Je remercie mes deux rapporteurs Luisa Ciobanu et Franck Kober pour leur lecture attentionn e protocole de scan complet et les remarques constructives debuggage qu ils m ont trans mises Je remercie galement les autres membres du jury Francois Est ve Jean Christophe Ferr et J r me Voiron pour leur coute attentive analyse d images au cours de la soutenance et de l int r t qu ils y ont port s avec leurs questions suppression d art facts Un grand merci mes deux directeur de th se Emmanuel Barbier et Jan Warnking qui m ont guid s lection de param tres dans ce travail soutenu dans mes choix gold standard et offert une pr cieuse l
237. ts de gradient ou d impulsion RF Dans cette partie nous allons pr senter une des variantes de chaque m thode ASL souvent la plus utilis e dans la litt rature Pulsed Arterial Spin Labeling PASL Historique Une premi re approche de la m thode PASL a t pr sent e par KWONG BEL LIVEAU et al 1992 en 1992 Cette tude ne regardait que la diff rence de changement de signal d une s quence d inversion r cup ration pour r aliser une tude d imagerie fonctionnelle En 1994 EDELMAN et al 1994 pr sentent la sequence Echo planar Imaging and Signal Targeting with Rlternating Radio frequency EPISTAR qui permet des mesures qualitatives du CBF par une m thode puls e Cette m thode est inspir e d une technique d angiographie pr sent e par SAR DASHTI et al 1990 en 1990 La s quence PASL utilis e dans ce travail de th se est la s quence Flow Alternating Inversion Recovery FAIR pr sent e en 1995 par S G KIM 1995 et KWONG CHESLER et al 1995 Principe de la m thode PASL Nous allons pr senter ici la m thode Flow Alternating Inversion Recovery FAIR une m thode couramment utilis e dans la litt rature et disponible sur les IRM Bruker La Fig 2 12 pr sente la m thode FAIR qui comporte une inversion s lective de type adiabatique au niveau du plan d imagerie Apr s un certain temps d inversion TI on fait l acquisition de l image La coupe d inversion est r alis e ave
238. tte quation Zo C page s 3 3 avec Az le d calage du plan de marquage par rapport l isocentre Dans nos exp rimentations chez le rat nous avons plac le plan de marquage Az 2cm de l isocentre en accord avec la litt rature E L BARBIER SILVA et al 2001 D THOMAS et al 2006 J WELLS et al 2012 Cela correspond un offset de 8515 Hz pour un gradient de 10mT m D calage en phase des impulsions RF L autre cons quence de ce marquage d cal par rapport l isocentre est qu entre deux impulsions RF l aimantation subit un d phasage Pour que les impulsions suivent l aimantation et permettent ainsi une inversion adiabatique on applique donc un d calage de phase chaque impulsion d crit selon l quation suivante Ad YGaveAzP RT 3 4 3 3 2 Calcul effectu pour l impl mentation Cette section d crit les diff rents calculs effectu s au sein du code de la s quence Calcul de Gmin Les publications sur la s quence pCASL fournissent en g n ral la valeur de Gmax et de Gaye La valeur de Gmin est calcul e en fonction des diff rents param tres de la s quence en accord avec la Fig 3 1 et le Tab 3 1 Gave X PR Ap A3 2 x A4 2 x As Ag 3 5 GRT x G GRT x G2 PR LT PT MI q q LLL MT Cave x Gmax d y E di Gwin Gina Gioi p Giada C min 3 6 C C Gave X PR Gmas X LT OPT GRT x QUe tin GMT x Gus 3 7 Gave X PR Gmax X LT OPT GRT x Gmaz
239. tte th se est peu utilis e ce qui rend la comparaison des valeurs de MTT impossible La perfusion c r brale La micro vascularisation est donc constitu e de l ensemble des art rioles capillaires et veinules La micro circulation caract rise le d placement du sang dans ces vaisseaux on ajoute avec cette d finition une information sur le d placement Enfin il est int ressant de regarder en plus des d placements les changes entre le sang apport par la micro circulation et les tissus c r braux ce que l on peut d finir par la perfusion La perfusion c r brale int gre donc des aspects de dimensions des vaisseaux de d placement du sang et d changes avec les tissus Ainsi on d finit plusieurs param tres caract risant la perfusion d un tissu c r bral e CBF quantit de sang traversant une unit de tissus durant une unit de temps L unit du flux sanguin c r bral s exprime commun ment en mL de sang par 100g de tissu et par minute mL 100g min On peut voir diff rentes valeurs de CBF chez le rat dans les Tab 1 1 et 1 2 e Cerebral Blood Volume ou volume sanguin c r bral CBV volume de sang par rapport au volume de tissu Chez le rat Wistar le CBV est de l ordre de 3 1 dans le cortex et 2 8 96 dans le striatum VALABLE et al 2008 e Pression Art rielle PA pression l int rieur des art res Cette pression est de l ordre de 149 9mmHg en phase de systole et 1
