Basic physic of MRI

Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging Mục lục Từ trường hạt nhân tượng cộng hưởng từ 1.1 Từ trường hạt nhân 1.2 Hiện tượng cảm ứng từ 1.3 Tần số Larmor 1.4 Hiện tượng cộng hưởng từ .9 1.5 Khái niệm pha 10 Thư duỗi 11 2.1 Thư duỗi T1 11 2.2 Thư duỗi T2 12 2.3 Thư duỗi T2* 13 2.4 Suy giảm cảm ứng tự 13 Sự tương phản hình ảnh 14 3.1 Thời gian lặp lại xung TR 14 3.2 Thời gian thu tín hiệu TE 15 3.3 Mỗi liên quan TR, TE tương phản 16 3.4 Hiện tượng bão hòa 17 3.5 Góc lệch 18 Hình ảnh cắt lớp mã hóa tín hiệu 19 4.1 Hệ thống chênh từ 19 4.2 Mã hóa khơng gian 21 4.2.1 Gradient mã hóa tần số 21 4.2.2 Gradient mã hóa pha 22 4.2.3 Mã hóa khơng gian chiều 23 4.3 K-space 23 4.4 Biến đổi Fourier 25 Nhiễu từ yếu tố ảnh hưởng 26 5.1 Chỉ số nhiễu từ SNR 26 5.2 Các yếu tố ảnh hưởng đến SNR 26 5.2.1 Pixel, Volxel, Matrix 26 5.2.2 FOV 27 daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging 5.2.3 Độ dày lớp cắt 28 5.2.4 Bandwidth 29 5.2.5 Interslice-gap 29 5.2.6 NEX 29 5.2.7 Cường độ từ trường 30 5.2.8 RF coils 30 Hệ thống máy chụp cộng hưởng từ 32 6.1 Tổng quan 32 6.2 Nam châm 33 6.2.1 Nam châm điện trở 33 6.2.2 Nam châm vĩnh cửu 34 6.2.3 Nam châm siêu dẫn 34 Một số chuỗi xung 35 7.1 Chuỗi xung Spin Echo 35 7.1.1 Nguyên lý 35 7.1.2 Đặc điểm 36 7.1.3 Hiệu ứng black-blood 37 7.1.4 Multislice 38 7.1.5 Tên thương mại 39 7.2 Chuỗi xung IR 39 7.3 Chuỗi xung FLAIR 40 7.4 Chuỗi xung STIR 41 7.5 Chuỗi xung Gradient Echo 43 7.5.1 Nguyên lý 43 7.5.2 Đặc điểm 44 7.5.3 Spoiled GRE 45 7.5.4 Chuỗi xung SSFP 45 7.6 Multi-Echo 46 7.7 Các chuỗi xung chụp nhanh 47 7.7.1 Giới thiệu 47 7.7.2 Fast SE 48 7.7.3 HASTE 49 7.7.4 Fast GRE 50 daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging 7.7.5 EPI 50 7.7.6 GRASE 51 7.8 Các chuỗi xung bão hòa mỡ 52 7.8.1 Chemical-shift 52 7.8.2 STIR 54 7.8.3 SPIR 54 7.9 Các chuỗi xung mạch máu 55 7.9.1 Black-blood imaging 55 7.9.2 Bright-blood imaging 57 7.9.3 TOF 58 7.9.4 PC-MRA 60 7.9.5 CE-MRA 61 7.9.6 Perfusion weighted imaging 62 7.9.7 Diffusion weighted imaging 68 Nhiễu ảnh cộng hưởng từ 75 8.1 Motion artifact 75 8.1.1 Đặc điểm 75 8.1.2 Cách khắc phục 76 8.2 Flow artifact 78 8.2.1 Đặc điểm 78 8.2.2 Cách khắc phục 78 8.3 Aliasing artifact 80 8.3.1 Đặc điểm 80 8.3.2 Cách khắc phục 80 8.4 Chemical-shift artifact 82 8.4.1 Đặc điểm 82 8.4.2 Cách khắc phục 83 8.5 Susceptibility artifacts 83 8.5.1 Đặc điểm 83 8.5.2 Cách khắc phục 84 8.6 Gibb artifact 85 8.6.1 Đặc điểm 85 8.6.2 Cách khắc phục 86 daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging 8.7 Partial volume artifact 87 8.7.1 Đặc điểm 87 8.7.2 Cách khắc phục 88 8.8 Zipper artifact 88 8.8.1 Đặc điểm 88 8.8.2 Cách khắc phục 88 8.9 Crisscross artifact 88 8.9.1 Đặc điểm 88 8.9.2 Cách khắc phục 89 8.10 Crosstalk artifact 89 8.10.1 Đặc điểm 89 8.10.2 Cách khắc phục 90 8.11 Magic angle artifact 90 8.11.1 Đặc điểm 90 8.11.2 Cách khắc phục 90 Viết tắt 92 10 Thuật ngữ ch giải 93 daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging Nguyên lý tạo ảnh cộng hưởng từ Bs Đào Danh Vĩnh Điện Quang Bạch Mai www.bmir.vn Giới