El Canto de Los Protones

1 SABER MÁS DE LOS IMANES (campos altos y campos bajos) Existen tres tipos de imanes: permanentes, resistivos y superconductores. Los dos primeros se utilizan 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 más ligeros (12 toneladas) y tienen la ventaja de que no generan gastos en electricidad o consumibles. Los imanes resistivos son electroimanes, es decir, solo están imantados cuando pasa la corriente eléctrica. Su acción se interrumpe cuando se corta la corriente. Los imanes superconductores utilizan la propiedad de algunos materiales de no oponer prácticamente ninguna resistencia al paso de la corriente que circula indefinidamente. Para ello se necesita una temperatura muy baja, mantenida con helio líquido a 4 grados por encima del cero absoluto. Para fabricar un imán superconductor hacen falta aproximadamente 50 km de hilo de una aleación de niobio y titanio. En estos últimos años se ha mejorado la ergonomía de estos imanes de una forma importante: los imanes de 10 toneladas en 1990 pesan 3 toneladas en el año 2000, su longitud ha pasado de 2,50 m a 1,60 m y, gracias al autoblindaje, se pueden instalar con bastante facilidad, sustituyendo a un equipo clásico, en un edificio corriente. Su homogeneidad ha experimentado grandes progresos y el límite de seguridad para los marcapasos (la línea de 5 gauss) generalmente se limita a la habitación o a la mesa. Normalmente, la intensidad de la señal recibida aumenta con el cuadrado de la intensidad del campo magnético. Por tanto, en teoría, sería interesante utilizar campos altos. Sin embargo, hay inconvenientes y límites: Primero, el T1 de los tejidos aumenta con el campo magnético, lo que exige TR más prolongados. Por un lado se pierde algo de tiempo que se gana por el otro. - Segundo, cuanto más se aumenta el campo magnético, más importante es el aporte de energía (SAR, depósito de RF) por las ondas de RF, que llega al límite autorizado en la actualidad. - Por último, cuanto más se aumenta el campo, más aumentan los artefactos y más molestos resultan, lo que requiere correcciones complementarias que sobrecargan el sistema. Los artefactos de susceptibilidad magnética en particular (pág. 104) aumentan con la intensidad de los campos. Esta susceptibilidad magnética, perjudicial sobre todo en eco de gradiente, se convierte ahora en un mecanismo básico de las imágenes funcionales. Hoy día existen imanes cuyo campo magnético de 3 tesla permite la realización óptima de exploraciones que resultarían más difíciles con campos bajos. Es el caso de la espectroscopia, la RM funcional, cerebral y cardiaca, las secuencias en apnea muy breves y las angiografías por RM con inyección de gran calidad. Asimismo, el artefacto de desplazamiento químico constituye el origen de un método de imagen (pág. 84). Los constructores han resuelto la mayor parte de los defectos y continúan asombrándonos al superar gradualmente las dificultades técnicas que hace poco tiempo se consideraban irresolubles. No obstante, existe con claridad un lugar para los amantes de los campos bajos, para todas las aplicaciones no específicas de los campos altos. Si se puede contar solo con un equipo, es normal que se prefiera un aparato de campo alto, pero cuando se dispone de varios equipos que están próximos, las exploraciones de detección y sistemáticas son mucho menos onerosas con campos bajos. Por tanto, la cuestión no es campos altos o campos bajos, sino campos altos y campos bajos, juntos, cada uno en sus indicaciones.

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2 SABER MÁS DE LAS ANTENAS DE RADIOFRECUENCIA Las primeras antenas receptoras estaban polarizadas linealmente. Estas antenas poseen solo un canal receptor, suelen ser flexibles y se utilizan para los pequeños órganos superficiales (muñeca,

ojo), etc. Las antenas en cuadratura, polarizadas de manera circular, han representado un gran adelanto. En estas antenas, dos receptores perpendiculares detectan con precisión la verdadera posición del vector de magnetización en el espacio. Como se reciben dos señales separadas, la ganancia en la relación señal-ruido es de 1,4 (la raíz cuadrada de 2) y la energía transmitida al paciente (SAR) se reduce a la mitad. Las antenas en alineamiento de fase están constituidas por varias antenas de superficie de pequeño tamaño con receptores independientes. Se pueden emplear, por ejemplo, para la columna vertebral 4 a 6 antenas de este tipo con 4 o 6 receptores para un canal (antenas en “sinergia”). Un avance importante reciente corresponde a las antenas en alineamiento de fase constituidas por varios receptores y canales. Se utilizan para medir simultáneamente puntos diferentes de la misma región, lo que permite un ahorro de tiempo considerable. Esta técnica se puede aplicar a todas las secuencias, ya sea para aumentar la resolución espacial o para reducir el tiempo (a menudo por dos y a veces por cuatro sin pérdida de señal, lo que es importante para las secuencias en apnea).