240. tumoural oedematous brain at 1 5 T BASTIN et al 2002 or merely with age gt 15 in human brain at 1 5 T CHO et al 1997 Furthermore the T of tissue changes with magnetic fields For the rat cortex Tj 920 40ms at 2 35 T D L THOMAS et al 2006 T 1300 20 ms at 4 7 T KETTUNEN et al 2007 T 1948 52 ms at 9 4 T R A d GRAAF et al 2006 In practice some parameters such as tissue T are not measured this measurement requires an extra scan which increase the total acquisition time and may increase the noise level in the final CBF map As ASL standardization pave the way for more clinical applications David C ALSOP et al 2014 In this study we evaluated the impact of tissue 7 on the accuracy of CBF quantification by comparing CBF estimates obtained in two tissues with similar CBF but different tissue T This was achieved by comparing CBF estimates from two cortex regions in the rat following the injection of either saline or a solution of manganese an intracellular contrast agent Based on the data several quantification schemes were compared x INSERM U836 Grenoble France Universit Joseph Fourier Grenoble Institut des Neurosciences Grenoble France i Bruker BioSpin MRI Ettligen Gremany Correspondence to Cl ment Debacker Centre de Recherche Inserm U 836 UJF CEA CHU Chemin Fortun Ferrini Universit Joseph Fourier Site Sant B timent Edmond J Safra 38706 La Tronche Cedex
241. ulsions d une dur e de l ordre de 15 ms ce qui est raisonnable au vu des valeurs du 75 donn es dans le Tab 2 1 Cette technique nous permet de comprendre le concept d inversion adiabatique mais en pratique elle n est pas utilis e ainsi en IR M Impulsions adiabatiques d inversion modul es en amplitude et en phase Suite l ajout d un modulateur d amplitude et de phase de champ RF sur les IRM une nouvelle technique d inversion adiabatique a vu le jour Dans ces techniques Bo est fixe et on fait varier bj en amplitude et en phase ou en fr quence selon l quation suivante dans le r f rentiel z y z tournant la fr quence instantan e 2 t Rrr dy t dt bi t b2 6 explig t 2 32 Dans ce rep re on obtient donc l quation suivante pour le champ effectif Qt Lo Bes t bY t ke k 2 33 Pour accomplir cette inversion adiabatique avec modulation de fr quence et d amplitude le champ RF doit donc tre faible en d but et en fin d impulsion et la condition d adiabaticit doit tre respect e cf Eq 2 31 Impulsions de type s cante hyperbolique Les impulsions de type s cante hyperbolique ont la particularit d avoir une solution analytique connue de l quation de Bloch SILVER et al 1985 comme l impulsion rectangulaire Cela a permis une tude approfondie de ces impulsions En g n ral ces impulsions sont surtout utilis es pour r aliser des inversions s lecti
242. um magnetization of tissue the following simplified equation was used to quantify CBF mL 100 g min AAM x exp w T CBF a E 2aM Tt x 1 exp 7 TT 6 4 where AM is the signal difference between control and label acquisitions w is the post labeling delay 200 ms 7 is the labeling duration 3 s a is the inversion efficiency measured in this study Mj is Mo map derived from the IR sequence T is the apparent T of tissue and is approximated by the T derived from the IR sequence Determination of MTT To process DSC data the change in R5 ARS over time was computed using AR t xi 2 6 5 where TE is the gradient echo time of the DSC sequence S t is the signal from each pixel over time and Sy is the mean baseline signal after equilibrium has been reached i e between 5s and 30s after imaging onset Then a gamma variate function H K THOMPSON et al 1964 was fitted to AR3 t using the Levenberg Marquardt fitting algorithm LEVENBERG 1944 MARQUARDT 92 1963 t T AR5 t K t Tg exp 8 o 6 6 where K To a B were the fitted parameters Except T bolus arrival time the fitted parameters have no direct physiological meaning The mean transit time MTT was derived as a surrogate marker of CBF changes H K THOMPSON et al 1964 MTT B a 1 6 7 Parameter measurements To derive CBF estimates two ROIs were manually drawn on the left and right cor