thiệu Năm 1952 hai nhà khoa học Felix Block Edward Purcell trao giải Nobel vật lý phát tượng cộng hưởng từ hạt nhân Từ năm 1982 hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ hạt nhân bắt đầu ứng dụng y học Có thể nói tượng cộng hưởng từ hạt nhân ứng dụng vào y học bước tiến vĩ đại khoa học ứng dụng Hình ảnh cộng hưởng từ ngày khẳng định vai trò quan trọng hoạt động y học thực hành, với nhiều ưu điểm vượt trội so với kỹ thuật chẩn đốn hình ảnh khác Hiện nay, bên cạnh cộng hưởng từ cắt lớp thường quy, hệ máy cho phép thực chụp toàn thân, chụp động học tim mạch, thăm khám mức độ phân tử, chuyển hóa tế bào thăm khám đánh giá hoạt động chức Trong thực tế học tập làm việc với hệ thống MRI đặc biệt hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ có từ lực cao (1.5T, 3T) ch ng ta thường gặp hàng loạt thông số TR, TE, Matrix, FOV, FA, Gap, Accquisition…hay ch ng ta gặp chuỗi xung T1W, T2W, FLAIR, STIR, In phase, Out of phase, TrueFISH, HASTE…Vậy chất thơng số hay chuỗi xung gì, có ý nghĩa ứng dụng Hoặc vấn đề khác phổ biến thực hành tạo ảnh cộng hưởng từ tượng nhiễu ảnh (artifact) xảy nguyên nhân gì, nhận biết khắc phục Đó thực vấn đế không dễ để trả lời khơng người số ch ng ta, đặc biệt người bắt đầu tiếp cận với hình ảnh cộng hưởng từ Hiện Việt Nam, hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ có từ lực 1.5T phổ biến tương lai không xa hệ thống đại 3T triển khai rộng rãi Điều đặt thách thức không nhỏ người làm chẩn đốn hình ảnh, bao gồm bác sỹ kỹ thuật viên, cần phải cập nhật liên tục để làm chủ vận hành trang thiết bị đại Để làm điều đó, trước hết ch ng ta phải móng nhất, nguyên lý tạo ảnh cộng hưởng từ Tuy nhiên, cộng hưởng từ lại tượng vật lý siêu vi mơ, phức tạp trừu tượng, khơng thể nhìn thấy mắt thường, sờ thấy Trong khuôn khổ tài liệu này, dựa hiểu biết kinh nghiệm cá nhân trình học tập - làm việc tham khảo từ hệ trước, ch ng tơi tóm tắt đơn giản hóa tối đa nhằm giới thiệu số vấn đề nguyên lý tạo ảnh cộng hưởng từ đến bạn đồng nghiệp bước đầu vào tìm hiểu lĩnh vực hình ảnh cộng hưởng từ Kiến thức vô hạn, lực người hữu hạn, ln đón nhận ý kiến đóng góp từ quý đồng nghiệp daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging H1a CTscanner H1b MRI (T2WI) H1c MRI (FLAIR) H1d MRI (T1W-Gd) Hình So sánh tương phản mơ hình ảnh CTscanner (H1a) MRI (H1b,c,d) bộc lộ tổn thương H2a MR angiography H2b MR spectroscopy Hình Một số kỹ thuật tạo ảnh cộng hưởng từ chuyên sâu H3a In phase H2c MR diffusion tractography H3b Out of phase Hình Hàng loạt câu hỏi ý nghĩa ứng dụng thông số kỹ thuật SE, GR, TR, TE, Slice thickness, Gap, Bandwidth, Matrix, FOV, NEX chuỗi xung T1W, T2W, Inphse, out of phase, FLAIR, STIR, TrueFISH, HASTE, FLASH, DW… daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging Từ trường hạt nhân tượng cộng hưởng từ 1.1 Từ trường hạt nhân Hạt nhân nguyên tử hydro cấu tạo proton mang điện tích dương, quay xung quanh hạt nhân electron mang điện tích âm, ch ng ta quan tâm đến proton mà Hình ảnh cộng hưởng từ ứng dụng y học tạo từ việc thu tín hiệu hạt nhân nguyên tử hydro, tức proton Proton sẵn