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3 LA PONDERACIÓN T1, T2, T2* Y RHO T1 y T2 son propiedades de cada tejido. Manipulando los parámetros de las secuencias que hemos mencionado, se puede variar la ponderación de las imágenes, pero en la práctica nunca se obtiene una imagen pura en T1 o T2. 1- Las imágenes ponderadas en T1 son aquellas en que no se deja que la magnetización se recupere completamente. El TR es corto, y el TE debe ser también corto para disminuir la influencia de T2 (véase la pág. 23). 2- Para obtener imágenes ponderadas en T2 se deja tiempo para que la magnetización longitudinal se recupere del todo. El TR es largo. La ponderación T2 es mayor cuanto más largo sea el TE o más pequeño sea el ángulo de inclinación (basculación). 3- Algunos valores de TR y TE disminuyen la influencia de T1 y T2 y ponen de manifiesto la concentración de hidrógeno. Se trata de las imágenes de densidad protónica (Rho). Es el caso del espín-eco, para un TR largo (1,5 seg) y un tiempo de eco corto (30 mseg). Un segundo eco a 80 mseg da la misma secuencia de imágenes en T2. 4- El T2 observado realmente después de un impulso de RF es más corto que el T2 real porque las heterogeneidades microscópicas del campo magnético aceleran el desfase de los espines (véase la pág. 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 espín-eco permite obtener un verdadero T2.

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4 SABER MÁS DE LOS GRADIENTES Y LA BANDA DE FRECUENCIA Se deben considerar dos aspectos en los gradientes, su potencia y su rapidez de conmutación, que determinan la rapidez con que se llena el espacio K. En 1980, los sistemas trabajaban con gradientes de 3 militesla/metro de intensidad, mientras que en 2000 se sobrepasan con facilidad 50 militesla/metro. Todavía se pueden hacer progresos. En cuanto a la rapidez con que se cargan los gradientes, hacía falta en 1980, para pasar del 5% al

