el canto de los protones

8/13/2019 El Canto de Los Protones

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1 SABER MS DE LOS IMANES(campos altos y campos bajos)Existen tres tipos de imanes: permanentes, resistivos y superconductores. Los dos primeros seutilizan para los aparatos de campos bajos y los superconductores, para los campos altos.Los imanes permanentes (como el de la costurera) eran al principio muy pesados. El primero(FONAR) pesaba 100 toneladas. Ahora son mucho ms ligeros (12 toneladas) y tienen la ventajade que no generan gastos en electricidad o consumibles.Los imanes resistivos son electroimanes, es decir, solo estn imantados cuando pasa la corrienteelctrica. Su accin se interrumpe cuando se corta la corriente.Los imanes superconductores utilizan la propiedad de algunos materiales de no oponerprcticamente ninguna resistencia al paso de la corriente que circula indefinidamente. Para ello senecesita una temperatura muy baja, mantenida con helio lquido a 4 grados por encima del ceroabsoluto. Para fabricar un imn superconductor hacen falta aproximadamente 50 km de hilo deuna aleacin de niobio y titanio.En estos ltimos aos se ha mejorado la ergonoma de estos imanes de una forma importante: losimanes de 10 toneladas en 1990 pesan 3 toneladas en el ao 2000, su longitud ha pasado de 2,50m a 1,60 m y, gracias al autoblindaje, se pueden instalar con bastante facilidad, sustituyendo a unequipo clsico, en un edificio corriente. Su homogeneidad ha experimentado grandes progresosy el lmite de seguridad para los marcapasos (la lnea de 5 gauss) generalmente se limita a lahabitacin o a la mesa.

Normalmente, la intensidad de la seal recibida aumenta con el cuadrado de la intensidad delcampo magntico. Por tanto, en teora, sera interesante utilizar campos altos. Sin embargo, hayinconvenientes y lmites:Primero, el T1 de los tejidos aumenta con el campo magntico, lo que exige TR msprolongados. Por un lado se pierde algo de tiempo que se gana por el otro.

- Segundo, cuanto ms se aumenta el campo magntico, ms importante es el aporte de energa(SAR, depsito de RF) por las ondas de RF, que llega al lmite autorizado en la actualidad.- Por ltimo, cuanto ms se aumenta el campo, ms aumentan los artefactos y ms molestosresultan, lo que requiere correcciones complementarias que sobrecargan el sistema.Los artefactos de susceptibilidad magntica en particular (pg. 104) aumentan con la intensidadde los campos. Esta susceptibilidad magntica, perjudicial sobre todo en eco de gradiente, seconvierte ahora en un mecanismo bsico de las imgenes funcionales. Hoy da existen imanescuyo campo magntico de 3 tesla permite la realizacin ptima de exploraciones que resultaran

ms difciles con campos bajos. Es el caso de la espectroscopia, la RM funcional, cerebral ycardiaca, las secuencias en apnea muy breves y las angiografas por RM con inyeccin de grancalidad. Asimismo, el artefacto de desplazamiento qumico constituye el origen de un mtodo deimagen (pg. 84).Los constructores han resuelto la mayor parte de los defectos y continan asombrndonos alsuperar gradualmente las dificultades tcnicas que hace poco tiempo se consideraban irresolubles.No obstante, existe con claridad un lugar para los amantes de los campos bajos, para todas lasaplicaciones no especficas de los campos altos. Si se puede contar solo con un equipo, es normalque se prefiera un aparato de campo alto, pero cuando se dispone de varios equipos que estnprximos, las exploraciones de deteccin y sistemticas son mucho menos onerosas con camposbajos. Por tanto, la cuestin no es campos altos o campos bajos, sino campos altos y camposbajos, juntos, cada uno en sus indicaciones.

