Séquence IRM - MRI sequence
Une séquence IRM en imagerie par résonance magnétique (IRM) est un réglage particulier de séquences d'impulsions et de gradients de champ pulsé , résultant en une apparence d'image particulière.
Une IRM multiparamétrique est une combinaison de deux séquences ou plus, et/ou incluant d' autres configurations d'IRM spécialisées telles que la spectroscopie .
Tableau récapitulatif
Ce tableau n'inclut pas les séquences inhabituelles et expérimentales .
| Grouper | Séquence | Abr. | La physique | Principales distinctions cliniques | Exemple |
|---|---|---|---|---|---|
| Écho de rotation | T1 pondéré | T1 | Mesure de la relaxation spin-réseau en utilisant un temps de répétition court (TR) et un temps d'écho (TE). |
Fondement standard et comparaison pour d'autres séquences |
|
| T2 pondéré | T2 | Mesure de la relaxation spin-spin en utilisant des temps TR et TE longs |
Fondement standard et comparaison pour d'autres séquences |
|
|
| Densité de protons pondérée | PD | TR long (pour réduire T1) et TE court (pour minimiser T2). |
Maladies et blessures articulaires .
|
|
|
| Écho de gradient (GRE) | Précession libre en régime permanent | SSFP | Maintien d'une aimantation transversale résiduelle constante sur des cycles successifs. | Création de vidéos IRM cardiaques (photo). |
|
| Efficace T2 ou "T2-étoile" |
T2* | Écho de rappel de gradient gâté (GRE) avec un temps d'écho long et un petit angle de retournement | Signal faible des dépôts d' hémosidérine (photo) et des hémorragies. |
|
|
| Pondéré en fonction de la sensibilité | SWI | Écho de rappel de gradient gâté (GRE), débit entièrement compensé, temps d'écho long, combine l'image de phase avec l'image de magnitude | Détection de petites quantités d'hémorragie ( lésion axonale diffuse illustrée) ou de calcium. |
_in_diffuse_axonal_injury.jpg)
|
|
| Récupération d'inversion | Récupération d'inversion de tau courte | REMUER | Suppression de graisse en définissant un temps d'inversion où le signal de graisse est nul. | Signal élevé dans l' œdème , comme dans les fractures de stress plus sévères . Attelles de tibia sur la photo : |
.jpg)
|
| Récupération d'inversion atténuée par le fluide | FLAIR | Suppression des fluides en définissant un temps d'inversion qui annule les fluides | Signal élevé dans l' infarctus lacunaire , les plaques de sclérose en plaques (SEP) , l'hémorragie sous-arachnoïdienne et la méningite (photo). |
|
|
| Récupération par double inversion | DIR | Suppression simultanée du liquide céphalo-rachidien et de la substance blanche par deux temps d'inversion. | Signal élevé de plaques de sclérose en plaques (photo). |
|
|
| Diffusion pondérée ( DWI ) | Conventionnel | CFA | Mesure du mouvement brownien des molécules d'eau. | Signal élevé quelques minutes après l'infarctus cérébral (photo). |
|
| Coefficient de diffusion apparent | CAN | Réduction de la pondération T2 en prenant plusieurs images DWI conventionnelles avec différentes pondérations DWI, et le changement correspond à la diffusion. | Minutes de signal faible après un infarctus cérébral (photo). |
|
|
| Tenseur de diffusion | DTI | Principalement la tractographie (photo) par un mouvement brownien global plus important des molécules d'eau dans le sens des fibres nerveuses. |
|
|
|
| Perfusion pondérée ( PWI ) | Contraste de susceptibilité dynamique | ASN | Mesure les changements au fil du temps dans la perte de signal induite par la sensibilité due à l' injection de contraste de gadolinium . |
|
|
| Étiquetage du spin artériel | ASL | Marquage magnétique du sang artériel sous la plaque d'imagerie, qui pénètre ensuite dans la région d'intérêt. Il n'a pas besoin de contraste au gadolinium. | |||
| Contraste dynamique amélioré | DCE | Mesure les changements au cours du temps dans le raccourcissement de la relaxation spin-réseau (T1) induite par un bolus de contraste au gadolinium . | Une absorption plus rapide du contraste Gd ainsi que d'autres caractéristiques suggèrent une malignité (photo). |
|
|