có thuộc tích vật lý bản:  Momen quay: proton tự quay xung quanh trục riêng nó, chuyển động quay tạo momen quay  Momen từ: mang điện tích nên quay proton tạo xung quanh từ trường hạt nhân, từ trường bị ảnh hưởng thay đổi tác động từ trường bên ngồi sóng điện từ Ch ng ta quan tâm đến thuộc tính H4a Hạt nhân nguyên tử hydro có proton mang điện dương, quay xung quanh trục riêng H4b Do chuyển động quay, proton có momen quay giống quay H4c Do có từ trường bao quanh nên proton có momen từ giống nam châm Các momen từ biểu diễn dạng vector, có đặc tính độ lớn, phương chiều Tổng hợp vector biểu diễn momen từ tuân theo phép cộng vector tốn học Ví dụ vector có độ lớn, phương ngược chiều vector tổng hợp khơng, hai vector có độ lớn, phương chiều vector tổng hợp phương, chiều gấp đôi chiều dài vector thành phần (H2) Những kiến thức hình học vector tiền đề để ch ng ta hiểu Mo, Mz, Mxy, hay suy giảm Mxy… H5a Các vector A,B,C,D xếp ngẫu nhiên giống proton tổ chức H5b Vector (A+B) tổng hợp vecotr A B có phương chiều khác H5c Minh họa tổng hợp vector có phương chiều độ lớn khác daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging 1.2 Hiện tượng cảm ứng từ Hiện tượng cảm ứng từ ch ng ta quan sát mắt thường cảm ứng từ từ trường trái đất la bàn Trái đất tự quay xung quanh trục nên có momen từ theo hướng Bắc – Nam Kim la bàn nam châm có momen từ Khi đặt labàn đâu bề mặt trái đất (tức phạm vi tác động từ trường trái đất) kim la bàn theo hướng Bắc – Nam Nhưng mang la bàn lên mặt trăng, khỏi tầm ảnh hưởng từ trường trái đất kim la bàn khơng theo hướng Bắc – Nam Ở cấp độ siêu vi mô proton, trạng thái bình thường, momen từ proton có chiều hướng xếp ngẫu nhiên hỗn độn Khi đặt vào từ trường Bo, tác động cảm ứng từ, proton bị xếp lại theo phương Bo giống kim la bàn xoay lại theo hướng Bắc – Nam từ trường trái đất Kết toàn proton đặt từ trường Bo xếp thành nhóm Một nhóm mức lượng cao, số lượng nhiều hơn, có vector momen từ song song-cùng chiều với Bo Nhóm lại mức lượng thấp, số lượng hơn, có vector momen từ song song-ngược chiều với Bo Chênh lệch lượng ΔE nhóm lượng cao lượng thấp đặc trưng cho mức độ từ hóa loại mơ tỷ lệ thuận với từ trường Bo Tổng hợp vector cảm ứng từ nhóm proton vector từ trường tổng hợp Mo, nhóm proton lượng cao chiếm ưu số lượng nên vector Mo có phương chiều với Bo Hình6a Ở trạng thái bình thường (khơng có Bo), proton có momen từ xếp ngẫu nhiên theo nhiều phương hướng khác Hình6b Trong Bo, proton xếp thành nhóm có phương với Bo ngược chiều Nhóm chiều Bo ưu số lượng Hình6c Chênh lệch lượng ΔE tỷ lệ thuận với cường độ Bo (2 triệu proton đặt từ trường Bo khác có ΔE khác nhau) Để khảo sát vector từ trường Mo tượng tiếp theo, người ta giả định đặt Mo vào hệ quy chiếu khơng gian chiều (x,y,z), lấy trục z trục từ trường Bo theo phương thẳng đứng với chiều từ lên vector tổng hợp Mo có phương thẳng đứng với chiều từ lên Hình chiếu Mo lên trục z gọi từ hóa dọc (longitudinal magnetization) hay Mz, tương tự hình chiếu Mo lên mặt phẳng xy gọi từ hóa ngang (transverse magnetization) hay Mxy Hiện tượng cảm ứng từ trường Bo proton không làm xếp lại phương chiều moment từ mà làm cho proton bị đảo lắc (spin) đồng thời quay quanh trục nó, tượng gọi tiến động (precession) daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging 1.3 Tần số Larmor Tần số tiến động gọi tần số Larmor, tính theo cơng thức: ωo = Bo.