17 novembre 2012 6 17 /11 /novembre /2012 19:05

 CALCUL de l’ADC  IRM DIFFUSION

Méthode Pour s’affranchir des effets T2 inclus

dans les images pondérées en diffusion, et pouvoir différencier fiablement,

 

 

parmi les structures en hyper signal, celles dont l’ADC est bas ,

de celles dont l’hypersignal est dû à un effet T2,

 

 

il est nécessaire de calculer le coefficient de diffusion

 

(ADC = Apparent Diffusion Coefficient). 


Ce coefficient est calculé automatiquement par les logiciels constructeurs à partir d‘une comparaison des 2 images acquises au même niveau du cerveau

 

(image pondérée en T2 et image pondérée en diffusion).


L’ADC en un point du cerveau correspond à la

 

pente de décroissance du signal

(sur une échelle logarithmique)

 

 

entre l’image pondérée en T2 et l’image pondérée en diffusion.

 Il est traduit en chaque point du cerveau sur la carte d’ADC par une échelle de couleur allant usuellement du rouge (ADC élevé) au bleu (ADC faible).

 

 

 

Une forte décroissance du signal entre les deux images traduit donc un

ADC élevé (pente forte, ex LCR, rouge),

 

 

et une décroissance faible un ADC faible (pente faible, ex AVC aigu, bleu).


 Valeurs normales


Au total, l’ADC ne dépend ni du champ magnétique, ni du type de séquence, ni du T1 et du T2, mais seulement de la nature biologique du tissu examiné.
- LCR = 3 x 10-3 mm2/sec

  Exemples chez l’adulte :
- SG = 0.8 x 10-3 mm2/sec
- SB = 0.3 à 1.2 x 10-3 mm2/sec

 

Les variations spatiales de l’ADC s’expliquent par les différences d’architecture cellulaire entre cortex et substance blanche, ainsi que de la compacité et l’organisation spatiale des fibres blanches dans les différents territoires.

* Le cerveau immature du petit enfant étant moins myélinisé que celui de l’adulte, il contient plus d’eau libre (plus de diffusion), et la diffusion est moins contrainte par les gaines de myéline (moins d’anisotropie).

Les valeurs d’ADC sont donc variables en fonction de l’âge.

Il est important de disposer de références normales en fonction de l’âge pour évaluer les patients.

Ces références sont rares dans la littérature. Pour exemple (1):
- SB du centre semi-ovale
1.5 x 10-3 mm2/sec entre 0 et 2 mois
0.8 x 10-3 mm2/sec après 36 mois
- Ganglions de la base
1.18 x 10-3 mm2/sec entre 0 et 2 mois
0.83 x 10-3 mm2/sec après 36 mois
- Cortex
1.25 x 10-3 mm2/sec entre 0 et 2 mois
1 x 10-3 mm2/sec après 36 mois.

4) En pathologie
a) ADC diminué
De façon générale, une diminution de l’ADC est liée à la présence d’un œdème cytotoxique, dont l’exemple le plus connu chez l’adulte est la souffrance ischémique à la phase aiguë.

Cependant, chez l’enfant, les causes de diminution de l’ADC sont beaucoup plus variées que chez l’adulte (2) :

b) ADC augmenté

 

Un ADC augmenté correspond le plus souvent à un œdème vasogénique et/ou à des lésions démyélinisantes.
Les causes en sont donc multiples, comme chez l’adulte :
- œdème vasogénique péri lésionnel (tumeurs, abcès, contusion, ...), thrombose veineuse, encéphalopathie hypertensive, ...
- lésions démyélinisantes de toute nature (leucodystrophies, encéphalomyélite aigüe post-infectieuse, sclérose en plaques, ...)

c) Quelques cas particuliers

* L’anoxo-ischémie de l’enfant.
Chez l’adulte, l’évolution de l’ADC en fonction du temps après un AVC est bien décrite avec une chute dès la première heure, un nadir vers 36-48h, une remontée progressive avec une pseudo-normalisation vers le 3eme-5eme jour, puis une augmentation au delà de la normale, persistante à distance (nécrose, gliose). Les AVC capsulo-lenticulaires de l’enfant se comportent de façon globalement comparable.

 

 

 

 

 


En revanche, la sensibilité et l’évolution de l’ADC dans les souffrances périnatales est plus incertaine. Si la souffrance de la SB est le plus souvent bien détectée dans les premiers jours (3), il n’en est pas toujours de même pour l’atteinte des noyaux gris centraux qui peut être douteuse voire inapparente dans les formes modérées, malgré une évolution clinique préoccupante (4). Le caractère le plus souvent bilatéral et symétrique des lésions empêche toute comparaison à l’hémisphère contro-latéral. La comparaison à des valeurs « normales » de patients du même âge peut prendre tout son intérêt. Un ADC bas dans le bras postérieur de la capsule interne serait de mauvais pronostic (5).