| IRM fonctionnelle ( IRMf ) | Imagerie dépendante du niveau d'oxygène dans le sang | AUDACIEUX | Les modifications du magnétisme de l' hémoglobine dépendant de la saturation en oxygène reflètent l'activité tissulaire. | Localisation de l'activité cérébrale lors de l'exécution d'une tâche assignée (par exemple, parler, bouger les doigts) avant la chirurgie, également utilisée dans la recherche sur la cognition |
|
| Angiographie par résonance magnétique ( ARM ) et phlébographie | Temps de vol | TOF | Le sang entrant dans la zone imagée n'est pas encore saturé magnétiquement , ce qui lui donne un signal beaucoup plus élevé lors de l'utilisation d'un temps d'écho court et d'une compensation de débit. | Détection d' anévrisme , de sténose ou de dissection |
|
| Imagerie par résonance magnétique en contraste de phase | PC-ARM | Deux gradients de même amplitude, mais de direction opposée, sont utilisés pour coder un déphasage, qui est proportionnel à la vitesse des spins . | Détection d' anévrisme , de sténose ou de dissection (photo). |
_Phase_Contrast_(PC)_sequence_MRI_of_arterial_dissections.jpg) ( VIPR ) |
Écho de rotation
T1 et T2
Chaque tissu revient à son état d'équilibre après excitation par les processus de relaxation indépendants de T1 ( spin-réseau ; c'est-à-dire aimantation dans le même sens que le champ magnétique statique) et T2 ( spin-spin ; transversal au champ magnétique statique). Pour créer une image pondérée en T1, la magnétisation est autorisée à récupérer avant de mesurer le signal MR en modifiant le temps de répétition (TR). Cette pondération d'image est utile pour évaluer le cortex cérébral, identifier les tissus adipeux, caractériser les lésions focales du foie et, en général, obtenir des informations morphologiques, ainsi que pour l' imagerie post-contraste . Pour créer une image pondérée en T2, la magnétisation est autorisée à décroître avant de mesurer le signal MR en modifiant le temps d'écho (TE). Cette pondération d'image est utile pour détecter l' œdème et l'inflammation, révéler les lésions de la substance blanche et évaluer l'anatomie zonale de la prostate et de l' utérus .
L'affichage standard des images IRM consiste à représenter les caractéristiques des fluides sur des images en noir et blanc , où différents tissus se présentent comme suit :
| Signal | pondéré en T1 | pondéré en T2 |
|---|---|---|
| Haute |
|
|
| Intermédiaire | Matière grise plus foncée que la matière blanche | Matière blanche plus foncée que matière grise |
| Faible |
|
|
Densité de protons
Les images pondérées en densité protonique (PD) sont créées en ayant un temps de répétition long (TR) et un temps d'écho court (TE). Sur les images du cerveau, cette séquence présente une distinction plus prononcée entre la matière grise (brillante) et la matière blanche (gris plus foncé), mais avec peu de contraste entre le cerveau et le LCR. Il est très utile pour la détection des maladies et des blessures articulaires .
Écho de dégradé
Une séquence d'écho de gradient est la base de nombreuses séquences dérivées importantes telles que l'imagerie écho-planaire et les séquences stationnaires SSFP. Il permet d'obtenir des temps de répétition (TR) très courts, et donc d'acquérir des images en peu de temps.
La séquence d'écho de gradient est caractérisée par une seule excitation suivie d'un gradient appliqué le long de l'axe de lecture appelé gradient de déphasage. Ce gradient modifie la phase de spin de manière spatialement dépendante de sorte qu'à la fin du gradient, le signal sera complètement annulé car la cohérence entre les spins sera complètement détruite.
A ce stade, le gradient de lecture de polarité opposée est appliqué, de manière à compenser l'effet du gradient de disparité. Lorsque l'aire du gradient de lecture est égale à celle du gradient de mésappariement, les spins auront une nouvelle phase cohérente (sauf pour les effets de relaxation T 2 *), et donc, un signal sera à nouveau détectable. Ce signal prend le nom d' écho , ou plus précisément de signal d'écho de gradient , car il est produit par rephasage dû à un gradient (contrairement au signal d'écho de spin, dont le rephasage est dû à une impulsion radiofréquence).