243. umed that the IE of blood was that of tissue To determine the IE of CASL and pCASL blood magnetization was measured in two manually drawn ROIs inside the two carotid arteries as show in Fig 6 1 The complex ratio of magnetiza tions measured with and without inversion was computed using equation 6 1 W ZHANG D S WILLIAMS et KORETSKY 1993 M Ma where M is the equilibrium magnetization of arterial blood signal without inversion for PASL and M is magnetization of arterial blood after inversion signal with inversion for PASL Determination of T1 The 7 map was derived pixel by pixel using the following equation and a Levenberg Marquardt fitting algorithm M TI Mo x 1 2 2ae 6 2 where M T T is the MR signal collected at each TT Mo the tissue magnetization at thermal equilibrium a the inversion efficiency of the inversion pulse Mo a and T are the fitted parameters Determination of CBF For PASL we used the Bruker protocol for CBF quantification and the equation introduced by Belle et al BELLE et al 1998 pe car qx 7 jJ 6 3 Ti qe CHAPITRE 6 ASL MULTI CHAMPS 91 96 3l Fig 6 1 a pCASL GEFC image obtained in one rat at 7 T The red arrows point to the two carotid The green circle in the insert is an example of the manually drawn ROI used to measure IE b Inversion efficiency map obtained in the same animal as in a Note the high IE in the two carotids which appears as almost pe
244. us mous que dans l eau libre ced me par exemple Enfin dans les tissus durs le temps de relaxation est galement plus long que dans l eau libre car les liaisons forte des mol cules d eau engendre des composantes de fr quences engendr par les champs locaux en dessous de la fr quence de Larmor Le T1 croit avec le champ statique Bo comme nous le verrons dans le chapitre 6 et comme on le voit sur les cartes 7 travers champs de la Fig 2 6 On voit cela galement sur la Fig 2 5 en effet la densit spectrale diminue avec l augmentation de la fr quence de Larmor donc il y a moins d change d nergie entre les spins et l environnement la relaxation est plus longue Jio Long f bound n Chon fodfrezi Fig 2 6 Cartes de T du cerveau pour un rat trois champs magn tiques 4 7 T 7 T et 11 7 T Les tissus durs comme les os ne sont pas facilement imageables en IRM car les protons sont tr s li s et les temps de relaxation transversales tr s courts On commence voir l imagerie de tissus plus solides comme le cartilage gr ce aux am liorations technologiques qui permettent de r duire le temps d cho notamment l aide de s quences Ultra short TE UTE ou Zero TE ZTE TYLER et al 2007 22 2 1 BASES PHYSIQUES DE L IRM Tab 2 1 Temps de relaxation diff rentes intensit s de champs magn tiques moyenne cart type Bo Esp ce T ms T ms T
245. utilise l aimantation du sang comme traceur et nous 64 3 6 SIMULATIONS ASL avons simul une perm abilit l eau suivant les valeurs de la litt rature car elle tait suppos e librement diffusible entre le compartiment vasculaire et extravasculaire dans la version de base du logiciel Cet outil nous a permis de comparer les valeurs de CBF donn es en entr e du programme et avec celles obtenues en sortie par une quantification du CBF partir du signal ASL simul cf section 2 4 4 D roulement de la simulation Dans l algorithme de simulation cf Fig B 1 b l volution de l aimantation au cours du temps se d roule de la facon suivante e Si le temps coul est inf rieur au temps de transit du sang entre les carotides et le plan d imagerie alors l aimantation arrivant dans le vaisseau est compl tement relax e Elle vaut donc 1 unit arbitraire selon l axe z et 0 dans les autres directions Mmarquage tongitudinal let Mmarquage transversal 0 dans l Eq 3 20 e Si le temps coul est sup rieur au temps de transit et inf rieur la dur e transit mar quage l aimantation arrivant aux vaisseaux sera invers e La valeur de cette aimantation est calcul e gr ce la proc dure d crite dans la section 3 6 1 A ces aimantations longitudinales et transversales calcul es sont appliqu es les relaxations 7 et 75 subies par l aimantation pendant le temps de transit du sang et avec l
