QCM : IRM : signal, codage et contraste — 39 questions

Explication

L’IRM forme ses images à l’aide d’un champ magnétique et de radiofréquences, sans employer de rayons X. La radiographie et le scanner, contrairement à l’IRM, utilisent des rayons X.

Explication

L’aimant supraconducteur produit un champ principal B0 constant et permanent, souvent égal à 1,5 ou 3 T en pratique clinique. Le champ B1 est plutôt associé à une excitation alternative transitoire.

Explication

La résonance correspond à une accumulation d’énergie lorsqu’une excitation périodique est proche de la fréquence propre du système. L’attraction ou la répulsion entre matériaux relève plutôt du magnétisme.

Explication

Le magnétisme nucléaire concerne les propriétés magnétiques des noyaux atomiques, en particulier celles des protons d’hydrogène. Les forces entre objets ou matériaux correspondent au magnétisme classique, tandis que l’amplification par excitation périodique décrit la résonance.

Explication

Le corps humain étant constitué d’environ 70 % d’eau, les protons d’hydrogène de cette eau fournissent une source majeure de signal pour l’IRM. Leur intérêt ne vient pas d’une masse nucléaire particulièrement élevée ni d’une production de rayons X.

Explication

Le moment magnétique nucléaire élémentaire est proportionnel au moment cinétique selon la relation $\mu = \gamma S$, où $\gamma$ est le rapport gyromagnétique. Une division, une addition ou un carré ne correspondent pas à cette relation.

Explication

En l’absence de champ appliqué, les orientations aléatoires se compensent et la somme des moments magnétiques est nulle. Sous B0, les spins prennent des orientations parallèles ou antiparallèles au champ.

Explication

Sous B0, un nombre légèrement plus grand de protons s’aligne parallèlement au champ, ce qui produit une aimantation longitudinale nette orientée selon B0. Une aimantation perpendiculaire au champ serait transversale, et non longitudinale.

Explication

La relation de Larmor donne $\nu_0 = \frac{\omega_0}{2\pi} = \frac{\gamma B_0}{2\pi}$, après avoir défini $\omega_0 = \gamma B_0$. La vitesse angulaire et la fréquence diffèrent par le facteur $2\pi$.

Explication

Le champ $B_1$ est alternatif et perpendiculaire au champ statique $B_0$; il est créé par un courant alternatif dans une bobine. La confusion fréquente consiste à attribuer à $B_1$ les propriétés de $B_0$, qui est constant et permanent.

Explication

La fréquence de résonance est obtenue en multipliant $3\ \mathrm{T}$ par $42{,}6\ \mathrm{MHz/T}$, ce qui donne $127{,}8\ \mathrm{MHz}$. La valeur $42{,}6\ \mathrm{MHz}$ correspond à une intensité de champ de $1\ \mathrm{T}$.

Explication

L’impulsion de $90^\circ$ bascule l’aimantation dans le plan transversal, puis son arrêt permet le retour progressif vers l’axe de $B_0$. Le champ $B_1$ provoque le basculement initial, tandis que la relaxation assure le retour.

Explication

La composante longitudinale $M_z$ récupère selon une loi en $1-e^{-t/T_1}$, tandis que la composante transversale $M_{xy}$ décroît selon $e^{-t/T_2}$. Les autres expressions échangent les constantes ou inversent la nature de la récupération et de la décroissance.

Explication

Le FID est la décroissance du signal observée après l’arrêt de l’impulsion de radiofréquence, pendant la diminution de $M_{xy}$. Le basculement initial de l’aimantation est provoqué par $B_1$, mais il ne constitue pas le FID.

Explication

La variation de l’aimantation transverse $M_{xy}$ induit un courant alternatif dans une antenne placée perpendiculairement à $B_0$, et ce courant forme le signal détecté. La composante $M_z$ augmente pendant la relaxation, mais elle n’est pas mesurée directement par cette antenne transverse.

Explication

Le FID est une oscillation sinusoïdale amortie : son amplitude diminue avec le temps, alors que ses fréquences restent stables car elles dépendent des tissus. Une variation de fréquence n’est donc pas la caractéristique principale du FID.

Explication

Le FID correspond à une décroissance libre dont l’amplitude s’atténue au cours du temps, alors que les fréquences d’oscillation demeurent stables. La diminution de l’amplitude ne signifie donc pas que les fréquences disparaissent ou diminuent.

Explication

À $t=T_2$, la relaxation transversale a entraîné la disparition de $63\ \%$ de $M_{xy}$, tandis qu’il en reste environ $37\ \%$. La repousse de $M_z$ relève de la constante $T_1$, et non de $T_2$.

Explication

La transformée de Fourier représente le signal selon la fréquence et permet de dissocier les fréquences qui le composent. Elle ne convertit pas ces fréquences en constantes de relaxation et ne mesure pas directement $T_1$.