Les séquences de type écho de gradient permettent d'atteindre des temps de répétition très courts puisque l'acquisition d'un écho correspond à l'acquisition d'une ligne d'espace k, et cette acquisition peut être rendue rapide en augmentant l'amplitude des gradients de rephasage et de lecture. Une séquence de type écho de spin doit au contraire attendre l'épuisement du signal qui se forme spontanément après l'application de l'impulsion d'excitation avant de pouvoir produire un écho (décroissance d'induction libre).
A des fins de comparaison, le temps de répétition d'une séquence d'écho de gradient est de l'ordre de 3 millisecondes, contre environ 30 ms d'une séquence d'écho de spin.
Gâter
A la fin de la lecture, l'aimantation transversale résiduelle peut être interrompue (par l'application de gradients adaptés et l'excitation par des impulsions à radiofréquence à phase variable) ou maintenue.
Dans le premier cas, il existe une séquence gâchée, comme la séquence FLASH (Fast Low-Angle Shot), tandis que dans le second cas, il existe des séquences SSFP ( Steady-state free precession imaging ).
Précession libre en régime permanent
L'imagerie de précession libre à l'état d'équilibre (IRM SSFP) est une technique d'IRM qui utilise des états stables d'aimantations. En général, les séquences IRM SSFP sont basées sur une séquence IRM à écho de gradient (à faible angle de bascule) avec un temps de répétition court, qui dans sa forme générique a été décrite comme la technique IRM FLASH . Alors que les séquences d'écho de gradient gâtées se réfèrent à un état stable de l'aimantation longitudinale uniquement, les séquences d'écho de gradient SSFP incluent des cohérences transversales (magnétisations) provenant d'échos de spin multi-ordres qui se chevauchent et d'échos stimulés. Ceci est généralement accompli en recentrant le gradient de codage de phase dans chaque intervalle de répétition afin de maintenir l'intégrale de phase (ou moment de gradient) constante. Les séquences d'IRM SSFP entièrement équilibrées atteignent une phase de zéro en recentrant tous les gradients d'imagerie.
De nouvelles méthodes et des variantes de méthodes existantes sont souvent publiées lorsqu'elles sont capables de produire de meilleurs résultats dans des domaines spécifiques. Des exemples de ces améliorations récentes sont T*
2-écho de spin turbo pondéré ( T 2 TSE MRI), IRM de récupération à double inversion (DIR-MRI) ou IRM de récupération d'inversion sensible à la phase (PSIR-MRI), toutes capables d'améliorer l'imagerie des lésions cérébrales. Un autre exemple est MP-RAGE (acquisition rapide préparée par aimantation avec écho de gradient), qui améliore les images des lésions corticales de la sclérose en plaques.
En phase et hors phase
Les séquences en phase (IP) et hors phase (OOP) correspondent à des séquences d'échos de gradient appariées utilisant le même temps de répétition (TR) mais avec deux temps d'écho (TE) différents. Cela peut détecter même des quantités microscopiques de graisse, qui ont une baisse de signal sur OOP par rapport à IP. Parmi les tumeurs rénales qui ne présentent pas de graisse macroscopique, une telle baisse de signal est observée dans 80 % des carcinomes à cellules claires de type à cellules rénales ainsi que dans les angiomyolipomes à graisse minimale .
T2 effectif (T2* ou "T2-étoile")
L'imagerie pondérée en T2* peut être créée sous la forme d'une séquence d' écho de gradient recentrée après excitation avec un petit angle de bascule. La séquence d'un GRE T2*WI nécessite une grande uniformité du champ magnétique.
