Annexe 1 : Spin et magnétisme nucléaire

Un noyau atomique peut posséder :

Le moment cinétique ou spin (vecteur) a un module et aussi une direction. La mécanique quantique prévoit que (placé dans un champ magnétique orienté selon Oz)   ne peut avoir que certaines orientations, liées à un autre nombre quantique m. L’orientation de S_n par rapport à l’axe vertical (composante sur Oz) est en effet donné par l’équation :
[3]Snz=mħm peut prendre 2I + 1 valeurs (I, I – 1, I – 2… – I). Avec I = 1/2 le noyau d’hydrogène ou proton ne peut avoir que deux orientations et valeurs possibles, parallèle (état «up») et antiparallèle (état «down») du moment cinétique ou spin (et donc du moment magnétique) :Sz=±1/2ħet avec (2)μz=±1/2γħ

Elles correspondent en fait à deux niveaux d’énergie. Par convention on dit que le proton a un spin 1/2. Comme on connaît la composante sur l’axe Oz et l’amplitude de S_n = ħ 3/4^1/2 (avec I = 1/2 et (1)) on peut calculer l’angle par rapport à Oz.

Au total : le noyau d’hydrogène ou proton possède un moment cinétique ou spin «nucléaire» (lié à la rotation sur son axe propre) et un moment magnétique (lié à sa charge en rotation). Seules deux orientations du spin, donc du moment magnétique sont permises.

Annexe 2 : Quantité de protons en excès en position parallèle dans un volume

Calcul de la contenance en protons dans 1 cm³ d’eau (1 ml) :

Dans 1 ml, il y a :
2×6,02×102318=6,69×1022protons

Calcul de la quantité de protons en excès en position parallèle dans 1 cm³ d’eau :

Annexe 3 : Champ magnétique tournant et onde RF

On peut créer un champ magnétique tournant grâce à un courant électrique oscillant dans une bobine appelée antenne émettrice. Ce courant oscillant engendre un champ magnétique oscillant lui aussi correspondant à une onde électromagnétique (Fig. A-1).

Annexe 4 : Calcul de la durée ou de l’intensité des impulsions RF de 90° et de 180°

La fréquence «angulaire» de précession (pulsation, fréquence ou «vitesse» circulaire et/ou angulaire en radians) de M autour de B₁ est donnée par :
[1]ω1=γB1

d’où
[2]t=π/2ω1=T4où T est la période de l’impulsion.

En effet, la période est l’inverse de la fréquence v₁, T = 1/ v₁, et la vitesse angulaire est liée à la fréquence par ω₁ = 2πv₁ (la fréquence est le nombre de tours par seconde, la vitesse circulaire est donnée en radians, et un tour = 360° = 2π).

On a donc ω₁ = 2π/T, soit en remplaçant [2] :
2πT·t=π2ett=T4(=T2π·π2)

Au total, ce petit calcul a au moins le mérite de démontrer qu’il faut appliquer l’impulsion RF pendant une durée de T/4 pour une bascule de 90° et T/2 pour une bascule de 180°, soit deux fois plus longtemps pour une impulsion de 180° par rapport à une impulsion de 90°, ce qui somme toute est logique car la vitesse angulaire est constante (égale à ω₁).

Si, maintenant, dans l’[1], nous supposons que t est constant, nous voyons qu’en multipliant ω₁ par 2, on obtient également σ = π = 180° :
2(ω1t)=2(π2)=π

Or, doubler ω₁ correspond à doubler B₁ ([1]), c’est-à-dire l’intensité de l’impulsion RF.

En conclusion, pour passer d’une impulsion de 90° à une impulsion de 180°, on peut soit appliquer l’impulsion RF deux fois plus longtemps, soit avec une intensité double.

Annexe 5 : Distribution de Boltzmann

Lorsqu’un échantillon tissulaire contenant N protons est soumis à un champ magnétique  , la répartition entre les deux niveaux d’énergie, N1 protons sur le niveau   (état «up») et N2 protons sur le niveau   (état «down») se fait conformément à la distribution de Boltzmann :
N1N2=e−(E1−E2)/kTsoitN1=N2e−(ΔE)/kToù k est la constante de Boltzmann et T la température absolue.

Il y a donc plus de protons sur le niveau de plus faible énergie (environ ΔN = 4 pour N = 2 millions), d’où apparition d’un vecteur d’aimantation macroscopique . Sa projection sur l’axe Oz (orienté selon  ) est égale à :
M→z=(N1−N2)μ→zM→z0=4μ→z(pour N=2millions etΔN=4)

Annexe 6 : Cohérence entre modèle quantique et classique

Pour que l’onde RF induise des transitions du niveau de basse énergie   (état «up») sur le niveau de haute énergie   (état «down»), il faut que l’énergie E = hv_r de l’onde RF soit exactement égale à ΔE :
E=ΔE oùhvr=γħB0soit avecħ·=h2πetvr=ωr2πvr=γB02πetωr=γ0B0=ω0ce qui correspond à la condition de résonance de la mécanique classique, où la pulsation ω_r de l’onde RF (électromagnétique) ou la fréquence de rotation ω_r du champ magnétique tournant   doit être égale à la fréquence de Larmor ω₀ (fréquence angulaire de précession des protons autour de   selon Oz). Il y a donc une «cohérence» entre modèle quantique et classique.

Annexe 7 : Repousse en   et décroissance en   de l’aimantation après une impulsion de 90°

Tableau ARepousse de l’aimantation longitudinale M→z en T1 (après une impulsion de 90°).Intervalle T1Repousse de Mz0,539 %163 %1,578 %287 %395 %498 %599 %

Tableau A - Repousse de l’aimantation longitudinale   en   (après une impulsion de 90°).

Intervalle    Repousse de Mz  0,5  39 %  1  63 %  1,5  78 %  2  87 %  3  95 %  4  98 %  5  99 %

Tableau BDécroissance du signal (M→xy) en T2.Intervalle T2Décroissance Mxy0100 %0,2578 %0,5061 %0,7547 %137 % (reste 63 %)213 %35 %42 %

Tableau B - Décroissance du signal ( ) en  .

Intervalle    Décroissance Mxy  0  100 %  0,25  78 %  0,50  61 %  0,75  47 %  1  37 % (reste 63 %)  2  13 %  3  5 %  4  2 %

Annexe 8 : Évolution dans le temps de l’aimantation longitudinale et transversale pendant la relaxation

Nous avons  , car après une impulsion de 90° le module (longueur) du vecteur d’aimantation transversal maximal est bien égal au vecteur d’aimantation longitudinal à l’équilibre, nous utiliserons « » pour les deux.

Après une impulsion de 90°,   y évoluent en fonction du temps selon :
M→z(t)=M→0(1−e−t/T1)etM→xy(t)=M0e−t/T2nous pouvons donc calculer le temps pour une repousse de 63% de  , nous avons alors   d’où :0,63M→0=M→0(1−e−t/T1)0,63=(1−e−t/T1)0,37=1/e−t/T1,comme1/e=0,371/e=et/T1e=et/T1t/T1=1d’où t =  

Nous pouvons également calculer le temps pour une décroissance de 63 % de  , il persiste   d’où :
0,37M→0=M→0e−t/T2→0,37=e−t/T2d’où (voir au-dessus)  .