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2 SABER MS DE LAS ANTENAS DE RADIOFRECUENCIALas primeras antenas receptoras estaban polarizadas linealmente. Estas antenas poseen solo uncanal receptor, suelen ser flexibles y se utilizan para los pequeos rganos superficiales (mueca,


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ojo), etc.Las antenas en cuadratura, polarizadas de manera circular, han representado un gran adelanto.En estas antenas, dos receptores perpendiculares detectan con precisin la verdadera posicin delvector de magnetizacin en el espacio. Como se reciben dos seales separadas, la ganancia en larelacin seal-ruido es de 1,4 (la raz cuadrada de 2) y la energa transmitida al paciente (SAR) sereduce a la mitad.Las antenas en alineamiento de fase estn constituidas por varias antenas de superficie depequeo tamao con receptores independientes. Se pueden emplear, por ejemplo, para lacolumna vertebral 4 a 6 antenas de este tipo con 4 o 6 receptores para un canal (antenas ensinergia).Un avance importante reciente corresponde a las antenas en alineamiento de fase constituidas porvarios receptores y canales. Se utilizan para medir simultneamente puntos diferentes de la mismaregin, lo que permite un ahorro de tiempo considerable. Esta tcnica se puede aplicar a todas lassecuencias, ya sea para aumentar la resolucin espacial o para reducir el tiempo (a menudo pordos y a veces por cuatro sin prdida de seal, lo que es importante para las secuencias en apnea).

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3 LA PONDERACIN T1, T2, T2* Y RHOT1 y T2 son propiedades de cada tejido. Manipulando los parmetros de las secuencias quehemos mencionado, se puede variar la ponderacin de las imgenes, pero en la prctica nunca seobtiene una imagen pura en T1 o T2.

1- Las imgenes ponderadas en T1 son aquellas en que no se deja que la magnetizacin serecupere completamente. El TR es corto, y el TE debe ser tambin corto para disminuir lainfluencia de T2 (vase la pg. 23).2- Para obtener imgenes ponderadas en T2 se deja tiempo para que la magnetizacinlongitudinal se recupere del todo. El TR es largo. La ponderacin T2 es mayor cuanto ms largosea el TE o ms pequeo sea el ngulo de inclinacin (basculacin).

3- Algunos valores de TR y TE disminuyen la influencia de T1 y T2 y ponen de manifiesto laconcentracin de hidrgeno. Se trata de las imgenes de densidad protnica (Rho). Es el caso delespn-eco, para un TR largo (1,5 seg) y un tiempo de eco corto (30 mseg). Un segundo eco a 80mseg da la misma secuencia de imgenes en T2.4- El T2 observado realmente despus de un impulso de RF es ms corto que el T2 real porquelas heterogeneidades microscpicas del campo magntico aceleran el desfase de los espines(vase la pg. 30). Las secuencias de eco de gradiente proporcionan, por tanto, un contraste T2*(T2 asterisco). Al volver a poner en fase totalmente los espines, la secuencia de espn-eco permiteobtener un verdadero T2.

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4 SABER MS DE LOS GRADIENTES Y LA BANDA DE FRECUENCIASe deben considerar dos aspectos en los gradientes, su potencia y su rapidez de conmutacin, quedeterminan la rapidez con que se llena el espacio K.En 1980, los sistemas trabajaban con gradientes de 3 militesla/metro de intensidad, mientras queen 2000 se sobrepasan con facilidad 50 militesla/metro. Todava se pueden hacer progresos. Encuanto a la rapidez con que se cargan los gradientes, haca falta en 1980, para pasar del 5% al