95%, alrededor de un milisegundo, lo que correspondía aproximadamente a 15 tesla por metro y por segundo. En 2000 se está cerca de 100 tesla por metro y por segundo, le corresponde a un tiempo de conmutación de 0,2 milisegundos. Esto implica una necesidad considerable de potencia eléctrica del sistema y tiene como efecto parásito la aparición de corrientes inducidas que aumentan la heterogeneidad del campo magnético. Esto se ha corregido, a su vez, por gradientes "protegidos" que han posibilitado, al principio de los años 90, las primeras secuencias de eco-planar. El incremento de la potencia de los gradientes tiene límites porque ya en las condiciones actuales se llega a un nivel donde se puede observar estimulación de los nervios periféricos. La banda de frecuencia (BW), la matriz y el espesor de los cortes son parámetros regulables por el usuario y estrechamente relacionados con los gradientes. Cada eco está constituido por una combinación de ondas de frecuencia, de fase y amplitud variables, que componen la señal. El tiempo durante el cual se analiza este eco, es decir, durante el cual la señal analógica se transforma en señal numérica, depende directamente de la anchura de la banda de frecuencia expresada en kilohercios (KHz) (la frecuencia de resonancia de los protones se expresa en megahercios). Por ejemplo, si la matriz es de 256 en el gradiente de lectura y la banda de frecuencia es de 32 KHz, el tiempo de análisis del eco será de 256/32 = 8 ms. Si la banda de frecuencia disminuye a 8 KHz, del tiempo de análisis será de 256/8 = 32 ms. Se observa inmediatamente que la duración de las secuencias se ha modificado. Se puede ganar tiempo aumentando la anchura de la banda de frecuencia. Este incremento tiene otra ventaja importante, pues reduce el desplazamiento químico. En el mismo ejemplo anterior, con una banda de frecuencia de 32 KHz y una matriz de 256, la anchura de la banda de frecuencia por pixel es de 32.000/256 = 125 Hz. Ahora bien, con 1,5 tesla, el desplazamiento químico entre el agua y la grasa es de 240 Hz. Por tanto, la amplitud del desplazamiento químico es de +/-2 pixels. Si se pasa la banda de frecuencia a 8 KHz, la amplitud por pixel es de 8000/256 = 31 Hz y el desplazamiento químico se aproxima a 8 pixels, lo que es cuatro veces más importante. Así pues, la elección de la banda de frecuencia no es en absoluto insignificante. (El desplazamiento químico aumenta también con la intensidad del campo magnético, pág. 106). La banda de frecuencia está vinculada con la intensidad de los gradientes por la relación BW = FOV x intensidad de los gradientes. Como el FOV se escoge preferentemente en función del órgano examinado, se observa que la banda de frecuencia y la intensidad de los gradientes están relacionadas directamente entre sí. Sin embargo, el aumento de la banda de frecuencia no sólo tiene ventajas. En efecto, implica también una disminución de la relación señal-ruido y de la resolución 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 K Las señales que proceden de cada voxel están codificadas en frecuencia y fase y poseen una amplitud propia. Estos múltiples sinusoides superpuestos se pudieron utilizar para formar una imagen sólo tras la aplicación de una operación matemática genial, la transformada de Fourier, que transforma dichos sinusoides en espectros de amplitudes en función de la frecuencia. El plano de Fourier está constituido por una serie de líneas. Cada línea está codificada por una fase distinta y se debe analizar por separado mediante una transformada de Fourier. En cambio, todos los puntos de la línea codificados en frecuencia se interpretan en un solo paso. En teoría, es necesaria una infinidad de frecuencia o de fases para obtener una imagen perfecta. En la práctica, existe la obligación natural de limitarse a un cierto número de voxels (128, 256, 512) y, en consecuencia, de "truncar" la señal, lo que puede originar un artefacto de "truncamiento", pág 109.

Las señales recogidas por la antena son datos brutos o "perfiles" que rellenan el "plano de Fourier" o “espacio K” de datos numéricos tras una conversión analógica-digital. Los perfiles centrales aportan mucha más señal que los perfiles periféricos porque los espines más próximos al centro están menos desfasados que los espines alejados. Estos espines son responsables del contraste de la imagen. Por el contrario, los espines periféricos muy desfasados participan poco en el contraste, pero son importantes para proporcionar información sobre la forma y los contornos de la imagen, y por tanto sobre su resolución. La simetría del espacio K permite a veces recoger sólo la señal necesaria para rellenar la mitad o la cuarta parte de dicho espacio (más algunas líneas) casi en la mitad o en la cuarta parte del tiempo. Esta descodificación del plano de Fourier se puede efectuar de distintas maneras, línea tras línea, espiral o elíptica. Como es habitual, todo esto da como resultado diversos acrónimos (CENTRA, SPIRAL, etc.).

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6 IMAGEN TRIDIMENSIONAL Para realizar adquisiciones 3D, hay que utilizar como gradiente de selección de corte un gradiente de codificación de fase en lugar de un gradiente de frecuencia. Existe entonces una doble codificación de fase; la codificación en frecuencia sólo se utiliza durante la lectura de la señal. ! El inconveniente principal es que hay que multiplicar el tiempo de una secuencia por el número de cortes escogidos en la tercera dimensión. Sin embargo, no es obligatorio utilizar la misma matriz en las tres dimensiones. Por ejemplo, se pueden hacer sólo 64 cortes. ! La ventaja de este método es que se aumenta el número de datos recibidos para cada voxel y la señal es mucho mejor. Además, permite realizar cortes finos. La adquisición tridimensional es prácticamente imposible en espín-eco clásico, pues llevaría demasiado tiempo, pero se utiliza habitualmente en espín-eco rápido (RSE) y en eco de gradiente. Para reconstruir una imagen correcta en los tres planos, es necesaria una adquisición isométrica. Para conseguirlo, el producto de la matriz por el espesor de los cortes debe ser igual al campo de visión (FOV). Por ejemplo, para una matriz de 256 y cortes de 1 mm, el FOV debe ser de 256 mm. Para calcular los parámetros que se han de utilizar hay que comenzar por escoger los que son ineludibles. Si la matriz se fija en 256, y el FOV obligatoriamente en 307 mm, el espesor de los cortes será de 1,2 mm y viceversa. ¿Es todavía capaz de hacer una regla de tres?