Annexe 9 : Influence des paramètres TR et TE sur le signal en SE

De façon schématique, en séquence de spin écho le signal est donné par l’équation :
[1]Sse=ρL(TR/T1)⋅T(T2/TE)avec : S_se = signal en spin écho, ρ = densité protonique,  ,  .

Dans cette équation le signal est proportionnel à la densité protonique. Il dépend également de deux fonctions dont l’une,   traduit la décroissance exponentielle en   de MT (modulé par le TE) et l’autre,   traduit la repousse exponentielle en   de ML (modulé par le TR).

Influence du TR

Si on allonge le TR (TR  ),   devient grand,
eTR/T1→∞,e−TR/T1(1/∞)→0,1−e−TR/T1=L(TR/T1))→1, l’[1] se simplifie (en remplaçant   par 1) :[1′]Sse=ρ1·T(T2/TE),elle ne dépend plus du terme en   d’où «dépondération en ». Inversement par un raccourcissement du TR (avec raccourcissement du TE), le terme   devient prépondérant (par rapport à  ), d’où «pondération en ».

Influence du TE

Annexe 10 : Croisement des courbes de repousse de l’aimantation longitudinale

Le niveau de repousse de   est donné par :
Sr=ρL(TR/T1)avec, ρ = densité protonique et  avec les valeurs LCR ρ = 1 et   = 3 000 ms et cerveau (substance blanche) : ρ = 0,6 et   = 500 ms, le croisement des courbes (même intensité!) aura lieu pour1−e−TR/3000=0,6(1−e−TR/500)soite−TR/3000−e−TR/500−0,4=0équation du 6^e degré (a/x⁶ – 1/a + 1, avec x = e^TR/3000, x⁶ = e^TR/500 et a = 0,6) dont la solution obtenue par méthode numérique est TR = 2 729,7837 (≈3 000 ms)!

Une première approximation consiste à négliger le terme 1/x⁶ = e^−TR/500 (petit/x, car x⁶ grand)

d’où e^−TR/3000 = 0,4

d’où
TR/3000=−log0,4=log1/0,4=log2,5=0,92

et TR = 2 748,87 ≈ 2 750 ms

Le calcul peut être refait pour la substance grise.
1−e−TR/3000=0,7(1−e−TR/750)ou e−TR/3000−e−TR/750−0,3=0

Soit de nouveau en première approximation en négligeant le terme e^−TR/750
e−TR/3000=0,3

d’où
TR/3000=−log0,3=log1/0,3=log3,33=1,203

etTR = 3609 ≈ 3600 ms

De façon un peu plus précise, la valeur est proche de TR = 3500 ms (plus exactement 3551 ms^{1Ce degré de précision n’a que peu d’intérêt étant donné l’approximation faite sur les valeurs approchées de T1 et ρ.} ), en effet pour cette valeur
e−3500/3000=0,31(calculette=0,3114032);e−TR/750=0,01(calculette=0,0094035)

d’où
e−TR/3000−e−TR/750−0,3=0avec TR=3500ms

car e^−3500/3000 – e^−3500/750 – 0,3 =
0,31−0,01−0,3ce qui est bien égal à0

(cqfd!)

De façon plus simple à l’aide des valeurs du Tableau C et Tableau D :

En effet, avec respectivement ρSB = 0,6, SG = 0,7 et LCR = 1 (et à 1,5 Tesla)

pour TR = 3 000 ms la valeur de repousse respective SB = 0,6 × 100% = 0,6, SG = 0,7 × 99,5 % = 0,685 et LCR = 1 × 63 % = 0,63 : le LCR a quasiment rejoint le niveau de repousse de la SG et déjà dépassé celui de la SB, ce qui corrobore nos calculs précédents.

pour TR = 4 000 ms la valeur de repousse respective SB = 0,6 × 100% = 0,6, SG = 0,7 × 98 % = 0,695 et LCR = 1 × 71 % = 0,71 : le LCR a quasiment rejoint les niveaux de repousse à la fois de la SG et de la SB, le croisement des courbes LCR et «matière cérébrale» se fait pour une valeur de TR entre 3000 et 4000 ms.

Par ailleurs,

à TR =1000 ms la valeur de repousse respective SB = 0,6 × 0,86 % = 0,516, SG =0,7 × 74 % = 0,518 et LCR = 1 × 63 % = 0,63 : à TR ≈ 1000 ms la courbe de repousse de la SG (ρ plus élevée) croise celle de la SB (plus exactement à TR = 1039 ms¹

).

Annexe 11 : Annulation du signal en IR

Après une impulsion de 180°,   évolue en fonction du temps selon :
M→Z(t)=M→0(1−2e−TI/T1)M→Z(t)=0pour TI=0,69T1,car e0,69=2(e−0,69=1/2)Tableau ERepousse de l’aimantation longitudinale en T1 après une impulsion de 180°.Intervalle T10,50,6912345Repousse deM→Z− 21 %0 %26 %73 %90 %96 %99 %

Annexe 12 : Caractéristiques d’un gradient de champ magnétique

Dans le domaine temporel, un gradient est caractérisé par (Fig. A-2) :

Annexe 13 : Gradient de sélection de coupe : exemple chiffré

Considérons que :

On peut ainsi calculer la fréquence de résonance correspondante pour chaque déplacement dans le gradient de 1 cm (ω = γB₀). La variation obtenue est d’environ 4 kHz/cm. À chaque valeur de champ magnétique correspond une fréquence permettant de sélectionner un plan de coupe, perpendiculaire au gradient, où tous les protons seront à la même fréquence (Fig. A-3).

Annexe 14 : Correspondance entre fréquences et phases

La fréquence d’un phénomène périodique s’exprime en hertz ce qui correspond au nombre de cycles par seconde. Dans notre exemple, il s’agit de 2 fonctions sinus ayant des fréquences différentes et représentant 2 composantes de notre signal.

Leur phase correspond à leur position par rapport à l’axe du temps.

Les 2 composantes sont en phase au temps t = 0, mais comme elles correspondent à des fréquences différentes, elles vont se déphaser : des modifications de fréquences entraînent des déphasages (Fig. A-4). Ce déphasage est d’autant plus important que les différences de fréquences sont élevées (Fig. A-4).

Inversement, à un déphasage donné correspond une fréquence : cette fréquence est d’autant plus élevée que les déphasages sont importants (Fig. A-5).

En fait, la phase peut s’exprimer par la variation d’une fréquence en fonction du temps :
Φ=ωoù Φ est la phase et ω la fréquence. Ainsi, si la fréquence augmente, le déphasage est plus élevé et réciproquement.

Annexe 15 : Gradient de sélection de coupe bipolaire

Comme pour le gradient de lecture, le gradient de sélection de coupe doit être de forme bipolaire. En effet, l’impulsion RF de 90° qui coïncide avec l’application du gradient de sélection de coupe Gss comporte une largeur de bande de fréquence donnée (de quelques kHz) : ainsi, les protons sont en phase au centre de l’impulsion RF (qui est à la fréquence de résonance ωr pour le plan de coupe sélectionné), mais déphasés de part et d’autre de son centre en raison d’une fréquence légèrement décalée en fonction du gradient Gss appliqué (ω_r – Δω/ωr + Δω) (Fig. A-6).