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95%, alrededor de un milisegundo, lo que corresponda aproximadamente a 15 tesla por metro ypor segundo. En 2000 se est cerca de 100 tesla por metro y por segundo, le corresponde a untiempo de conmutacin de 0,2 milisegundos. Esto implica una necesidad considerable depotencia elctrica del sistema y tiene como efecto parsito la aparicin de corrientes inducidasque aumentan la heterogeneidad del campo magntico. Esto se ha corregido, a su vez, porgradientes "protegidos" que han posibilitado, al principio de los aos 90, las primeras secuenciasde eco-planar.El incremento de la potencia de los gradientes tiene lmites porque ya en las condiciones actualesse llega a un nivel donde se puede observar estimulacin de los nervios perifricos.La banda de frecuencia (BW), la matriz y el espesor de los cortes son parmetros regulablespor el usuario y estrechamente relacionados con los gradientes. Cada eco est constituido poruna combinacin de ondas de frecuencia, de fase y amplitud variables, que componen la seal.El tiempo durante el cual se analiza este eco, es decir, durante el cual la seal analgica setransforma en seal numrica, depende directamente de la anchura de la banda de frecuenciaexpresada en kilohercios (KHz) (la frecuencia de resonancia de los protones se expresa enmegahercios). Por ejemplo, si la matriz es de 256 en el gradiente de lectura y la banda defrecuencia es de 32 KHz, el tiempo de anlisis del eco ser de 256/32 = 8 ms.Si la banda de frecuencia disminuye a 8 KHz, del tiempo de anlisis ser de 256/8 = 32 ms. Seobserva inmediatamente que la duracin de las secuencias se ha modificado. Se puede ganartiempo aumentando la anchura de la banda de frecuencia. Este incremento tiene otra ventaja

importante, pues reduce el desplazamiento qumico. En el mismo ejemplo anterior, con unabanda de frecuencia de 32 KHz y una matriz de 256, la anchura de la banda de frecuencia porpixel es de 32.000/256 = 125 Hz. Ahora bien, con 1,5 tesla, el desplazamiento qumico entre elagua y la grasa es de 240 Hz. Por tanto, la amplitud del desplazamiento qumico es de +/-2pixels. Si se pasa la banda de frecuencia a 8 KHz, la amplitud por pixel es de 8000/256 = 31 Hzy el desplazamiento qumico se aproxima a 8 pixels, lo que es cuatro veces ms importante.As pues, la eleccin de la banda de frecuencia no es en absoluto insignificante. (Eldesplazamiento qumico aumenta tambin con la intensidad del campo magntico, pg. 106). Labanda de frecuencia est vinculada con la intensidad de los gradientes por la relacin BW = FOVx intensidad de los gradientes. Como el FOV se escoge preferentemente en funcin del rganoexaminado, se observa que la banda de frecuencia y la intensidad de los gradientes estnrelacionadas directamente entre s. Sin embargo, el aumento de la banda de frecuencia no slotiene ventajas. En efecto, implica tambin una disminucin de la relacin seal-ruido y de laresolucin de la imagen. Como siempre en RM, el mejor resultado se obtiene teniendo en cuenta

todos los aspectos.

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5 TRANSFORMADA DE FOURIER Y ESPACIO KLas seales que proceden de cada voxel estn codificadas en frecuencia y fase y poseen unaamplitud propia. Estos mltiples sinusoides superpuestos se pudieron utilizar para formar unaimagen slo tras la aplicacin de una operacin matemtica genial, la transformada de Fourier,

que transforma dichos sinusoides en espectros de amplitudes en funcin de la frecuencia.El plano de Fourier est constituido por una serie de lneas.Cada lnea est codificada por una fase distinta y se debe analizar por separado mediante unatransformada de Fourier. En cambio, todos los puntos de la lnea codificados en frecuencia seinterpretan en un solo paso.

En teora, es necesaria una infinidad de frecuencia o de fases para obtener una imagen perfecta.En la prctica, existe la obligacin natural de limitarse a un cierto nmero de voxels (128, 256,512) y, en consecuencia, de "truncar" la seal, lo que puede originar un artefacto de"truncamiento", pg 109.