Noms commerciaux des séquences d'écho de gradient
| Classement académique | Écho dégradé gâté | Précession libre en régime permanent (SSFP) | Précession libre équilibrée à l'état stable (bSSFP) | ||
| Type ordinaire | Type Turbo ( préparation Magnetization , extrêmement faible angle coup, court TR ) |
FID- like | Echo -comme | ||
| Siemens |
FLASH F ast imagerie utilisant L ow A ngle Sh ot |
TurboFLASH Turbo FLASH |
FISP F ast I forgemagie avec S teady-état P récession |
PSIF inversé FISP |
TrueFISP vrai FISP |
| GE |
SPGR Sp huilé GR ASS |
SPGR rapide SPGR rapide |
GRASS G radient R eCall A cquisition utilisant S teady S tates |
SSFP S teady S tate F ree P récession |
FIESTA F ast I forgemagie E mploying St Eady-état A cquisition |
| Philips |
T 1 FFE T 1 pondérée en F ast F ield E cho |
TFE T urbo F ield E cho |
FFE F ast F ield E cho |
T 2 -FFE T 2 -pondéré F ast F eld E cho |
b-VPE B ÉQUILIBRÉ F ast F ield E cho |
Récupération d'inversion
Récupération d'inversion atténuée par le fluide
La récupération d'inversion à atténuation de fluide (FLAIR) est une séquence d'impulsions d'inversion-récupération utilisée pour annuler le signal des fluides. Par exemple, il peut être utilisé en imagerie cérébrale pour supprimer le liquide céphalo-rachidien afin de faire ressortir des lésions périventriculaires hyperintenses, telles que des plaques de sclérose en plaques. En choisissant soigneusement le temps d'inversion TI (le temps entre les impulsions d'inversion et d'excitation), le signal de tout tissu particulier peut être supprimé.
Ampleur de récupération d'inversion de turbo
L'amplitude de récupération d'inversion turbo (TIRM) mesure uniquement l'amplitude d'un écho de spin turbo après une impulsion d'inversion précédente, est donc insensible à la phase.
Le TIRM est supérieur dans l'évaluation de l' ostéomyélite et dans la suspicion de cancer de la tête et du cou . L'ostéomyélite apparaît comme des zones de haute intensité. Dans les cancers de la tête et du cou, le TIRM s'est avéré à la fois donner un signal élevé dans la masse tumorale, ainsi qu'un faible degré de surestimation de la taille de la tumeur par des changements inflammatoires réactifs dans les tissus environnants.
Diffusion pondérée
L'IRM de diffusion mesure la diffusion des molécules d'eau dans les tissus biologiques. Cliniquement, l'IRM de diffusion est utile pour le diagnostic d'affections (par exemple, un accident vasculaire cérébral ) ou de troubles neurologiques (par exemple, la sclérose en plaques ) et aide à mieux comprendre la connectivité des axones de la substance blanche dans le système nerveux central. Dans un milieu isotrope (à l'intérieur d'un verre d'eau par exemple), les molécules d'eau se déplacent naturellement de manière aléatoire en fonction de la turbulence et du mouvement brownien . Dans les tissus biologiques cependant, où le nombre de Reynolds est suffisamment faible pour un écoulement laminaire , la diffusion peut être anisotrope . Par exemple, une molécule à l'intérieur de l' axone d'un neurone a une faible probabilité de traverser la membrane de myéline . Par conséquent, la molécule se déplace principalement le long de l'axe de la fibre neurale. Si l'on sait que les molécules d'un voxel particulier diffusent principalement dans une direction, on peut supposer que la majorité des fibres de cette zone sont parallèles à cette direction.
Le développement récent de l' imagerie par tenseur de diffusion (DTI) permet de mesurer la diffusion dans plusieurs directions et de calculer l'anisotropie fractionnaire dans chaque direction pour chaque voxel. Cela permet aux chercheurs de créer des cartes cérébrales des directions des fibres pour examiner la connectivité de différentes régions du cerveau (à l'aide de la tractographie ) ou d'examiner les zones de dégénérescence et de démyélinisation neuronales dans des maladies comme la sclérose en plaques.
Une autre application de l'IRM de diffusion est l' imagerie pondérée en diffusion (DWI). Suite à un accident vasculaire cérébral ischémique , le DWI est très sensible aux changements se produisant dans la lésion. On suppose que l'augmentation de la restriction (barrières) à la diffusion de l'eau, en raison d'un œdème cytotoxique (gonflement cellulaire), est responsable de l'augmentation du signal sur un balayage DWI. L'amélioration du DWI apparaît dans les 5 à 10 minutes suivant l'apparition des symptômes de l' AVC (par rapport à la tomodensitométrie , qui souvent ne détecte pas les modifications de l'infarctus aigu jusqu'à 4 à 6 heures) et reste jusqu'à deux semaines. Couplé à l'imagerie de la perfusion cérébrale , les chercheurs peuvent mettre en évidence des régions de « mésappariement perfusion/diffusion » qui peuvent indiquer des régions susceptibles d'être récupérées par une thérapie de reperfusion.
