El documento trata sobre los diferentes tipos de imanes, antenas y secuencias de resonancia magnética. Brevemente: 1) Existen tres tipos de imanes: permanentes, resistivos y superconductores, cada uno con ventajas y usos específicos. 2) Las antenas han evolucionado de lineales a en cuadratura y en alineamiento de fase para mejorar la señal y reducir el ruido y la energía transmitida. 3) Las secuencias pueden ponderar la imagen en T1, T2, densidad de protones o T2* para resaltar

131. 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.
130
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,

132. 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).
131
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.
132
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

133. 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.
133
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.

134. 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.).
134
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?
135
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

135. 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.
137
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

136. 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.
138
ACRONYMS
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 SS-
GRE FID+SE 76
CLEAR post processing of the signal
COPE Centrally Ordered Phase Encoding 110

137. 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 SS-
GRE-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

138. 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 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

139. 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

140. 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

141. 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 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 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

142. 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

143. 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

144. 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