Explication

Le codage spatial détermine l’origine spatiale du signal en faisant varier localement la fréquence de résonance au moyen de gradients. La transformée de Fourier sert principalement à séparer les fréquences, et non à assurer directement la localisation spatiale.

Explication

Le gradient de sélection de coupe attribue une fréquence de résonance distincte aux différentes coupes, ce qui permet de sélectionner la zone anatomique étudiée. Le déphasage conservé concerne le gradient de phase, tandis que la coordonnée x relève du gradient de fréquence.

Explication

Le gradient de fréquence Gω est appliqué pendant la mesure et code x en faisant varier la vitesse de rotation des protons selon leur position. Le codage par conservation du déphasage correspond au gradient de phase, tandis que la sélection des coupes utilise un autre gradient.

Explication

Le gradient de phase intervient après la sélection de coupe et avant la mesure; lorsque le gradient disparaît, les protons conservent le déphasage acquis. La variation des vitesses pendant la mesure caractérise plutôt le gradient de fréquence.

Explication

Le signal recueilli s’écrit comme une amplitude multipliée par le cosinus de la phase instantanée, soit $A=A_0\cos(\omega t+\varphi)$. Les autres expressions modifient la relation entre l’amplitude, la fréquence, le temps et la phase.

Explication

L’amplitude $A_0$ traduit l’intensité de l’aimantation transversale et devient une valeur de niveau de gris dans l’image. La localisation spatiale repose sur la fréquence et la phase, non sur l’amplitude.

Explication

La combinaison d’une fréquence et d’une phase fournit une signature permettant d’associer le signal à une position dans l’espace. L’intensité de l’aimantation est plutôt représentée par l’amplitude, qui est convertie en niveau de gris.

Explication

Une séquence IRM enchaîne la sélection de coupe, une ou plusieurs impulsions radiofréquence, le gradient de phase, le gradient de fréquence, puis le recueil du signal. Le gradient de phase code y, tandis que le gradient de fréquence, ou gradient de lecture, code x.

Explication

L’écho de gradient repose sur une seule impulsion radiofréquence à 90°, alors que l’écho de spin ajoute une impulsion à 180° après l’excitation initiale. Cette impulsion supplémentaire permet notamment de corriger le déphasage systématique lié aux inhomogénéités de B0.

Explication

Dans l’écho de gradient, les inhomogénéités de B0 ajoutent leur déphasage au déphasage propre des tissus, ce qui accélère la perte de cohérence et produit un T2* plus court que T2. L’impulsion à 180° est caractéristique de l’écho de spin et peut compenser ce déphasage systématique.

Explication

L’impulsion à 180° inverse les moments magnétiques; les protons rapides peuvent alors rattraper les protons lents, ce qui annule le déphasage systématique dû aux inhomogénéités de B0. La sélection de coupe et le codage de x reposent sur des gradients, tandis que les niveaux de gris proviennent de l’amplitude.

Explication

Le TR est l’intervalle entre deux répétitions et contrôle la repousse de $M_z$. Le TE concerne plutôt la mesure de l’écho et la décroissance transversale.

Explication

Le TE correspond au délai entre l’excitation et la mesure de l’écho, ce qui permet de sonder l’évolution selon T2. La repousse selon T1 dépend plutôt du TR.

Explication

T1 et T2 sont des paramètres physiques caractéristiques des tissus, alors que TR et TE sont réglés techniquement pour les étudier. Confondre T1 avec TR revient à mélanger une propriété tissulaire et un paramètre d’acquisition.

Explication

La pondération T2 utilise un TR long et un TE long afin de laisser les différences de décroissance transversale s’exprimer. Un TR et un TE courts favorisent plutôt la pondération T1.

Explication

En T1, la graisse apparaît en hypersignal, tandis qu’en T2 l’eau apparaît en hypersignal. L’eau est donc sombre en T1 mais devient claire en T2.

Explication

En T1, l’eau et l’air ont un aspect similaire. En T2, l’eau présente un hypersignal tandis que l’air présente un hyposignal, ce qui les différencie.

Explication

Le gadolinium est un agent paramagnétique qui modifie la relaxation T1 et augmente ainsi le contraste de l’image. Le TR et le TE sont des paramètres d’acquisition réglés indépendamment du produit injecté.

Explication

L’écho de gradient est formé après une seule impulsion à 90°, alors que l’écho de spin associe une impulsion à 90° puis une impulsion à 180°. L’impulsion à 180° est donc caractéristique de l’écho de spin dans cette distinction.

Explication

Les pondérations T1 et T2 apportent des informations complémentaires sur les tissus, ce qui améliore leur différenciation. Une seule pondération fournit une information plus limitée et ne remplace pas l’autre.