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7 RM FUNCIONAL, DIFUSIÓN Y PERFUSIÓN, BOLD 1- Es posible detectar la variación de oxigenación de las zonas de corteza activadas mediante la técnica denominada BOLD: "contraste dependiente de la concentración sanguínea de oxígeno", que pone de relieve el consumo de oxígeno. Se comparan dos series de imágenes obtenidas en eco planar, una en reposo y la otra tras estimulación, y se observa un incremento localizado de la señal en las zonas cerebrales activadas. 2- Las imágenes de difusión-perfusión (IVIM: movimiento incoherente intravoxel) fueron

concebidas y desarrolladas por Denis Le Bihan. En el tejido vivo, las moléculas se difunden por un movimiento browniano, sobre todo en los espacios extracelulares. Estos movimientos moleculares inducen un desfase de los protones móviles que apenas tiene importancia para ser visible en las secuencias convencionales, pero que se pone de manifiesto en las secuencias en eco planar. La imagen se obtiene a partir de dos secuencias que sólo difieren por la aplicación de gradientes de difusión. La señal obtenida será tanto más importante cuanto menos protones móviles contenga, pues estos no se vuelven a poner en fase por los gradientes como ocurre con los protones inmóviles. Por tanto, se mide el coeficiente de difusión aparente (CDA). El CDA corresponde a la suma de los movimientos de difusión verdadera y de perfusión en los capilares. Se puede calcular la contribución de un factor de perfusión que corresponde al movimiento de los protones en los capilares y se obtienen imágenes de difusión y perfusión sin inyección de medio de contraste. En los accidentes vasculares cerebrales isquémicos, el edema implica una disminución del espacio extracelular y, en consecuencia, de la difusión, que se traduce en una hiperseñal en T2 en las imágenes, 4 a 6 horas después del AVC. En la fase precoz, el territorio isquémico, pero todavía perfundido, se puede identificar bajo la forma de una zona de penumbra que se puede evaluar combinando el estudio de la perfusión y de la difusión. La RM de difusión también se emplea para distinguir entre absceso y tumor. 3- Por último, siempre en EPI, se puede apreciar la microvascularización capilar mediante la técnica de primer paso de un producto de contraste. En caso de oclusión vascular o estenosis se observa una variación de la perfusión. 136

8 SABER MÁS DE LA RELACIÓN SEÑAL-RUIDO En una imagen de resonancia magnética, el ruido está constituido por la recogida de señales parásitas que no solamente no contribuyen a la imagen, sino que la degradan. La relación señal-ruido expresa la importancia relativa de los dos parámetros. Es evidente que se debe procurar que la relación sea lo más elevada posible. Esto se puede conseguir aumentando la señal o disminuyendo el ruido. De forma muy esquemática, se puede aumentar la señal incrementando el tamaño de los voxels, el grado de excitación, la intensidad del campo magnético y la calidad de las antenas, y disminuyendo el campo de visión y la anchura de la banda de paso. El ruido aumenta con la intensidad del campo magnético, pero menos que la señal. Aumenta con la potencia de los gradientes.

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9 EFECTOS BIOLÓGICOS DE LA RM Cualquier persona que trabaje con RM o que prescriba exploraciones debe saber que existen riesgos reales relacionados con el empleo de campos magnéticos. No se deben someter a un estudio de RM los pacientes con marcapasos, implantes cocleares y otros estimuladores neurológicos o del crecimiento óseo, cuerpos extraños ferromagnéticos situados en un lugar peligroso (por ejemplo, el ojo), algunos clips vasculares, implantes activados de forma magnética, prótesis oculares, algunos materiales intravasculares como los catéteres de Swan-Ganz