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Las seales recogidas por la antena son datos brutos o "perfiles" que rellenan el "plano deFourier" o espacio K de datos numricos tras una conversin analgica-digital. Los perfilescentrales aportan mucha ms seal que los perfiles perifricos porque los espines ms prximosal centro estn menos desfasados que los espines alejados.Estos espines son responsables del contraste de la imagen. Por el contrario, los espines perifricosmuy desfasados participan poco en el contraste, pero son importantes para proporcionarinformacin sobre la forma y los contornos de la imagen, y por tanto sobre su resolucin.La simetra del espacio K permite a veces recoger slo la seal necesaria para rellenar la mitad ola cuarta parte de dicho espacio (ms algunas lneas) casi en la mitad o en la cuarta parte deltiempo.Esta descodificacin del plano de Fourier se puede efectuar de distintas maneras, lnea tras lnea,espiral o elptica. Como es habitual, todo esto da como resultado diversos acrnimos (CENTRA,SPIRAL, etc.).

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6 IMAGEN TRIDIMENSIONALPara realizar adquisiciones 3D, hay que utilizar como gradiente de seleccin de corte ungradiente de codificacin de fase en lugar de un gradiente de frecuencia.Existe entonces una doble codificacin de fase; la codificacin en frecuencia slo se utilizadurante la lectura de la seal.

!El inconveniente principal es que hay que multiplicar el tiempo de una secuencia por el nmerode cortes escogidos en la tercera dimensin. Sin embargo, no es obligatorio utilizar la mismamatriz en las tres dimensiones. Por ejemplo, se pueden hacer slo 64 cortes.

!La ventaja de este mtodo es que se aumenta el nmero de datos recibidos para cada voxel y laseal es mucho mejor. Adems, permite realizar cortes finos.

La adquisicin tridimensional es prcticamente imposible en espn-eco clsico, pues llevarademasiado tiempo, pero se utiliza habitualmente en espn-eco rpido (RSE) y en eco degradiente.Para reconstruir una imagen correcta en los tres planos, es necesaria una adquisicin isomtrica.Para conseguirlo, el producto de la matriz por el espesor de los cortes debe ser igual al campo devisin (FOV). Por ejemplo, para una matriz de 256 y cortes de 1 mm, el FOV debe ser de 256mm. Para calcular los parmetros que se han de utilizar hay que comenzar por escoger los queson ineludibles. Si la matriz se fija en 256, y el FOV obligatoriamente en 307 mm, el espesor delos cortes ser de 1,2 mm y viceversa. Es todava capaz de hacer una regla de tres?

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7 RM FUNCIONAL, DIFUSIN Y PERFUSIN, BOLD1- Es posible detectar la variacin de oxigenacin de las zonas de corteza activadas mediante latcnica denominada BOLD: "contraste dependiente de la concentracin sangunea de oxgeno",que pone de relieve el consumo de oxgeno. Se comparan dos series de imgenes obtenidas eneco planar, una en reposo y la otra tras estimulacin, y se observa un incremento localizado de laseal en las zonas cerebrales activadas.2- Las imgenes de difusin-perfusin (IVIM: movimiento incoherente intravoxel) fueron


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concebidas y desarrolladas por Denis Le Bihan. En el tejido vivo, las molculas se difunden porun movimiento browniano, sobre todo en los espacios extracelulares. Estos movimientosmoleculares inducen un desfase de los protones mviles que apenas tiene importancia para servisible en las secuencias convencionales, pero que se pone de manifiesto en las secuencias en ecoplanar.La imagen se obtiene a partir de dos secuencias que slo difieren por la aplicacin de gradientesde difusin. La seal obtenida ser tanto ms importante cuanto menos protones mvilescontenga, pues estos no se vuelven a poner en fase por los gradientes como ocurre con losprotones inmviles. Por tanto, se mide el coeficiente de difusin aparente (CDA). El CDAcorresponde a la suma de los movimientos de difusin verdadera y de perfusin en los capilares.Se puede calcular la contribucin de un factor de perfusin que corresponde al movimiento delos protones en los capilares y se obtienen imgenes de difusin y perfusin sin inyeccin demedio de contraste. En los accidentes vasculares cerebrales isqumicos, el edema implica unadisminucin del espacio extracelular y, en consecuencia, de la difusin, que se traduce en unahiperseal en T2 en las imgenes, 4 a 6 horas despus del AVC. En la fase precoz, el territorioisqumico, pero todava perfundido, se puede identificar bajo la forma de una zona de penumbraque se puede evaluar combinando el estudio de la perfusin y de la difusin. La RM de difusintambin se emplea para distinguir entre absceso y tumor.3- Por ltimo, siempre en EPI, se puede apreciar la microvascularizacin capilar mediante latcnica de primer paso de un producto de contraste. En caso de oclusin vascular o estenosis se