Comme beaucoup d'autres applications spécialisées, cette technique est généralement couplée à une séquence d'acquisition d'images rapide, telle qu'une séquence d' imagerie planaire écho .
Perfusion pondérée
L'imagerie pondérée en perfusion (PWI) est réalisée par 3 techniques principales :
- Contraste de susceptibilité dynamique (DSC) : un contraste de gadolinium est injecté et une imagerie répétée rapide (généralement pondérée en T2 par écho de gradient ) quantifie la perte de signal induite par la susceptibilité.
- Contraste dynamique amélioré (DCE) : mesure du raccourcissement de la relaxation spin-réseau (T1) induite par un bolus de contraste au gadolinium .
- Marquage de spin artériel (ASL) : Marquage magnétique du sang artériel sous la dalle d'imagerie, sans avoir besoin de contraste au gadolinium.
Les données acquises sont ensuite post-traitées pour obtenir des cartes de perfusion avec différents paramètres, tels que BV (volume sanguin), BF (débit sanguin), MTT (temps de transit moyen) et TTP (temps jusqu'au pic).
Dans l'infarctus cérébral , la pénombre a diminué la perfusion. Une autre séquence d' IRM , l' IRM pondérée en diffusion , estime la quantité de tissu déjà nécrotique, et la combinaison de ces séquences peut donc être utilisée pour estimer la quantité de tissu cérébral qui est récupérable par thrombolyse et/ou thrombectomie .
IRM fonctionnelle
L'IRM fonctionnelle (IRMf) mesure les changements de signal dans le cerveau qui sont dus à l'évolution de l' activité neuronale . Il est utilisé pour comprendre comment différentes parties du cerveau répondent à des stimuli externes ou à une activité passive dans un état de repos, et a des applications dans la recherche comportementale et cognitive , et dans la planification de la neurochirurgie des zones cérébrales éloquentes . Les chercheurs utilisent des méthodes statistiques pour construire une carte paramétrique 3-D du cerveau indiquant les régions du cortex qui démontrent un changement significatif d'activité en réponse à la tâche. Par rapport à l'imagerie anatomique T1W, le cerveau est scanné à une résolution spatiale inférieure mais à une résolution temporelle plus élevée (généralement une fois toutes les 2-3 secondes). Les augmentations de l'activité neuronale provoquent des modifications du signal RM via T*
2changements; ce mécanisme est appelé effet BOLD ( dépendant du niveau d'oxygène dans le sang ). L'augmentation de l'activité neuronale entraîne une demande accrue d'oxygène, et le système vasculaire surcompense en fait, augmentant la quantité d' hémoglobine oxygénée par rapport à l'hémoglobine désoxygénée. Comme l'hémoglobine désoxygénée atténue le signal RM, la réponse vasculaire entraîne une augmentation du signal liée à l'activité neuronale. La nature précise de la relation entre l'activité neuronale et le signal BOLD est un sujet de recherche actuel. L'effet BOLD permet également la génération de cartes 3D haute résolution du système vasculaire veineux dans le tissu neural.
Alors que l'analyse du signal BOLD est la méthode la plus couramment utilisée pour les études en neurosciences chez les sujets humains, la nature flexible de l'imagerie par résonance magnétique permet de sensibiliser le signal à d'autres aspects de l'approvisionnement en sang. Des techniques alternatives utilisent le marquage de spin artériel (ASL) ou la pondération du signal IRM par le débit sanguin cérébral (CBF) et le volume sanguin cérébral (CBV). La méthode CBV nécessite l'injection d'une classe d'agents de contraste pour IRM qui font actuellement l'objet d'essais cliniques chez l'homme. Comme cette méthode s'est avérée beaucoup plus sensible que la technique BOLD dans les études précliniques, elle peut potentiellement étendre le rôle de l'IRMf dans les applications cliniques. La méthode CBF fournit plus d'informations quantitatives que le signal BOLD, mais avec une perte significative de sensibilité de détection.
Angiographie par résonance magnétique
L'angiographie par résonance magnétique ( ARM ) est un groupe de techniques basées sur l'imagerie des vaisseaux sanguins. L'angiographie par résonance magnétique est utilisée pour générer des images d'artères (et plus rarement de veines) afin de les évaluer pour une sténose (rétrécissement anormal), des occlusions , des anévrismes (dilatations de la paroi vasculaire, à risque de rupture) ou d'autres anomalies. L'ARM est souvent utilisée pour évaluer les artères du cou et du cerveau, l'aorte thoracique et abdominale, les artères rénales et les jambes (ce dernier examen est souvent appelé « run-off »).