y filtros endovenosos que lleven colocados menos de un mes. Las válvulas cardíacas son casi siempre poco ferromagnéticas. En todas las instalaciones de RM existe habitualmente una lista de materiales admitidos o no en el imán. Por otra parte, no existen pruebas de que una exposición breve a un campo magnético pueda afectar al feto. Se recomienda que las operadoras embarazadas no traspasen la línea de 5 gauss (la sala del imán) durante el primer trimestre, pero pueden trabajar en las consolas. La SAR (tasa de absorción específica) es la medición de la cantidad de energía liberada en los tejidos por las ondas de RF. Es proporcional al cuadrado de la intensidad del campo magnético y al cuadrado del ángulo de inclinación. Las instalaciones de RM cuentan con un sistema de protección que prohíbe algunas secuencias cuando la energía liberada sobrepasa la norma. Las secuencias SE rápidas con sus múltiples oscilaciones de 180° liberan mucha más energía que las secuencias en eco de gradiente con un ángulo de inclinación pequeño. Las mujeres embarazadas pueden someterse a una RM si es indispensable, pero se tendrá la precaución de utilizar las secuencias que liberen menos energía, y conviene que firmen un consentimiento que especifique que en el estado actual de la ciencia no se demostrado ningún efecto perjudicial en el ser humano, pero que ello no prejuzga lo que pueda ocurrir en el futuro.

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ASSET Array Sensitivity Encoding Technique. 103 . B FFE Balanced FFE (SS-GRE-SE+FID) 75 BOLD Blood Oxygen Level Dependent contrast. 132 BW 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 93 CISS Constructive Interference in the Steady State SSGRE FID+SE 76 CLEAR post processing of the signal COPE Centrally Ordered Phase Encoding 110

CORE Centrally Ordered Respiratory Encoding 110 CSI Chemical Shift Imaging 93 DE Driven Equilibrium 87 DE FGR Driven equilibrium Fast grass! 87 DEFAISE Dual Echo Fast Acquisition Interleaved Spin Echo. 94 DESS Double Echo in the Steady-State 76 DRIVE 100 DUAL 93 E SHORT SS-GRE-SE 73 EPI Echo Planar Imaging 98 ET 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 94 FAST Fourier Acquired Steady state Technique ( see SSGRE-FID) 71 FATE see FADE 75 FATSAT Fat Saturation 88 FC Flow Compensation 110 FE Field Echo 66 FEDIF 93 FEER 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

FID Free Induction Decay 27 FIESTA Fast Imaging Enhancing the steady STAte SSGRE-SE+FID 75 FISP Fast Imaging with steady State Precession see SSGRE-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 110 FOV 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 66 GMN 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 71 GRE Gradient Recalled Echo 65 GRECO see GRE 66 HASTE Half Acquisition Single shot Turbo spin Echo 104 INFLOW see TOF 123

IN-OUT 93 IP-OP 93 IR Inversion Recovery 81 KEYHOLE . 105 IVIM 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 86 MP 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 Correction PAT 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 of Observations 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

RARE Rapid acquisition with Refocused Echoes see RSE 94 RASE Rapid Spin Echo 94 RESCOMP respiratory compensation 110 REST 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 110 RSE 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 Correction SHORT 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 69 SP-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

SS-GRE-SE 73 SS-GRE-FID+SE 75 SSh : Single Shot 98 STAGE Small Tip Angle Gradient Echo see GRE 66 STE STimulated Echo STEAM STimulated Echo Acquisition Mode see SSGRE-SE STERF SS-GRE-SE. 73 STIR Short Time Inversion Recovery 83 TE echo time 32 TFE Turbo Field Echo see MP-GRE 84 TGE 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 37 TRUE 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 Encoding VIBE 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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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

Echo planar 104 Echo train 53, 94 Fat suppression fat sat 88 FID 27 Flip angle 65,118 Flux 119 Fœtus 136 Fourier 45, 132 FOV 41 Fold over 118 Functional MRI 134 Gradients 42,47,49,50,131 GRE 65 Hemosiderin 70 Implants 136 Inversion recovery 80 IVIM 134 K space 45, 132 Magnetic fields 128 Magnetic susceptibility 112 Magnetization 57, 58 Magnetization prepared 86 Magnetization transfert 90 Matrix 41 Magnetic moment 10 Multislice technique 52 Nucleus 9 Parallel acquisition techniques 101 Perfusion 134 Precession 11,57

Proset 93 Pulse diagram 46 Rectangular FOV 106 Relaxation 21,11,23 Resonance 15 Rapid restoration of magnetization 100 Scan percentage 105 SE 32, 63 Sequences 60 Signal to noie ratio 135 Single shot 96, 98 Spin 10, 120 Spoiler 70 Steady state 72 Stimulated echoes 74, 75 STIR 88 Tesla 14, 16 Tridimensionnal 133 TR 37 TE 27, 34 T1, 130 T2 130 Voxel 41