observa una variacin de la perfusin.

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8 SABER MS DE LA RELACIN SEAL-RUIDOEn una imagen de resonancia magntica, el ruido est constituido por la recogida de sealesparsitas que no solamente no contribuyen a la imagen, sino que la degradan.La relacin seal-ruido expresa la importancia relativa de los dos parmetros. Es evidente que sedebe procurar que la relacin sea lo ms elevada posible. Esto se puede conseguir aumentando la

seal o disminuyendo el ruido.De forma muy esquemtica, se puede aumentar la seal incrementando el tamao de los voxels,el grado de excitacin, la intensidad del campo magntico y la calidad de las antenas, ydisminuyendo el campo de visin y la anchura de la banda de paso.El ruido aumenta con la intensidad del campo magntico, pero menos que la seal. Aumenta conla potencia de los gradientes.

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9 EFECTOS BIOLGICOS DE LA RMCualquier persona que trabaje con RM o que prescriba exploraciones debe saber que existenriesgos reales relacionados con el empleo de campos magnticos. No se deben someter a unestudio de RM los pacientes con marcapasos, implantes cocleares y otros estimuladoresneurolgicos o del crecimiento seo, cuerpos extraos ferromagnticos situados en un lugarpeligroso (por ejemplo, el ojo), algunos clips vasculares, implantes activados de formamagntica, prtesis oculares, algunos materiales intravasculares como los catteres de Swan-Ganz


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y filtros endovenosos que lleven colocados menos de un mes. Las vlvulas cardacas son casisiempre poco ferromagnticas.En todas las instalaciones de RM existe habitualmente una lista de materiales admitidos o no en elimn.Por otra parte, no existen pruebas de que una exposicin breve a un campo magntico puedaafectar al feto. Se recomienda que las operadoras embarazadas no traspasen la lnea de 5 gauss (lasala del imn) durante el primer trimestre, pero pueden trabajar en las consolas.La SAR (tasa de absorcin especfica) es la medicin de la cantidad de energa liberada en lostejidos por las ondas de RF. Es proporcional al cuadrado de la intensidad del campo magntico yal cuadrado del ngulo de inclinacin. Las instalaciones de RM cuentan con un sistema deproteccin que prohbe algunas secuencias cuando la energa liberada sobrepasa la norma. Lassecuencias SE rpidas con sus mltiples oscilaciones de 180 liberan mucha ms energa que lassecuencias en eco de gradiente con un ngulo de inclinacin pequeo.Las mujeres embarazadas pueden someterse a una RM si es indispensable, pero se tendr laprecaucin de utilizar las secuencias que liberen menos energa, y conviene que firmen unconsentimiento que especifique que en el estado actual de la ciencia no se demostrado ningnefecto perjudicial en el ser humano, pero que ello no prejuzga lo que pueda ocurrir en el futuro.

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ACRONYMS

ASSET Array Sensitivity Encoding Technique. 103 .