Contraste de phase
L'IRM à contraste de phase (PC-MRI) est utilisée pour mesurer les vitesses d'écoulement dans le corps. Il est principalement utilisé pour mesurer le flux sanguin dans le cœur et dans tout le corps. L'IRM-PC peut être considérée comme une méthode de vélocimétrie par résonance magnétique . Étant donné que la PC-IRM moderne est généralement résolue dans le temps, elle peut également être appelée imagerie 4-D (trois dimensions spatiales plus le temps).
Imagerie pondérée en susceptibilité
Imagerie de susceptibilité (SWI) est un nouveau type de contraste en IRM différente de la densité de spin, T 1 ou T 2 imagerie. Cette méthode exploite les différences de sensibilité entre les tissus et utilise un balayage d'écho 3D à gradient 3D à haute résolution et à compensation de vitesse. Cette acquisition de données et ce traitement d'image spéciaux produisent une image d'amplitude de contraste améliorée très sensible au sang veineux, aux hémorragies et au stockage du fer. Il est utilisé pour améliorer la détection et le diagnostic des tumeurs, des maladies vasculaires et neurovasculaires (accident vasculaire cérébral et hémorragie), de la sclérose en plaques, de la maladie d'Alzheimer, et détecte également les lésions cérébrales traumatiques qui peuvent ne pas être diagnostiquées par d'autres méthodes.
Transfert de magnétisation
Le transfert de magnétisation (MT) est une technique permettant d'améliorer le contraste de l'image dans certaines applications de l'IRM.
Les protons liés sont associés aux protéines et comme ils ont une très courte désintégration T2, ils ne contribuent normalement pas au contraste de l'image. Cependant, comme ces protons ont un large pic de résonance, ils peuvent être excités par une impulsion radiofréquence qui n'a aucun effet sur les protons libres. Leur excitation augmente le contraste de l'image par transfert de spins saturés du pool lié vers le pool libre, réduisant ainsi le signal d'eau libre. Ce transfert d'aimantation homonucléaire fournit une mesure indirecte du contenu macromoléculaire dans les tissus. La mise en œuvre du transfert d'aimantation homonucléaire consiste à choisir des décalages de fréquence et des formes d'impulsions appropriés pour saturer suffisamment les spins liés, dans les limites de sécurité du taux d'absorption spécifique pour l'IRM.
L'utilisation la plus courante de cette technique est la suppression du signal de fond lors de l'angiographie IRM en temps de vol. Il existe également des applications en neuroimagerie notamment dans la caractérisation des lésions de la substance blanche dans la sclérose en plaques .
Écho de rotation rapide
L'écho de spin rapide (FAISE ou FSE, ref 65bis), également appelé écho de spin turbo (TSE) est une séquence qui se traduit par des temps de balayage rapides. Dans cette séquence, plusieurs 180 impulsions radiofréquence de refocalisation sont délivrées pendant chaque intervalle de temps d'écho (TR), et le gradient de codage de phase est brièvement activé entre les échos. La séquence d'impulsions FSE/TSE ressemble superficiellement à une séquence conventionnelle d'écho de spin (CSE) en ce sens qu'elle utilise une série d'impulsions de recentrage à 180º après une seule impulsion à 90º pour générer un train d'échos. La technique FSE/TSE, cependant, modifie le gradient de codage de phase pour chacun de ces échos (une séquence multi-écho classique collecte tous les échos dans un train avec le même codage de phase). En raison du changement du gradient de codage de phase entre les échos, plusieurs lignes d'espace k (c'est-à-dire des étapes de codage de phase) peuvent être acquises dans un temps de répétition (TR) donné. Du fait que plusieurs lignes de codage de phase sont acquises pendant chaque intervalle TR, les techniques FSE/TSE peuvent réduire considérablement le temps d'imagerie.
Radiographie montrant une suspicion de fracture sous-capitale compressive sous forme de ligne radiodense
Le scanner montre le même, atypique pour une fracture puisque le cortex est cohérent
L'IRM turbo-spin pondérée en T1 confirme une fracture, car la moelle osseuse environnante a un faible signal d'œdème.