* Les tumeurs cérébrales.
Comme chez l’adulte, l’ADC est un reflet de l’architecture et de la cellularité tumorales.
Les tumeurs de haut grade, très cellulaires (ex médulloblastomes), ont un ADC plutôt bas (environ 1 à 1.5 x 10-3 mm2/sec), alors que les tumeurs de bas grade, peu cellulaires, avec un abondant tissu interstitiel (ex Astrocytome pilocytique, ou DNT), ont un ADC élevé (souvent aux environs de 2 à 2.5 x 10-3 mm2/sec ).

 

 La diffusion peut donc aider à la caractérisation tumorale, en association avec l’imagerie conventionnelle et la spectroscopie.

 

 

A noter enfin que l’imagerie de diffusion est un très bon moyen
diagnostique des images en cocarde pour différencier une tumeur kystique ou nécrotique d’un abcès : le kyste ou la nécrose tumorale ont un ADC très élevé (plutôt « rouge »), alors que l’abcès collecté a constamment un ADC effondré (<1 x 10-3 mm2/sec , franchement « bleu »).







* Les épilepsies
L’imagerie de diffusion fait l’objet d’intenses recherches pour localiser le foyer ictal dans les épilepsies focales, en particulier cryptogéniques. De nombreux auteurs ont décrit une diminution transitoire et modérée de l’ADC en post-ictal précoce suivie d’une augmentation , dans le foyer épileptogène (œdème cytotoxique puis œdème vasogénique réactionnel ?). Dans les crises prolongées ou sévères, on peut voir une diminution de l’ADC, parfois suivi d’une atrophie focale. Cependant, les variations d’ADC sont souvent subtiles, modérées et usuellement transitoires, ce qui rend leur appréciation encore difficile en routine clinique.

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- souffrance anoxo-ischémique
- faillite énergétique endogène (déficits de la chaîne respiratoire dans certaines cytopathies mitochondriales)

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26 novembre 2010 5 26 /11 /novembre /2010 18:15

Spin Echo Multi Echo

FSE TSE 

 RARE  FAST SPIN ECHO

 TURBO SPIN ECHO 

 

 

Nom commercial : RARE segmenté (Brucker), Fast Spin Echo (Philips), Turbo Spin Echo (Siemens, GE).

La séquence spin écho comporte une succession de TR et de TE. Une fois l'écho obtenu, il existe un intervalle libre jusqu'au TR suivant. Cet espace mort peut être employé pour recueillir de nouveaux échos. Pour cela il faut appliquer de nouvelles impulsions de 180° qui permettent une remontée du signal. En incrémentant simultanément le gradient de codage de phase, on remplit ainsi des lignes successives de l'espace K .
Cette technique multi-écho permet d'obtenir des imageries T1 et T2, mais elle entraîne quelques modifications de la pondération comparativement au standard spin-écho. Par exemple, la graisse est en franc hypersignal T2 car une partie des lignes est obtenue avec des TE courts (effet T1).
Le train d'écho (nombre d'écho réalisés après chaque TR) définit le facteur Turbo.

 






  • acquisition rapide (de l'ordre d'une dizaine de secondes)
  • peu sensible aux artéfacts de susceptibilité magnétique
  • imagerie monocoupe (apnée possible)

Inconvénients :

  • difficulté d'obtenir une imagerie à pondération T1 ou T2 aussi pure qu'en spin écho.

Principales indications :

  • La presque totalité des organes explorés en IRM.
  • Cette technique multi-écho permet d'obtenir des imageries T1 et T2, mais elle entraîne quelques modifications de la pondération comparativement au standard spin-écho. Par exemple, la graisse est en franc hypersignal T2 car une partie des lignes est obtenue avec des TE courts (effet T1).
    Le train d'écho (nombre d'écho réalisés après chaque TR) définit le facteur Turbo.

 

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22 novembre 2010 1 22 /11 /novembre /2010 20:16
 


Qualité de l'image

 

  DIMENSION de l'IMAGE

  CHAMP MAGNETIQUE     Intensité   Homogénéité

 

  RAPPORT S/ B  SIGNAL / BRUIT

 

Plusieurs facteurs affectent la qualité de l'image en particulier la dimension de cette image (c'est à dire la nombre de gradients de déphasage différents utilisés et la dimension des PIXELS) l'intensité et l'homogénéité (consistance) du champ magnétique statique, l'amplitude et la linéarité des gradients.

 

 

 Un paramètre fondamental à la fois pour qualité image et le contraste est le rapport Signal a Bruit (S/N) de l'image. Ce rapport est utilisé pour décrier le contributions relatives du véritable signal des signaux fluctuants aléatoirement regroupés généralement sous e nom de bruit.

 

 

Ce bruit peut s'ajouter ou se soustraire des véritables valeurs du pixel et causer ne perte de résolution en modifiant l'image particulièrement sur ses contours.

 

 

Plus le rapport S/N est petit, plus les fluctuations et la perte de résolution seront importantes.