Pour compenser les déphasages induits par le gradient Gss (associé à l’impulsion RF), il faut appliquer un gradient de polarité inverse, d’une durée de moitié par rapport au premier lobe positif (gradient de rapport + 2/− 1), afin de compenser les décalages de phase induits (Fig. A-6).

Ainsi, les protons sont de nouveau en phase avant l’application des gradients suivants destinés à coder la coupe sélectionnée, ce qui évite une perte de signal.

Annexe 16 : Définition mathématique de la transformée de Fourier

Prenons un signal analogique f(t), comme l’est précisément, en IRM, celui réceptionné par l’antenne ou comme l’est un signal sonore. Sa transformée de Fourier F(ω) va permettre de déterminer le contenu fréquentiel de ce signal :
F(ω)=∫−∞+∞f(t)e−i2πωtdt

F(ω) est la transformée de Fourier (TF) de f(t) et sera représenté par un spectre de fréquences (Fig. A-7). Cette opération est «réversible» : connaissant un spectre de fréquences, on peut calculer le signal temporel correspondant :
f(t)=∫−∞+∞F(ω)ei2πωtdω

f(t) est la transformée de Fourier inverse (TF⁻¹) de F(ω).

D’une manière générale, cette opération permet d’extraire d’un signal représenté en fonction d’une variable donnée (ici le temps) les composantes en fonction de la variable inverse (ici la fréquence = temps⁻¹). De la même manière, cette opération permet de «relier» une image (distance) aux fréquences spatiales (distance⁻¹ = «par unité de longueur»).

Annexe 17 : Signal IRM et transformée de Fourier

Le signal S(t) acquis sur une distance D sera porteur des différentes aimantations élémentaires m(x) dans cette direction (x), dépendant de la densité protonique de l’objet (pour simplifier la démonstration, on ne tient pas compte des temps de relaxation   et  ) (voir Annexe 18 : Valeur du signal mesuré) :
s(t)=∫−D/2D/2m(x)e−i2πωtdx

et comme on a ω = γGx x, on obtient :
s(t)=∫−D/2D/2m(x)e−i2πγGxxtdx

En posant : kx = γGx t, on obtient :
S(t)=∫−D/2D/2m(x)e−i2πkxxdx

c’est-à-dire :
F(kx)∫−D/2D/2m(x)e−i2πkxxdx

On a donc : S(t) = F(kx).

F(kx) est l’équation d’une transformée de Fourier (voir Annexe 16 : Définition mathématique de la transformée de Fourier), cette écriture ayant été possible grâce au changement de variable k = γGt. Ainsi, chaque «élément» kx1 = γGx Tec, kx2 = γGx 2Tec, kxNx = γGx NxTec (Gx est constant) est un échantillon du plan de Fourier gardant en mémoire les déphasages produits par le gradient Gx durant son application (voir aussi fig. 7-6, chapitre 7).

Le tableau ci-dessous résume le formalisme mathématique (changement de variable) à l’origine de la notion de plan de Fourier.

Ensuite, pour obtenir les valeurs des aimantations en chaque point (c’est-à-dire m(x)), correspondant à l’image, il faut faire une transformée de Fourier inverse de F(kx) :
m(x)=TF−1(F(kx))

Dans le sens du gradient de phase, on a une équation (équivalente à celle qui détermine l’acquisition des points d’une ligne) correspondant cette fois à l’acquisition des lignes :
F(ky)=∫−D/2D/2m(y)e−i2πkyydy

avec : ky = γGyT

Les points échantillonnés lors des acquisitions successives des différentes lignes correspondent à des points ky1 = γG1 T, ky2 = γG2 T, kyNy = γGNy T du plan de Fourier (voir aussi fig. 7-7, chapitre 7).

Pour obtenir une image à partir des différentes lignes acquises, il faudra faire une deuxième transformée de Fourier inverse dans la direction y :
m(y)=TF−1(F(ky))

Au total, le signal de la coupe est donc :
S(t)=F(kx,ky)=∫∫m(x,y)e−i2π(kxx+kyy)dxdy

avec : kx = γGx t (Gx constant) et ky = γGy T (Gy modifié à chaque TR et T constant).

À chaque acquisition, on échantillonne l’ensemble des kx du plan de Fourier (Gx est constant) pour un même ky. Au bout d’un TR, on renouvelle l’échantillonnage de l’ensemble des kx pour un ky différent (en modifiant Gy) (voir aussi fig. 7-8, chapitre 7). Au bout de l’ensemble des TR, on aura donc stocké toutes les données codées en phase et en fréquence, correspondant, en quelque sorte, à une double transformée de Fourier (2DFT). Pour obtenir l’image, il faudra effectuer une double transformée de Fourier inverse.

Annexe 18 : Valeur du signal mesuré

La mesure du signal ne peut s’effectuer que dans le plan transversal, après bascule de l’aimantation à la suite d’une impulsion de 90° (dans le cas de l’écho de spin).

L’aimantation ainsi basculée ( , qui dépend de la densité protonique), tout en tournant autour de  , va subir une décroissance exponentielle, en fonction de  .

Le signal électrique induit dans l’antenne de réception est donc une fonction sinusoïdale amortie par une exponentielle  .

Si l’on représente le parcours de   sur un cercle trigonométrique, on peut décomposer ce vecteur en deux composantes orthogonales correspondant à sa projection sur l’axe des x et l’axe des y : la projection sur x est appelée «signal réel» et la projection sur y est appelée «signal imaginaire» (terminologie utilisée dans les nombres complexes).

Ces deux composantes correspondent donc à deux fonctions sinusoïdales du temps (Fig. A-8) :
Mx(t)=M→0⋅e(−t/T2)⋅cosωtMy(t)=M→0⋅e(−t/T2)⋅sinωt

Le signal mesuré correspond à la somme de ces deux fonctions (pour simplifier, on va poser :   :
S(t)=m(cosωt−i sinωt)S(t)=m·e−i2πωt

Il s’agit d’un signal complexe.

Annexe 19 : Chronogrammes des séquences d’écho de spin et d’écho de gradient et remplissage du plan de Fourier

Ce remplissage a été représenté d’une manière schématique, comme s’il était effectué par la pointe d’une plume (plume levée durant le déplacement et baissée durant l’«écriture»).

Annexe 20 : Résolution spatiale de l’image et FOV

La résolution spatiale (taille du pixel dx et dy) dans le sens (Ox) du codage de fréquence (f) ou dans le sens (Oy) du codage de phase (p) est donnée par la largeur du champ de vue (respectivement en f ou p) divisée par (respectivement) Nf (ou Nx) et Np (ou Ny) :
dx=Dx/Nxdy=Dy/Ny

Annexe 21 : Matrices, champs de vue et pixels

Certains appareils offrent la possibilité de réduire soit la matrice avec choix du pixel carré ou rectangulaire. Sur la plupart des appareils, si on réduit la taille de la matrice, le codage de phase pour réduire Np (et donc la durée d’examen) se place automatiquement dans la direction où la matrice est la plus courte.

