Resonnance Magnetique Nucleaire 1 et 2 Flashcards
Chronologie IRM
Excitation (antenne mode émetteur) Absorption (freq. De Larmor) Relaxation Codage Détection (antenne mode récepteur)
Séquences en EG (généralités)
T1 EG: plus rapide mais moins contrastée - vaisseaux visibles
T2* EG: nouveau contraste sensible aux Var. De susceptibilité magnétique
Paramètres TR, TE, alpha
Aimant supraconducteur
Bobines refroidies dans cuve hélium liquide ~4K ➡️ absence résistances
(Sinon bcp d’évaporation, tête froide: condensation)
B0 > 0,5 T
Type Helmhotz
4: 2 principales et 2 secondaires aux extrémités
Émission/ Réception RF
Antenne: circuit accordé à la fréquence de résonance:
accordée à : - Fréquence
- Impédance (50 oméga)
Ė antennes crâne, genou, rachis, «torso» : mieux épouser la forme de l’objet
Type cage d’oiseau: champ rf B1 très homogène, perpendiculaire au champ principal B0
Bobines de gradient
Aimant principal autour,
+ (couche interne): Bobine de Gradient
+ ( selon forme de l’objet) Bobine R.F.
Essentielles au codage spatial des images (X, Y, Z + bobine en X2-Y2, Bobine en XY)
➡️ champ magnétique qui varie de manière linéaire selon 1 axe
Formation de l’image: Gradient de champ magnétique
Selon localisation dans l’espace, chaque spin précesse à une fréquence différente.
Variation du champ magnétique ➡️ variation de la fréquence de résonance
Gradient exprimé en mT/m
Lire le signal PENDANT application du gradient, aussi appelé «gradient de lecture»
Sélection de coupe
Sélection plan grâce à la fréquence spécifique correspondant au plan
Le plan choisi est toujours perpendiculaire à l’axe du gradient appliqué:
Axial: G sur Z
Coronal: G sur Y
Sagittal: G sur X
Selon degré de pente ➡️ +/- épaisseur de coupe
Codage spatial en IRM
Codage par fréquence (les colonnes) et par la phase (les lignes)
Gradient X et Y si coupe= Z
Espace de Fournier ou espace K
Un point dans espace k, signal en ce point = somme de tous les voxels dans espace réel qui subissent gradient correspondant à l’instant du recueil du signal.
Dimension : m^(-1)
Centre de l’image espace k: contrastes
Périphérie: contours
TF inverse pour avoir l’image
Codage par la phase
(Pour les lignes)
Absence de gradient: tous ont la même fréquence
Gradient: fréquence et phase différentes les unes des autres
Arrêt du gradient:
- fréquences de précession identiques
- DIFF. DE PHASE CONSERVÉE !
G(phi) appliqué à n’importe quel moment
[sue le Schéma Echo de spin: entre impulsion 90 et 180°]
Echo de spin en multi-coupe
Inclure plusieurs coupes dans une période TR
Max nb de coupes= TR/ temps bloc d’acquisition
Si on a T1 avec TR=600ms, et bloc d’acquisition toutes les 17ms
Max nb de coupe= 600/17= 35 coupes par TR
Réduction de TR = réduction nb de coupe
Comment accélérer acquisition en Echo de Spin ?
Acquérir plusieurs lignes du plan de Fourier en même temps, et le temps serait divisé par facteur N (facteur turbo)
Echo de spin rapide (FSE) ou Turbo Echo de Spin: 5 lignes/TR
Selon schéma de remplissage: spiralé = très efficace mais perte de données périphériques
Echo Planar Imaging (EPI), Imagerie ultra-rapide
IRM de diffusion: réduire éventuels mouvements du sujet pendant acquisition
IRM d’Activation: résolution temporelle très élevée afin de suivre réponse signal RMN suite à tache cognitive
Mélange de EG et ES : Image en -40ms
Première version de EPI
Sequence FLASH (Fast Low Angle SHot) en EG (T2*)
Effet BOLD
Blood Oxygen Level Dependent effect (IRM d’activation ou IRMf)
Aire cérébrale activée ➡️ débit sanguin local accru
Consommation en O2 ↗️, mais pas autant que augmentation du débit sanguin local ➡️ plus de sang (sécurité, «on ne sait jamais»)
Rapport oHb/dHb ↗️; car apport en oHb
Signal RMN des protons dans le sang ↗️ (effet T2* réduit)
Effet T2* majoré à 3T, augmentation signal ~10%