B FFE Balanced FFE (SS-GRE-SE+FID) 75

BOLD Blood Oxygen Level Dependent contrast. 132BW Bandwith: 131

CE Contrast Enhanced

CE FAST Contrast Enhanced Fast 74

CE FFE Contrast Enhanced FFE 74

CE GRASS Contrast Enhanced GRASS 74

CENTRA 132

CHESS Chemical Shift Selection 93CISS Constructive Interference in the Steady State SS-

GRE FID+SE 76

CLEAR post processing of the signal

COPE Centrally Ordered Phase Encoding 110


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CORE Centrally Ordered Respiratory Encoding 110

CSI Chemical Shift Imaging 93

DE Driven Equilibrium 87

DE FGR Driven equilibrium Fast grass 87DEFAISE Dual Echo Fast Acquisition Interleaved SpinEcho. 94

DESS Double Echo in the Steady-State 76

DRIVE 100

DUAL 93

E SHORT SS-GRE-SE 73

EPI Echo Planar Imaging 98ET Echo Train or ETL Echo Train Length 94

EXORCIST 110

F-SHORT SS-GRE-FID 71

FADE Fast Acquisition spin echo with Double Echo see

SS-GRE-FID+SE 75

FAME Fast Acquisition Multi Echo see SP-GRE 69

FASE see RSE 94FAST Fourier Acquired Steady state Technique ( see SS-

GRE-FID) 71

FATE see FADE 75

FATSAT Fat Saturation 88

FC Flow Compensation 110

FE Field Echo 66

FEDIF 93FEER Field Echo Even by Reversal 66

FESUM Field echo Summation 93

FFE Fast Field Echo 66, 71

FFT Fast Fourier Transform 132

FGR Fast GRASS see MP-GRE 86


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FID Free Induction Decay 27

FIESTA Fast Imaging Enhancing the steady STAte SS-

GRE-SE+FID 75

FISP Fast Imaging with steady State Precession see SS-GRE-FID 71

FLAG Flow Adjustable gradient 110

FLAIR FLuid Attenuated Inversion Recovery Suppression

of CSF 84

FLARE RSE 94

FLASH Fast Low Angle SHot SP-GRE- 69

FLOW COMP Flow Compensation 110FOV Field Of View : 41

FR FSE Fast Recovery Fast Spin Echo 100

FRE see GRE 66

FSE see RSE 94

FSPGR Fast SPGR 86

GE see GRE 66

GFE see GRE 66GMN Gradient Moment Nulling 110

GMR Gradient moment Rephasing 110

GRAPPA Generalized Autocalibrating Partially Parallel

Acquisition 102

GRASE GRAdient and Spin Echo 99

GRASS Gradient Recalled Acquisition in the Steady State

see SS-GRE-FID 71GRE Gradient Recalled Echo 65

GRECO see GRE 66

HASTE Half Acquisition Single shot Turbo spin Echo

104

INFLOW see TOF 123


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IN-OUT 93

IP-OP 93

IR Inversion Recovery 81

KEYHOLE . 105IVIM Intra Voxel Incoherent Movement 134

LASE Low Angle Spin Echo

MAST Motion Artifact Suppression Technique 110

MEDIC Multi Echo Data Image Combination

MOTSA Multiple Overlapping Thin Slab

MPGR Multi Planar Gradient Recalled echo : 66

MP GRE Magnetisation Prepared GRE 86MP RAGE Magnetization Prepared Rapid Gradient Echo

86

MT ou MTC Magnetization transfer contrast: 90

Naq see NEX

NEX number of excitations

NSA Number of signal averaged see NEX

PACE Prospective Acquisition with CorrectionPAT Parallel Acquisition Technology 101

PC see PCA

PCA Phase Contrast Angiography 134

PEAR Phase Encoded Artifact Reduction 110

POMP Phase Offset MultiPlanar :

PRESAT presaturation 111

PRESTO PRinciple of Echo Shifting with a Train ofObservations variant of GRE-EPI.