Annexe 22 : Influence de l’angle optimum de Ernst

L’angle optimum de Ernst est donné par :
cosθopt=exp(−TR/T1)

(pour autant que TR >> )

Annexe 23 : L’équation suivante donne le   du sang après injection de gadolinium (à 1,5 Tesla)

1/T1sg=1/1200ms+R1(Gd)sg(1)

avec  sg =   du sang après injection de gadolinium

R1 = relaxivité du gadolinium

(Gd) sg = concentration en gadolinium

Avec comme pré-requis  sg = à 150 ms (inférieur au   de la graisse = 270 ms), cela donne d’après (1) (Gd) sg = 1,28 mmoles (compris entre 0,95 et 2 mmoles pour (Gd) sg compris entre 100 et 200 ms).

Annexe 24 : Modifications de champs magnétiques induits par les gradients par rapport à  

Les gradients produisent des modifications de champs magnétiques qui s’ajoutent ou se retranchent de   quel que soit l’axe d’application du gradient (Fig. A-10). Ainsi, on passe toujours par la version «nominale» de   au milieu du gradient.

Annexe 25 : Tableaux comparatifs des séquences et des options

Ces tableaux sont consultables en version électronique
Tableau FComparatif des différentes séquences, classées par familles, en fonction des principaux constructeurs.Famille des séquences d’écho de spinSous-familles des séquencesDescriptions détaillées des séquencesGE HealthcareHitachiPhilipsSiemensToshibaClassique (ES)Écho de Spin à un échoSE/Spin ÉchoSESESESEÉcho de Spin à plusieurs échosSE 2 ou 4 échosSE (2 à 4 échos)SE Multi Écho/Multi Spin ÉchoSE/Multi Écho/MSSE/Multi ÉchoÉcho de Spin à angle d’excitation variableT1 MEMP [angle de bascule de 1 à 180°]SE (3 à 120°)Modified SE/MSERapide (ESR)Écho de Spin Rapide (train d’échos)FSE-XL/FSEFSETSETSEFastSEÉcho de Spin Rapide (train d’échos) avec refocalisation en fin de TR (180° puis −90° ou directement −90°) lorsque le signal des tissus est éteint sauf celui des liquidesFRFSE-XL (−90°)DEFSETSE DRIVE (180° puis −90°)Restore (180° puis −90°)FSE/FASE T2 PlusÉcho de Spin Rapide (train d’échos) avec intervalles d’échos irréguliersDIETÉcho de Spin Rapide (train d’échos) en lecture radiaire du plan de FourierPROPELLER-T2JETUltra Rapide (ESUR)Écho de Spin Ultra Rapide (train d’échos) avec balayage du plan de Fourier en un seul ou en quelques TRSSFSE [de 184 à 264 échos]MRCP with ADAMulti et Sshot TSE [Half Scan 0,6 à 1]SSTSE/HASTE [128 échos]/RARE [240 échos]FASE (facteur écho 512)SuperFASE (facteur écho 1024)Écho de Spin Ultra Rapide (train d’échos) à angle d’excitation variableSSFSE [de 184 à 264 échos]FSE (3 à 120°)Modified TSEFSE (variable flip angle)Écho de Spin Ultra Rapide (train d’échos) avec train d’échos courtShort ETS FASEÉcho de Spin Ultra Rapide (train d’échos) avec train d’échos long (>15 ms)Long ETS FASEFamille des séquences d’écho de gradientSous-familles des séquencesDescriptions détaillées des séquencesGE HealthcareHitachiPhilipsSiemensToshibaClassique (EG)Écho de Gradient à TR long et angle d’excitation importantGRE/MPGR/Gradient ÉchoGEFFEGREFE (Field Écho)Rapide (EGR)Écho de Gradient Rapide avec gradient ou RF déphaseurs (destruction de l’aimantation transversale résiduelle) pour TR < T2 des tissusSPGR/Spoiled GRASSRSSGFFE T1FLASH/Spoiled FLASHFE T1Écho de Gradient Rapide avec gradient rephaseur (récupération de l’aimantation transversale résiduelle) et TR << T2 (angle d’excitation petit)GRE/GRASSTRSGFFEFISPFEÉcho de Gradient Rapide avec gradient supplémentaire provoquant un second écho dans le TR suivant (écho stimulé à TE long)SSFP (n’est plus utilisée dans sa forme d’origine : séq. dérivées)FFE T2PSIFFEÉcho de Gradient Rapide avec un signal FISP et un signal PSIF échantillonnés séparément pendant le même TRDESSÉcho de Gradient Rapide avec gradients équilibrés dans les 3 axes : mélange signal d’écho traditionnel et d’écho stimulé; TR peut être diminué (TR < 5ms)FIESTABASGBalanced FFE/BFFE/Balanced TFE/BTFETrue FISPTrueSSFPÉcho de Gradient Rapide avec double acquisition et un décalage de phase entre les deux acquisitionsFIESTA-CPBASGSPEEDÉcho de Gradient Rapide avec deux séq. True FISP réalisées successivement (alternance du signe de l’angle d’excitation à chaque TR de la 2e True FISP)CISSÉcho de Gradient Rapide avec train de 5 ou 6 échos : échos additionnés pour une même ligne du plan de Fourier (augmentation du rapport signal sur bruit)MEDICRapide (EGR)Écho de Gradient Rapide avec gradient déphaseur (destruction de l’aimantation transversale résiduelle) et option PROSET (cf. options)WatSCÉcho de Gradient Rapide avec gradient rephaseur (récupération de l’aimantation transversale résiduelle) et option PROSET (cf. options)WatSFUltra Rapide (EGUR)Écho de Gradient Ultra Rapide avec gradient ou RF déphaseurs (destruction de l’aimantation transversale résiduelle) et impulsion RF 180° préparatoireFast SPGR [IR Prep]/ Fast SPGR IRParamétrable mais pas de nom particulier pour cette séquenceTFE T1/TFE [invert prepulse]Turbo FLASH/MP-RAGE [3D] [TI]FastFEÉcho de Gradient Ultra Rapide avec gradient ou RF déphaseurs (destruction de l’aimantation transversale résiduelle) pour TR < T2 des tissusFSPGRParamétrable mais pas de nom particulier pour cette séquenceTFE T1Turbo FLASHFastFEÉcho de Gradient Ultra Rapide avec gradient rephaseur (récupération de l’aimantation transversale résiduelle)Fast GRASS/Fast GRESARGETFE T2Turbo FLASHFastFEÉcho de Gradient Ultra Rapide avec gradient rephaseur (récupération de l’aimantation transversale résiduelle), saturation de la graisse et acquisition parallèleVIBRANT [FSPGR ou FGRE + 3D + SPECIAL + ASSET]SARGE + FS + RAPIDTFE T1 [3D + SPIR + SENSE]Turbo FLASH (3D, water excitation ou Fat SAT, iPAT Extension)RADIANCEÉcho de Gradient Ultra Rapide 3D avec gradient ou RF déphaseurs (destruction de l’aimantation transversale résiduelle) et angle d’excitation faibleFast TOF SPGR/FAME [3D] LAVA [3D + SPECIAL + ASSET]Paramétrable mais pas de nom particulier pour cette séquenceTHRIVE [3D + voxels isotrop. + SPIR]/WAVE [3D + voxels isotrop. + PROSET]VIBE [3D] (+/– Fat SAT +/– iPAT)QUICK 3DÉcho de Gradient Ultra Rapide avec train d’échos (balayage de plusieurs lignes du plan de Fourier dans un TR)Fast GRE ET/FGRETRSSG-EPIFFE-EPIFamille des séquences échoplanaires et hybridesSous-familles des séquencesDescriptions