Nous pouvons améliorer le rapport S/N d'une image de différentes façons: en réalisant une moyenne (addition de plusieurs mesures), en utilisant des coupes plus larges ou une technique d'acquisition tridimensionnelle, ou encore , en augmentant, dans certaines limites, la puissance du champs magnétique.

 

 

 

 

Une façon d'augmenter S/N et d'obtenir de meilleures images est d'utiliser des antennes de surface. Avec les antennes R.F. standards, une partie du bruit dans l'image ne vient pas de la zone d'intérêt : en particulier avec des coupes fines, l'antenne reçoit tout le bruit généré par le patient et le signal de la seule couche sélectionnée. En utilisant une petite antenne de surface, la région sensible peut être considérablement réduite pour améliorer de façon déterminante S/N. Pour conserver une bonne sélection de coupe et une excitation uniforme, l'antenne de corps est encore utilisée comme émetteur, l'antenne de surface ne jouant le rôle que de récepteur.

 

 

 

 

http://www.chl.lu/html/glossaire_biomedical/irm_qualite.html

 

 


 

 

 

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13 août 2010 5 13 /08 /août /2010 10:18

 

 

MPGR  

 

 

    GE Healtcare 

 

 

 

 

 

MULTIPLANAR GRE

 

 

 

 

 

 

ECHO DE GRADIENT MULTIPLANAIRE

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13 août 2010 5 13 /08 /août /2010 10:11

IRM T2*   ,T2 ETOILE

 

 

 

-   GRADIENT HEMO ( SPOILED GRE )  SIEMENS

 

 

 

-    T2 - TGSE- EPI  ( GRE & SE )

 

 

-    SWI  ( SW IMAGING )

 

 

 

-    T2 FFE   PHILIPS

 

-    EPI T2*

 

 

-    PRESTO  ( PRINCIPLES of ECHO SHIFTING with a TRAIN of OBSERVATIONS )

           pour PERFUSION MR et fMRI

 

 

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2 juillet 2010 5 02 /07 /juillet /2010 13:49

 

 

 

1   GE    LOCALIZER

 

 

2   PHILIPS   PLAN SCAN SURVEY

 

 

3   SIEMENS  LOCALIZER SCOUT

 

 

SEQUENCES EN

 

ESUR

EGR

EGUR

 

 

 

 

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2 juillet 2010 5 02 /07 /juillet /2010 13:48

 

 

SPECTROMETRIE PAR ECHO DE SPIN MONOVOXEL

 

      PRESS   GE

      PRESS    PHILIPS

      PRESS    SIEMENS

 

 

 

SPECTROMETRIE PAR ECHO STIMULE MONOVOXEL

 

     STEAM     GE

     STEAM     SIEMENS

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2 juillet 2010 5 02 /07 /juillet /2010 13:39

 

 

BOLD

 

BLOOD

 

OXYGENATION

 

LEVEL

 

DEPENDENT

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2 juillet 2010 5 02 /07 /juillet /2010 13:35

 

IRM

 

MULTIVENC

 

MultiVENC

 

MULTI

 

VELOCITY

 

ENCODING

 

 

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2 juillet 2010 5 02 /07 /juillet /2010 13:35

DW    DIFFUSION WEIGHTED

 

DWI    DIFFUSION WEIGHTED IMAGING

 

EG     ECHO DE GRADIENT

 

EGR   ECHO DE GRADIENT RAPIDE

 

EGUR  ECHO DE GRADIENT ULTRARAPIDE

 

EPI     ECHO PLANAR IMAGING

 

EPIFI   ECHO PLANAR IMAGING FONCTIONAL IMAGING

 

EPIR   ECHO PLANAR IMAGING INVERSION RECOVERY  

 

FFE FAST FIELD ECHO

 

FGRE  FAST GRADIENT ECHO

 

FGRET  FAST GRADIENT ECHO ECHO TRAIN LENGTH

 

FISP   FAST IMAGING WITH STEADY STATE PRECESSION

 

FSE FAST SPIN ECHO

 

FRFSE  FAST RECOVERY FAST SPIN ECHO

 

IR INVERSION RECOVERY     INVERSION RECUPERATION

 

IRM  INVERSION RECOVERY IN MAGNITUDE

 

 

IRUR INVERSION RECUPERATION ULTRARAPIDE

 

LAVA  LIVER ACQUISITION WITH VOLUME ACCELERATION

 

MSE   MODIFIED SPIN ECHO

 

MS      MULTIPLE SLICE

 

PC      PHASE CONTRAST

 

PCA    PHASE CONTRAST ANGIOGRAPHY

 

 

PSIF   INVERSE DE LA SEQUENCE FISP

 

SEG   SEGMENTED 

 

SE     SPIN ECHO

 

TSE    TURBO SPIN ECHO

 

TOF   TIME OF FLIGHT

 

IR  INVERSION RECOVERY 

 

FSE  FAST SPIN ECHO

 

ES    ECHO DE SPIN

 

ESR  ECHO DE SPIN RAPIDE

 

ESUR  ECHO DE SPIN ULTRARAPIDE

 

 

 

 

 

 

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