PROSET Principle Of Selective Excitation Technique 93

PSIF : SS-GRE-SE 74

RACE Real time Acquisition and velocity evaluation :

RAM Reduced Acquisition Matrix


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RARE Rapid acquisition with Refocused Echoes see RSE

94

RASE Rapid Spin Echo 94

RESCOMP respiratory compensation 110REST Regional Saturation Technique see presat 111

RESTORE 100

RF FAST see SP GRE 69

RICE see RSE 94

ROAST Resonant Offset Averaged

STeady state see SS-GRE 71

ROPE Respiratory Ordered Phase Encoding 110RSE Rapid Spin Echo 94

SAR Specific Absorption Rate : 136

SAT Saturation or presaturation 111

SE Spin Echo 63

SENSE Sensitivity Encoding 103

SINOP 92

SCIC Surface Coil Intensity CorrectionSHORT SP-GRE 69

SMASH Short Minimum Angle SHot 71

SMASH SiMultaneous Acquisition of Spatial Harmonics

102

SNR Signal to Noise Ratio 135

SNAPSCHOT single shot, SSh 98

SPGR see SP-GRE 69SP-GRE Spoiled Gradient Echo 69

SPIR see Fat Sat 88

SSFP Steady State Free Precession see SS-GRE-FID 74

SS-GRE Steady state GRE 71

SS-GRE FID 71


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SS-GRE-SE 73

SS-GRE-FID+SE 75

SSh : Single Shot 98

STAGE Small Tip Angle Gradient Echo see GRE 66STE STimulated Echo

STEAM STimulated Echo Acquisition Mode see SS-

GRE-SE

STERF SS-GRE-SE. 73

STIR Short Time Inversion Recovery 83

TE echo time 32

TFE Turbo Field Echo see MP-GRE 84TGE Turbo Gradient Echo 86

TGSE Turbo Gradient Spin Echo 99

TI Time of Inversion 80

TIR Turbo IR

TOF Time of Flight angio 123

TONE Tilted Optimized Non Excitation 123

TR Time of repetition 37TRUE FISP True Fast Imaging in a Steady state

Precession 75

TSE Turbo Spin Echo see RSE 94

TURBO FLASH see MP-GRE 86

TURBO SHORT see MP-GRE 86

UTSE Ultra Turbo Spin Echo see RSE 94

VENC Velocity EncodingVIBE Volume Interpolated Breathhold Examination 3D

SP-GRE 69

VINNIE Velocity Imaging in cine mode

WATER EXCITATION 93

WAVE 3D SP-GRE 69


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139 INDEX

Angio TOF, 91

Artifacts

- metallic 107

-motion109

- truncation (Gibbs) 117- wrap around (aliasing) 118

Bandwith 48, 131

Biological effects 136

BOLD 134

Chemical shift 92, 112,114

Contrindications 136

Contrast medias 126

Dephase of spins 24

Diffusion 134

Driven equilibrium 87

Dual 92

Duration of a sequence 51


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Echo planar 104

Echo train 53, 94

Fat suppression fat sat 88

FID 27Flip angle 65,118

Flux 119

Ftus 136

Fourier 45, 132

FOV 41

Fold over 118

Functional MRI 134Gradients 42,47,49,50,131

GRE 65

Hemosiderin 70

Implants 136

Inversion recovery 80

IVIM 134

K space 45, 132Magnetic fields 128

Magnetic susceptibility 112

Magnetization 57, 58

Magnetization prepared 86

Magnetization transfert 90

Matrix 41

Magnetic moment 10Multislice technique 52

Nucleus 9

Parallel acquisition techniques 101

Perfusion 134

Precession 11,57


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Proset 93

Pulse diagram 46

Rectangular FOV 106

Relaxation 21,11,23Resonance 15

Rapid restoration of magnetization 100

Scan percentage 105

SE 32, 63

Sequences 60

Signal to noie ratio 135

Single shot 96, 98Spin 10, 120

Spoiler 70

Steady state 72

Stimulated echoes 74, 75

STIR 88

Tesla 14, 16

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