détaillées des séquencesGE HealthcareHitachiPhilipsSiemensToshibaÉcho Planaire par un 1er écho de spin puis un train d’échos de gradient (EPI Blipped monoshot ou multishots)Spin Echo-EPI/ SE EPISE EPIMulti et Ssh SE-EPIEPI SESE-EPI/FSE-EPIÉcho Planaire par un 1er écho de gradient (monoshot ou multishots)Gradient Echo-EPI/GRE EPISG-EPIMulti et Ssh FFE-EPI (perfusion)/TFE-EPI (cardiaque)EPI Perf (perfusion)/EPIFI (activation neuronale)FE-EPI Dynamic FE-EPIÉcho Planaire par un 1er écho de gradient, en 3D, multishot et train d’échos court (TE > TR)PRESTOÉcho Planaire avec technique de marquage de spin : Spin LabellingASLÉcho de Spin Rapide avec un gradient oscillant dans chaque écho (lecture du plan de Fourier en dents de scie)GRASE/ TSE-EPITGSEHybrid-EPIÉcho Planaire avec impulsion d’inversion à TI long (# 2 300 ms à 1,5 T)FLAIR EPIFLAIR EPIIR EPIEPIR/EPI Dark FluidIR-EPIFamille des séquences de diffusionSous-familles des séquencesDescriptions détaillées des séquencesGE HealthcareHitachiPhilipsSiemensToshibaÉcho Planaire par 1er écho de spin, train d’échos de gradient (balayage plan de Fourier en 1 TR) et gradients de diffusion de part et d’autre de l’impuls. 180°DW EPIDW EPI, Single shot DW EPI, FLAIR-DWI -EPISsh DWIEPI DiffDWI-EPIÉcho de Spin Rapide et gradients de diffusion de part et d’autre de la première impulsion de 180°, en lecture radiaire du plan de FourierPROPELLER-DWIJETDiffusion avec gradients de diffusion dans plusieurs directionsDW EPI (option Diffusion Tensor)Par paramétrage de la séquence DW EPIDTIDTIDTIFamille des séquences d’inversion-récupérationSous-familles des séquencesDescriptions détaillées des séquencesGE HealthcareHitachiPhilipsSiemensToshibaClassique (IR)Inversion RécupérationIRIRIRIR/IRMIRInversion Récupération à TI court (# 150 ms)Inversion Recovery/STIRSTIRSTIRSTIRSTIRInversion Récupération à TI moyen (# 400 ms)Paramétrabe. Pas de nom de séquence particulierT1 IR/Real IRTrue IRIRInversion Récupération à TI long (# 2 300 ms à 1,5 T)Inversion Recovery/FLAIRFLAIRIR SE/FLAIRDark Fluid/FLAIRFLAIRRapide (IRR)Impulsion d’inversion et Écho de Spin RapideFSE-IRFIRIR TSETIR/TIRMFastIRImpulsion d’inversion et Écho de Spin Rapide à TI court (# 150 ms)FSE-IR/Fast STIRFast STIRTurbo STIR/STIR TSESTIR/Turbo STIRFastSTIRImpulsion d’inversion et Écho de Spin Rapide à TI moyen (# 350 à 800 ms)T1 FLAIRT1 FIT1 IR TSE/Real IR TSEIR T1FastIRImpulsion d’inversion et Écho de Spin Rapide à TI long (# 2 300 ms à 1,5 T)T2 FLAIR/Fast FLAIRFAST FLAIRTurbo FLAIR/FLAIR TSETurbo Dark Fluid/Turbo FLAIRFastFLAIRImpulsion d’inversion et Écho de Spin Rapide à TI long (# 2 200 ms à 1,5 T) et lecture radiaire du plan de FourierPROPELLER-FLAIRJETUltra Rapide (IRUR)Impulsion d’inversion et Écho de Spin Ultra RapideSSFSE-IRFIR paramétré avec IET courtIR TSE SshIR FASEDouble inversionDouble Inversion Récupération avec TI1 # 3 400 ms et TI2 # 325 msDual IR «substance grise»Double Inversion Récupération avec TI1 # 3 700 ms et TI2 # 525 msDual IR «substance blanche»Double Inversion Récupération avec un TI pour annuler la graisse et un TI pour annuler l’eauDual IR STIR/FLAIRImpulsion d’inversion et Écho de Spin Rapide à TI court (# 150 ms) avec option de saturation spectrale sélective de l’eauT2 Silicone LeakFamille des séquences d’angiographie par résonance magnétiqueSous-familles des séquencesDescriptions détaillées des séquencesGE HealthcareHitachiPhilipsSiemensToshibaContraste de phaseContraste de PhasePC/Phase ContrastPC2D et 3D PCA en FFE/Phase ContrastPC/Phase Contrast2D et 3D PS (Phase Shift)Contraste de Phase avec sensibilité à des vitesses et des axes de flux multiplesPC + option Target VelocityMultiVENC3D PSContraste de Phase segmenté (lecture multiple du plan de Fourier)Fast 2D PC/Fast 2D Phase Contrast2D et 3D PCA en TFE (avec ou sans EPI)PC SEGSeg PSTemps de VolTemps de VolTOF GRE/TOF SPGRTOF 2D-3D2D et 3D Inflow/2DI et 3DI/TOF en FFETOF2D et 3D TOFTemps de Vol rapideFast TOF GRE/Fast TOF SPGR2D et 3D Inflow/2DI et 3DI/TOF en TFEAngio-IRM avec bolus de gadoliniumÉcho de Gradient Ultra Rapide, raffraichissement systématiq. du centre du plan de Fourier et acq. alternée du reste découpé en 3 régions (codage centrifuge)TRICKSCEA avec PEAKS ou RPEAKSDRKSÉcho de Gradient Ultra Rapide, raffraichissement systématiq. du centre du plan de Fourier déterminé entre 15 et 80 % du plan total (codage linéaire)FFE (option KeyHole)/TFE (option KeyHole)Écho de Gradient Ultra Rapide 3D avec gradient ou RF déphaseurs (destruction de l’aimantation transversale résiduelle) et angle d’excitation faibleFast TOF SPGR/FAME [3D]/LAVA [3D + SPECIAL + ASSET]3D RSSG – PEAKSTHRIVE [3D + voxels isotrop. + SPIR]/WAVE [3D + voxels isotrop. + PROSET]VIBE [3D] (+/− Fat SAT +/− iPAT)QUICK 3DAngio-IRM sans produit de contrasteAcquisition synchronisée à l’ECG avec choix du délais associée à la séquence d’écho de spin Ultra RapideFBIAcquisition synchronisée à l’ECG avec choix du délais associée à la séquence d’écho de spin Ultra Rapide + gradient spoilerFlow-spoiled FB Flow-adjust FBIAcquisition synchronisée à l’ECG avec choix du délais associée à la séquence d’écho de spin Ultra Rapide + gradient spoiler + Spin Labellingt-SLIPFamille des séquences de spectrométrieSous-familles des séquencesDescriptions détaillées des séquencesGE HealthcareHitachiPhilipsSiemensToshibaSpectrométrie localiséeSpectrométrie par écho de spin monovoxelPRESSPRESSPRESSSVS-SE (Single Voxel Spectroscopie)Spectrométrie par écho stimulé monovoxelSTEAMSTEAMSVS- Stim Écho (Single Voxel Spectroscopie)Imagerie spectroscopiqueSpectroscopie en coupe (par écho de spin ou écho stimulé)2DCSI2DCSI PRESS2DCSIMVS (Multi Voxel Spectroscopie)Spectroscopie en volume (par écho de spin ou écho stimulé)3DCSIMS CSI3DCSIMVS (Multi Voxel Spectroscopie)Séquences de repérageSous-familles des séquencesDescriptions détaillées des séquencesGE HealthcareHitachiPhilipsSiemensToshibaNombreuses séquences au choix : Écho de Spin Ultra Rapide, Écho de Gradient Rapide ou Ultra RapideLocalizerRSSGPlan Scan/SurveyLocalizer/ScoutLocatorEntre [ ] sont notées les options significatives associées obligatoirement à la séquence considérée