246. veau est dans son environnement tissulaire Cette exp rience a t r alis e sur un petit chantillon de rats de l exp rience de reproductibilit entre champ cf chapitre 6 4 7T et 11 7 T e UJ TI 3 lt m je je Q gt Fig 4 10 Calcul du CBF post mortem 4 7 T et 11 7 T pour les m thodes CASL et pCASL 4 3 pCASL et CO Les exp riences de cette partie de th se ont t r alis es au cours du stage de Lydiane Hirschler Le but de ces exp riences est de tester la sensibilit de la s quence pCASL aux variations de perfusion induites par l inhalation de CO En effet les exp riences de vasor activit s au CO sont valu es en recherche clinique dans des pathologies comme l isch mie BIRNS et al 2009 1 AVC ZHAO et al 2009 l hypertension HAJJAR et al 2010 les tumeurs c r brales JIANG et al 2010 la maladie Alzheimer CANTIN et al 2011 ou encore la maladie de Parkinson Alexandre KRAINIK et al 2012 On trouve galement des tudes d inhalation de CO sur le rat pour induire CHAPITRE 4 VALUATION DE L ASL 75 des changements de CBF SILVA et al 1997 E L BARBIER SILVA et al 2001 WEGENER et al 2007 avec les sequences PASL ou CASL Nous avons donc voulu tester la sensibilit de la s quences pCASL ces changements de CBF induits 4 8 1 Protocole exp rimental Animaux Dix rats m les de lign e WISTAR Charles Rivers ont
247. ves Dans ce travail de th se c est ce type d impulsion qui a t utilis pour r aliser toutes les inversions des s quences d Inversion R cup ration IR et pour les s quences PASL Ce type d impulsion est disponible sur nos imageurs mais les impulsions d inversion auraient pu tre am lior es avec des impulsions adia batiques de type Frequency Offset Corrected Inversion FOCI ou Bandwidth modulated Selective Saturation and Inversion BASSI WARNKING et al 2006 Dans le r f rentiel tournant 2 le champ RF associ une impulsion type s cante hyperbolique est d crit par bi t pra sech Bt H 2 34 avec une bande passante de Aw 248 L impulsion peut tre tronqu e aux instants t T 2 sans que la r ponse ne soit significativement diff rente Si u lt 2 il n y a plus de d pendance au champ RF Pour avoir une bonne inversion on doit respecter la condition suivante yb gt up Ce type d impulsion modul e en amplitude et en fr quence permet de r aliser l inversion de l ai mantation des tissus et du sang dans les techniques de marquage de spin art riel PASL CHAPITRE 2 IRM 25 Inversion adiabatiques flux induite Pour les techniques CASL et pCASL l inversion de l aamantation est aussi adiabatique en revanche la modulation de fr quence est induite par le flux sanguin DIXON et al 1986 Le principe est le m me que pr c demment mais cette fois l amplitude et la
248. with the magnetic field as expected Fig 6 3g i shows an example on one animal of the pCASL phase optimization performed prior to the pCASL sequence for each magnetic field The signals from two ROIs are represented a whole brain ROI and a small vascular ROI located above the third ventricule which provided better perfusion contrast The optimal phase i e the phase that yields the highest perfusion signal was determined from this graph for each MRI session At each magnetic field the average phase correction was 27 9 23 8 at 4 7 T 30 6 15 7 at 7 T and 40 32 29 4 at 11 7 T The variability on this phase correction is high 75096 and increases with Bo This variability suggests that this parameter may not be fixed and should be optimized per experiment Fig 6 1a shows a raw pCASL GEFC image and Fig 6 1b the corresponding inversion efficiency map obtained with Eq 6 1 on which the two carotids are clearly depicted The residual vascular artefacts might be ascribed to the pulsatile 94 carotid flow The physiological status of the animals differed across magnetic fields At 4 7T and 7T experi ments performed in the same MRI facility the physiological status were comparable At 11 7 T experiments performed in a different MRI facility the heart rate was lower 292 BPM at 11 7T versus 460 BPM at 4 7 and 7 T the rectal temperature was faintly higher 37 C at 11 7 T versus 35 C at 4 7 and 7T but the breath ra