65-bis - Ph. MELKI, RV MULKERN, LP PANYCH, FA JOLESZ. Comparaison des séquences d'écho de spin avec la méthode FAISE. J. Magn. Réson. Imag. 1991 ; 1:319-326.
65-Ter Ph. MELKI, FA JOLESZ, RV MULKERN. Echo RF partiel planaire avec la méthode FAISE : Evaluation expérimentale et théorique des artefacts d'image. Mag. Rés. Méd. 1992 ; 26:328-341.
65-Quatro - Ph. MELKI, FA JOLESZ, RV MULKERN. Imagerie RF partielle écho planaire avec la méthode FAISE : équivalence de contraste avec des séquences d'écho de spin. Mag. Rés. Méd. 1992 ; 26:342-354.
Suppression des graisses
La suppression des graisses est utile, par exemple, pour distinguer l'inflammation active dans les intestins des dépôts de graisse tels que ceux qui peuvent être causés par une maladie intestinale inflammatoire de longue date (mais peut-être inactive) , mais aussi l' obésité , la chimiothérapie et la maladie cœliaque . Les techniques pour supprimer la graisse sur l'IRM comprennent principalement :
- Identification de la graisse par le déplacement chimique de ses atomes, provoquant différents déphasages dépendant du temps par rapport à l'eau.
- Saturation sélective en fréquence du pic spectral de graisse par une impulsion "fat sat" avant imagerie.
- Short tau inversion recovery (STIR), une méthode dépendante de T1
- Présaturation spectrale avec récupération d'inversion (SPIR)
Imagerie de la neuromélanine
Cette méthode exploite les propriétés paramagnétiques de la neuromélanine et peut être utilisée pour visualiser la substantia nigra et le locus coeruleus . Il est utilisé pour détecter l' atrophie de ces noyaux dans la maladie de Parkinson et d'autres parkinsonismes , et détecte également les changements d'intensité du signal dans le trouble dépressif majeur et la schizophrénie .
Séquences peu communes et expérimentales
Les séquences suivantes ne sont pas couramment utilisées en clinique et/ou sont au stade expérimental.
T1 rhô (T1ρ)
T1 rho (T1ρ) est une séquence IRM expérimentale qui peut être utilisée en imagerie musculo-squelettique. Son utilisation n'est pas encore généralisée.
Les molécules ont une énergie cinétique qui est fonction de la température et s'exprime par des mouvements de translation et de rotation, et par des collisions entre molécules. Les dipôles mobiles perturbent le champ magnétique mais sont souvent extrêmement rapides de sorte que l'effet moyen sur une longue échelle de temps peut être nul. Cependant, selon l'échelle de temps, les interactions entre les dipôles ne s'éloignent pas toujours en moyenne. A l'extrême le plus lent, le temps d'interaction est effectivement infini et se produit là où il y a de grandes perturbations de champ stationnaires (par exemple, un implant métallique). Dans ce cas, la perte de cohérence est qualifiée de "déphasage statique". T2* est une mesure de la perte de cohérence dans un ensemble de spins qui inclut toutes les interactions (y compris le déphasage statique). T2 est une mesure de la perte de cohérence qui exclut le déphasage statique, en utilisant une impulsion RF pour inverser les types d'interaction dipolaire les plus lents. Il existe en fait un continuum d'échelles de temps d'interaction dans un échantillon biologique donné, et les propriétés de l'impulsion RF de recentrage peuvent être réglées pour recentrer plus qu'un simple déphasage statique. En général, le taux de décroissance d'un ensemble de spins est fonction des temps d'interaction et également de la puissance de l'impulsion RF. Ce type de désintégration, se produisant sous l'influence de RF, est connu sous le nom de T1ρ. Elle est similaire à la désintégration T2 mais avec quelques interactions dipolaires plus lentes recentrées, ainsi que des interactions statiques, d'où T1ρ≥T2.
Autres
- Les séquences de récupération de saturation sont rarement utilisées, mais peuvent mesurer le temps de relaxation spin-réseau (T1) plus rapidement qu'une séquence d'impulsions de récupération d'inversion.
- L' imagerie à double codage à diffusion oscillante (DODE) et à double codage à diffusion (DDE) sont des formes spécifiques d'imagerie par diffusion IRM, qui peuvent être utilisées pour mesurer les diamètres et les longueurs des pores des axones .