Glossaire du tableau F

2DCSI : 2 Dimensions Chemical Shift Imaging

2DI : 2 Dimensions Inflow

3D : 3 Dimensions

3DCSI : 3 Dimensions Chemical Shift Imaging

3DI : 3 Dimensions Inflow

ADA : Assymetric Data Allocation

AMI : Assymetric measurement fonction

AR : Arythmia rejection

ASL : Arterial Spin Labelling

ASSET : Array Spatial Sensitivity Encoding Technique

AVC : Accident Vasculaire Cérébral

BASG : Balance SARGE

BB : Black Blood

BEST : Blood vessel Enhancement by Selective Suppression Technic

BFFE : Balanced Fast Field Echo

BOLD : Blood Oxygénation Level Dependent

BTFE : Balanced Turbo Field Echo

CE : Contrats Enhanced

CEA : Contrast Enhanced Angiolgraphie

CISS : Constructive Interference in Steady State

DEFSE : Driven equilibrium FSE

DEFIR : Driven equilibrium FIR

DESS : Dual Echo in Steady State

DIET : Dual Interval Echo Train

DRIVE : DRIVen Equilibrium

DRKS : Different Rate K-Space Sampling

DTI : Diffusion Tensor Imaging

Dual slice : Utilisé pour doubler le nombre de coupes sans modifier TE et TR

DW : Diffusion Weighted

DWI : Diffusion Weighted Imaging

DW-EPI : Diffusion Weighted EPI

FLAIR – DW-EPI : FLAIR based Diffusion Weighted EPI

Echo factor : Nombre d’échos dans un train d’échos (FSE, FIR, EPI)

Echo shift : Permutation circulaire des échos pour remplir le plan de Fourrier

EG : Écho de Gradient

EGR : Écho de Gradient Rapide

EGUR : Écho de Gradient Ultra Rapide

EPI : Echo Planar Imaging

EPIFI : Echo Planar Imaging Fonctional Imaging

EPIR : Echo Planar Imaging inversion Recovery

ES : Écho de Spin

ESR : Écho de Spin Rapide

ESUR : Écho de Spin Ultra Rapide

ETS : Echo Train Spacing

FASE : Fast Advanced Spin Echo

FatSat : Fat Saturation

FAME : Fast Acquisition with Multiphase EFGRE3D (Enhanced Fast GRadient Echo 3D)

FatSepS : Séparation eau graisse en SE

FatSepC : Séparation eau graisse en GE

FatSepF : Séparation eau graisse en FSE

FBI : Fresh Blood Imaging

FFE : Fast Field Echo

FGRE : Fast GRadient Echo

FGRET : Fast GRadient Echo echo Train length

FIESTA : Fast Imaging Employing STeady state Acquisition

FIESTA-C : Fast Imaging Employing STeady state Acquisition Cycled

FIR : Fast Inversion Recovery

FISP : Fast Imaging with Steady state Precession

FLAIR : FLuid Attenuated Inversion Recovery

FLASH : Fast Low Angle SHot

FRFSE : Fast Recovery Fast Spin Echo

FSE : Fast Spin Echo

FSPGR : Fast SPoiled Gradient Recalled imaging

GE : Gadient echo

GRASE : GRadient And Spin Echo

GRASS : Gradient Recalled Acquisition in Steady State

GRE : GRadient Écho ou Gradient Recalled Echo

GRE ET : GRadient Echo Echo Train length

HASTE : Half fourier Acquisition Single shot Turbo spin Echo

iPAT : integrated Paralell Acquisition Techniques

IR : Inversion Recovery

IRM : Inversion Recovery in Magnitude

IRR : Inversion Recupération Rapide

IRUR : Inversion Recupération Ultra Rapide

ISCE : Inclined Slab for Contrast Enhancement

LAVA : Liver Acquisition with Volume Acceleration

LCS : Liquide Cérébro-Spinal

MAI : Méat Auditif Interne

MEDIC : Multi-Echo Data Image Combination

MEMP : Multi Echo Multi Planar

MIP : Maximum Intensity Projection

MOTSA : Multiple Overlapping Thin Slabs Acquisition

MPGR : MultiPlanar GRASS (Gradient Recalled Acquisition in Steady State)