249. xel IRM 131 C Curriculum vita 133 Table des figures LE Cregeen SSHEUIG 2xoscko womow idea m Re Re dede d bi ERRE s kh eee ERE ER ERM ee Ee eR oe ii bb GONE carro ardor 1 5 Profil de vitesse dans les carotides L4 yee Cae eo OG m WR S Ri 1 6 Carotides de l homme et du rat 1 7 R gulation de la perfusion c r brale 1 8 Micro vascularisation du cerveau 1 9 Micro vascularisation du rat imag e en microscopie lectronique balayage PAG IGE de ERI 1 11 Activit c r brale sx 24x ox o See etre RS wo X Xxx 9 EERE os 2 1 Eilet Zeeman sse ccs ey ad 3 AAA Ko Wo e i 22 PINI ohne ROO 277 V AAA 2 3 Sch ma application bj sur M 5 22 225545 ZA pchema TOldXablOlt 4 299 woxcee amp o 9 TRA LL Y WX CEH BS e s 2 5 Densit spectrale et tissus ow eee ee nta e va 26 33 travers CHA ez m o9 een an Lei 2 7 Sch ma inversion adiabatique 2 5 PEDA RMN zuo ox RR E i rr ai bg La 2 9 D tection des outliers ag koxokow EUR EU a a ES 2 10 MT protons libres et protons li s 5 ii 211 MT ellet des saturations s so s wres STILL 212 tano rama Eolo EEE 2 13 Chronogramme CASE oc 0x ann dece OE bdo eo a ass 2 14 Efficacit d inversion en ASL en fonction dela vitesse du sang 2 15 Chronoeramme DE Abs s x ae ee ee OECEDEOR Row hom AR 2 16
250. z pour appliquer l impulsion en sym trique du plan d inversion label par rapport au plan d imagerie Cela permet d appliquer la m me saturation aux macromol cules du plan d imagerie et ainsi de compenser les effets de transfert d aimantation engendr s par cette saturation des macromol cules sans marquer le sang des carotides A nsi le signal des tissus sta tiques va th oriquement se compenser lors de la soustraction des images label et control et seule la composante du signal apport e par le sang invers va contribuer au signal de perfusion dans l hypoth se o le spectre des MT est sym trique Label Control A abeling Imaging i Imaging Labeling b Labeling Imaging d Labeling Imaging Aw G x AZ AW G x Az RF RF G G PLD PLD _ M TR TR Fig 2 13 Fonctionnement d une s quence CASL a Repr sentation sch matique de l exp rience abel le sang des carotides sera marqu sur un cerveau de rat gris et les carotides rouge le plan de marquage est en bleu et le plan d imagerie en rouge b Chronogramme associ l exp rience abel EPI d signe le module de lecture PLD le post labeling delay TE le temps d cho et TR le temps de r p tition c Sch ma de l exp rience contr le le sang des carotides n est pas marqu le marquage est en vert d Chronogramme de l exp rience control on peut noter que la valeur de la fr quence de l impulsion est oppos e celle du abel Avan
251. ze glioma SMRM 21st Annual Meeting Salt Lake City Utah USA Abstract No 0081 C S Debacker A Daoust J Warnking J Voiron and E L Barbier Impact of tissue t1 on perfusion measurement obtained with ASL Nouvelles m thodologies en imagerie du vivant Lyon FRANCE Abstract No 9277 C S Debacker A Daoust J Warnking J Voiron and E L Barbier Impact of tissue t1 on perfusion measurement obtained with ASL SMRM SCIENTIFIC WORKSHOP Perfusion MRI Amsterdam NETHERLANDS C S Debacker N A Pannetier F Mauconduit T Christen and E L Barbier Can we separate the contributions of permeability and diffusion of contrast agent a simulation study ISMRM 19th Annual Meeting Montr al Qu bec CANADA Abstract No 3691 C S Debacker N A Pannetier F Mauconduit T Christen and E L Barbier Can we separate the contributions of permeability and diffusion of contrast agent a simulation study Recherche en Imagerie et Technologies pour la Sant Rennes FRANCE Abstract No 636 Poster C S Debacker A Daoust J M Warnking J Voiron S K hler and E L Barbier Impact of tissue t1 on perfusion measurement obtained with ASL ESMRMB 30th Annual Scientific Meeting Toulouse FRANCE Abstract No 47841 C S Debacker J M Warnking J Voiron S K hler and E L Barbier Comparison of ASL inversion efficiency for 3 perfusion techniques at 3 magnetic fields ESMRMB 30th Annual Scientific M

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