MP-RAGE : Magnetization Prepared RApid Gradient Echo imaging

MS : Multiple Slice

MSE : Modified Spin Echo

MultiVENC : Multi Velocity ENCoding

PASTA : Polarity Altered Spectral and Spatial Selective Acquisition

PPBSG : Phase Balanced SARGE

PEAKS : Peak Artery enhancing K-space filling

PERM : Elimination des acquisitions en cas de mouvement respiratoire important

PC : Phase Contrast

PCA : Phase Contrast Angiography

PRESS : Point RESolved Spectroscopy

PRESTO : PRinciples of Echo Shifting with Train of Observations

PROPELLER : PeRiodically Overlapping ParallEL Lines with Enhance Reconstruction

PROSET : PRinciple Of Selective Excitation Technique

PS : Phase Shift

PSIF : inverse de la séquence FISP

RARE : Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement

RF : Radio Frequency

RSSG : RF Spoiled SARGE

SAR : Specific Absorption Rate

SARGE : Steady State Acquisition with Rewound Gradient Echo

SAT : SATuration

SE : Spin Echo

SEG : SEGmented

S.PRESAT : Présaturation spatiale

SENSE : SENSitivity Encoding

SORS : Slice-selective Off Resonance Syn-pulse

SORS-STC : Slice-selective Off Resonance Syn-pulse Saturation Transfer Contrast

SPEED : Swap Phase Encode Extended Data Acquisition

SPEEDER : Technique acquisition parallèle Toshiba

SPECIAL : SPEctral Inversion At Lipids

SPGR : SPoiled Gradient Recalled imaging

SPIR : Spectral Presaturation Inversion Recovery

SSFP : Steady State in Free Precession

SSFSE : Single Shot Fast Spin Echo

Sshot : Single shot

SSP : Sloped Slab profile

SSTSE : Single Shot Turbo Spin Echo

STAMD : Sequential Target MIP Display

STEAM : STimulated Echo Acquisition Mode

STIR : Short TI Inversion Recovery

TE : Temps d’Écho

TFE : Turbo Field Echo

TGSE : Turbo Gradient Spin Echo

THRIVE : T1-weighted High Resolution Isotropic Volume Examination

TI : Temps d’Inversion

TIR : Turbo Inversion Recovery

TIRM : Turbo Inversion Recovery Magnitude

TOF : Time Of Flight

TR : Temps de Répétition

TRSG : Time reversed SARGE

TrueSSFP : True Steady State Free Precession

TRICKS : Time Resolved Imaging of Contrast KineticS

TSE : Turbo Spin Echo

T-SLIP : Time-Spatial Labelling Inversion Pulse

VIBE : Volume Interpolated Breath hold Examination

VIBRANT : Volume Imaging for BReast AssessmeNT

WALKING Presaturation : Position relative par rapport à la coupe

WatSC : Water Selection Cartilage

WatSF : Water Selection Fluid

WAVE : Water selection Volume Examination

WET : Water Excitation Technic

WFOP : Water/Fat Opposed Phase
Tableau GComparatif des différentes options en fonction des principaux constructeurs.Types d’optionsDescriptions détaillées des optionsGE HealthcareHitachiPhilipsSiemensToshibaAcquisition cardiaqueDouble inversion pour imagerie sang noirBlood Suppression/Black BloodD IR TSE/Black Blood/BBDark BloodBlack BloodImagerie interactive en temps réel (cardio, manœuvre positionnelle)Real TimeReal Time ImagingReal Time ImagingReal Time LocatorLogiciel de calcul des débitsCVFlowQFlowArgus FlowFlow QuantificationLogiciel d’étude de la fonction cardiaqueMASS Analysis/MASS Analysis +/ Report CardCardiac AnalysisArgus Ventricular FonctionCardiac Function AnalysisAcquisition parallèleAcquisition parallèleASSETRAPIDSENSEiPAT/GRAPPA/mSENSESPEEDERAcquisition vasculaireTransfert d’aimantation, transfert de magnétisationMagnetization Transfer/MTMTCMTCMTS/MTCMTC SORS-STCAngle variable d’un bord à l’autre du volume d’acquisition (évite la saturation du signal des vaisseaux)Ramp PulseSSPTONETONEISCEDétection automatique de bolus avec écho navigateurSmartPrepScopie-IRM (détection visuelle) avec injection de gadolinium en bolusFluoro TriggerFluoroscopyBolusTrakCare BolusVisual PrepDéplacement automatique et rapide du lit (angio-IRM des membres inférieurs)Multi Station/SmartStepMobiTrakPanoramic TableMoving BedDéplacement automatique et rapide du lit (angio-IRM des membres inférieurs) avec résolution spatiale différente sur chaque palierMobiFlexGradients de compensation de fluxFlow CompensationRephase ON-OFFFlow CompensationFlow Comp/GMR/Compensation de FluxFlow CompensationAcquisition 3D angio haute résolution spatiale temporelle pour l’angio MR dynamiqueTRICKSTOF high matrixDRKSAngio MR sans produit de contrasteTOF-PCFBIAntirepliementSuréchantillonnage dans le sens de codage en fréquence(pas d’appellation car réalisé systématiquement)Systématique(pas d’appellation car réalisé systématiquement)(pas d’appellation car réalisé systématiquement)(pas d’appellation car réalisé systématiquement)Suréchantillonnage dans le sens de codage en phaseNPW/No Phase WrapTIME, RES, TIME-RESFold Over SuppressionSuréchantillonage/PhOS/Phase OverSamplingNo WrapBande passante à la réceptionLogiciel de calcul des débitsReceive Bandwidth (en ± KHz)Ajustable manuellement ou automatiqueWater/Fat Shift (en pixels de déplacement chimique)Bandwidth (en Hz/Px et en déplacement chimique)BandwidthLogiciel d’étude de la fonction cardiaqueVariable Bandwith/BandwithOptimized Bandwidth/Optimized Water Fat BandwidthOptimized BandwidthOptimised BandwidthChamp de vueChamp de vueFOVFOVFOVFOVFOVChamp de vue rectangulairePhase FOVRectangular FOV (manule ou automatique, seuil ajustable)RFOVFOV PhaseRec FOVCoupesEspace intercoupesSpacingInterval (entre centres)Gap SizeDistance Factor (%)Slice GapCoupes entrelacéesInterleavedInterleavedInterleavedEntrecroisées/InterleavedInterleaveddoublement du nombre de coupes dans une séquence sans modification du TR et du TEDual sliceInterpolation de l’épaisseur des coupes (en acquisition 3D)ZIP 2/ZIP 4Slice Encode : acquisition Slice # : coupes reconstruitesOvercontiguous Slice«Résolution de Coupes (matérialisée par un “i” après l’épaisseur de coupe)»Fréquence PhaseAffichage d’un des axes de codage : en phase ou en fréquenceFreqDIRPhase dirCodage en PhaseCodage en PhaseCodage de PhaseCorrecteur de phase (pour imagerie écho planaire ou écho de spin rapide)Phase CorrectAutomatiquePhaseTrakGMRTypes d’optionsDescriptions détaillées des optionsGE HEALTHCAREHITACHIPHILIPSSIEMENSTOSHIBALecture d’un échoLecture anticipée de l’écho pendant le temps de montée et de descente du gradient de lectureRamp SamplingOversamplingOversamplingLecture complète de l’échoTE Min FullAMI : 100 %Lecture ComplèteLecture ComplèteLecture complèteLecture partielle de l’échoFractional Echo/TE MinAMI : 0 à 100 %Partial Echo/PEÉcho Asymétrique/Assymetric EchoEcho asymétriqueReconstruction d’un écho acquis de façon incomplèteHalf echoMatriceAcquisition avec pixels isotropiques (carrés)Square PixelDéfini par le rapport de matrice Frequence - phase3D ISORésolution isotropiquePas de base de la matrice32 pixels par 32 pixelsPas de 1 à 32 en fonction de la séquence.16 pixels par 16 pixels64 pixels par 64 pixelspas de 16 dans les 2 directionsTaille de la matrice en phase (exprimée en)Phase (en nombre de pixels)VoxelScan % (en % de la matrice)Résolution Phase (en % et en nombre de pixels)16 à 1024 par pas de 16 (nombre de pixels)Taille de la matrice en fréquence (exprimée en)Freq (en nombre de pixels)VoxelMatrix Scan (en nombre de pixels)Résolution Base (en nombre de pixels)16 à 1024 par pas de 16 (nombre de pixels)Augmentation d’une matrice 2D par interpolationZIP 512/ZIP 1024Reconstruction Matrix (Auto - Manual)«(matérialisée par un “R” après la matrice)»«Interpolation (matérialisée par un “I” après la matrice)»interpolationPlan de FourierRemplissage d’un demi plan de Fourier0,5 NEX/Fractional NEXHalf scanHalf ScanHalf FourierRemplissage d’une partie du plan de Fourier0,75 NEX3/4 scanHalf Scan (% variable de 60 à 100)Phase Fourier Partiel (par 8e de plan)AFI (Advanced Fourier Imaging)Nombre d’échantillonnages complets du plan de FourierNEXNSANSANb Excitations/MoyennesNAQCodage linéaire du plan de Fourier : lignes centrales (fréquences basses, contraste) puis lignes périphériques (fréquences hautes, résolution)CentriccentricLinear/Low-HighCentricPlan de Fouriercodage linéaire du plan de Fourier : lignes périphériques (fréquences hautes, résolution) puis lignes centrales (fréquences basses, contraste)Reverse CentricAnticentricReverse Linear/High-LowCodage linéaire du plan de FourrierSequentialPermutation circulaire des échos pour le remplissage du plan de FourrierEcho shiftCodage centrifuge du plan de FourierElliptical Centric/Elliptique CentriqueCentraElliptique Centriqueswirl encodingCodage centripète du plan de FourierReverse Elliptical CentricReverse-Centrareverse swirl encodingCodage spiralé du plan de FourierSpiralSpiralSpiralSpiralCodage radiaire du plan de FourierPROPELLERRadialRadial/BLADEJETAcquisition du plan de Fourier 3D avec rafraîchissement plus fréquent du centre pour optimiser la résolution spatiale et temporelleTRICKSPAPEDRKSAcquisition du 1er plan de Fourier complet, puis réacquisition uniquement des lignes de codage qui ont changé (les lignes de codage inchangées sont conservées)PhaseTrakRemplissage du plan de Fourrier par zone en fonction du temps vasculaire Artériel, veineux, postérieur.PEEAKsRafraîchissement systématique du centre du plan de Fourier déterminé entre 15 et 80 % du plan total (codage linéaire)KeyHoleInterpolationEn FSE à double contraste T2 - PD, utilisation des échos médians à la fois pour l’image T2 et PDShared echoQualité imageFiltre de rehaussement des contours et d’atténuation du bruitClariviewAdaptative imagingPicture PlusContext Vision FiltreFINE algorithmHomogénéisation du signal au travers du FOV avec antennes de surfaceSCICshadingHomogeneity CorrectionNormalize/Prescan Normalize (pour antennes matricielles)S/B homogeneityQualité imageCorrection des hétérogénéités de réception des antennes de surface en comparant la cartographie B1 des antennes de surface à celle de l’antenne corpsPUREShadingCLEARAutocalibrationCalibrationCorrection des hétérogénéités localesAuto ShimShimVol Shim/Auto ShimShim 3DFast Auto-Activ ShimSaturation ou sélection d’un tissuSaturation spectrale sélective de la graisse (impulsion de saturation 90° ou 100 à 110°, de fréquence ciblée sur le pic de la graisse)Fat SAT/Fat SAT Classic (90°)CHESSSPIR (100 à 110°)Fat SAT (90°)FatSatSaturation spectrale sélective de la graisse (impulsion de saturation réglable en fonction du TI, de fréquence ciblée sur le pic de la graisse)SPECIAL (angle de bascule modifiable en fonction du TI)Saturation spectrale sélective de la graisse (impulsion de saturation 180°, de fréquence ciblée sur le pic de la graisse)SPAIRFatSatSaturation spectrale sélective de l’eau (impulsion de saturation 90°, de fréquence ciblée sur le pic de l’eau)Water SATWater SuppressionWatSatExcitation sélective de la graisse (suppression de l’eau par 2 impulsions RF : + 45° et – 45° (1 – 1))PROSET (excitation sélective de la graisse : FATS)PASTAExcitation sélective de l’eau (suppr. graisse par 2, 3 ou 4 impuls. RF : (+ 45° + 45°)(1 1) / (+ 22,5° + 45° + 22,5°)(1 2 1) / (+ 11,75° + 33,25° + 33,25° + 11,75°) (1 3 3 1))PROSET (excitation sélective de l’eau : WATS)Water ExcitationPASTA«Acquisition double échos : 1er écho eau/graisse opposition de phase (2,1 ms); 2e écho eau/graisse en phase (4,2 ms) (= in phase/out of phase)»Dual EchoFat-water separationIn Phase Out Phase/DualIn Phase Out of PhaseWFOPBande de saturation spatialeSAT/Spatial SATS. PresatREST SlabRég. SaturationPreSatImpulsion de saturation réalisée pour toute la plie de coupe au lieu de le faire pour chaque coupeIntermitent presaturationSaturation spatiale en poursuite de coupeConcat SAT/Walking SATwalking presatTravel RESTTravel SATmoving PreSatSynchronisation de l’acquisitionSynchronisation de l’acquisition sur le cycle cardiaqueCardiac Gating/TriggeringCG (ECG) - PG (pouls)ECG Triggered/VCGECG TriggeredCardiac GatingDélai après l’impulsion R du cycle cardiaqueTrigger Delay/TDDelayTrigger Delay/TDTrigger Delay/TD/TT (entre R et chaque phase en séq. ciné)Trigger DelaySynchronisation de l’acquisition sur le cycle respiratoireRespiratory Gating/TriggeringRGRespiratory Gating/Respiratory TriggerRespiratory TriggeredRespiratory GatingAcquisition pendant la respiration puis sélection des images en tenant compte du cycle respiratoire (compensation rétrospective)Respiratory CompensationPERMPEAR/SMART/MotionTrakRetrogatingRetrospective GatingAcquisition pendant la respiration puis sélection des images en tenant compte du cycle cardiaque (compensation rétrospective)CCOMP/Cardiac CompensationARCompensation RétrospectiveRetrospective GatingSynchronisation sur le mouvement du diaphragmeNavigatorMotionTrakPACEEcho NavigatorTechnique d’acquisitionAcquisition multicoupesMultislicemultisliceMultiple Slice/Multi Single SliceMultislice/MultislabMulti-SliceAcquisition volumique3D3D3D3D Volume3DAcquisitions chevauchéesMOTSA/MultislabsMultislabOvercontigious [3D]/Overlapping [2D]MOTSAInterleavedTemps d’acquisitionTemps d’acquisitionAcquisition TimeAcquisition timeAcquisition TimeAcquisition Time/TATATrain d’échosImpulsions RF plus rapides pour diminuer l’espace interéchosXLPas de dénomination particulière ajustement automatiqueUltrashort Echo SpacingRF RapidShort ETSTemps entre chaque écho d’un même train d’échoEcho SpacingIETEcho SpacingEcho SpacingETS (Echo Train Spacing)Train d’échosImpulsion inférieure à 180° en début de TR et augmentation jusqu’à 180° en fin de TR (réduction de la durée d’impulsions, signal constant du début à la fin du train d’écho, diminution du SAR)Tailored RFFlip Angle SweepVariable Flip Angle/VFLVariable Flip AngleNombre d’échos dans un même TREcho Train Lenght/ETLecho factorTurbo Factor/TFTurbo FactorETL (Echo Train Lenght)Nombre d’échos dans un même TR en imagerie écho planaireETLecho factorEPI FactorEPI FactorETL (Echo Train Lenght)

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