Ƴ, Bo cường độ từ trường (đơn vị Testla), Ƴ tỷ số hồi chuyển từ (gyromagnetic ratio) có tính chất định loại hạt nhân nguyên tử (đơn vị MHz/T) Tỷ số hồi chuyển từ hạt nhân nguyên tử hydro Ƴ/2π = 42,57 Nếu đặt từ trường Bo = 1,5 T tần số tiến động proton 63,9 MHz Ch ng ta cần nhớ tần số Larmor, sợi đỏ xuyên suốt toàn nội dung, kiến thức nguyên lý tạo ảnh cộng hưởng từ Ngoài hạt nhân nguyên tử hydro, hạt nhân nguyên tử khác có tượng cảm ứng từ thực tế, hạt nhân nguyên tử hydro sử dụng để tạo ảnh cộng hưởng từ nguyên tố phổ biến thể Hình7a Con quay vừa quay, vừa lắc chịu tác động trọng lực (G) Hiện tượng lắc đảo quay gọi tiến động Hình7b Proton có chuyển động quay quanh trục chuyển động lắc (tiến động) đặt Bo Hình7c Hệ quy chiếu không gian chiều để nghiên cứu đặc tính Mo 1.4 Hiện tượng cộng hưởng từ Khái niệm tưởng cộng hưởng (resonance) ban đầu áp dụng vật lý học Người ta thấy vật dao động cưỡng bức, kích thích ngoại lực tuần hồn có tần số trùng với tần số dao động riêng biên độ giao động đạt giá trị cực đại Hiện tượng cộng hưởng xảy nhiều lĩnh vực khác nữa, có dao động điện từ Một ví dụ tượng cộng hưởng học mà ch ng ta thấy việc lắc võng Khi võng đung đưa, ch ng ta đẩy lực vào võng cho thật đều, theo đ ng nhịp chiều đung đưa võng biên độ lắc võng tăng lên đến giá trị tối đa Hiện tượng cộng hưởng từ, xác tượng cộng hưởng từ trường xảy từ trường hạt nhân nguyên tử hydro (proton) từ trường cung cấp sóng kích thích (RF) Để tạo tượng cộng hưởng từ, người ta cung cấp sóng RF (radio frequency) kích thích vào proton từ trường Bo Tần số sóng RF phải đảm bảo điều kiện Thứ nhất, tần số sóng RF phải đ ng tần số tiến động ωo proton Thứ hai, phương RF phải vng góc với phương thẳng đứng Bo Năng lượng từ RF làm thay đổi momen từ proton, dẫn đến vector tổng hợp Mo bị lệch góc định so với phương Bo Trên hệ quy chiếu xyz, vector từ trường tổng hợp Mo quy chiếu thành vector thành phần từ hóa dọc (Mz) lên trục z từ hóa ngang (Mxy) mặt phẳng xy Năng lượng RF phải xác định điến góc lệch Mo daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging  Nếu lượng RF = ΔE, hai đám proton có lượng thấp cao cân bằng, góc lệch Mo 90o tồn Mo nằm mặt phẳng xy, thành phần Mz bị triệt tiêu, Mzy đạt giá trị cực đại Mo  Nếu lượng RF < ΔE, góc lệch Mo nhỏ 90o, Mz Mxy nhỏ Mo  Nếu lượng RF = 2ΔE, góc lệch Mo 180o Mxx=0, Mz đ ng Mo, có phương ngược chiều với Mo Hình8a Vector tổng hợp Mo đặt vào hệ quy chiếu không gian chiều, song song với Bo Hình8b Sóng RF có tần số tần số tiến động (ωo) kích thích vào proton Hình8c Do proton hấp thụ lượng từ RF, Mo bị bị lệch góc định so với Bo Hình8d Chiếu Mo lên trục z thu Mz, chiếu Mo lên mặt phẳng xy thu Mxy 1.5 Khái niệm pha Trong trạng thái cộng hưởng, vector momen từ proton bị lệch góc định hình chiếu vector momen từ lên mặt phẳng – xy vector quay xung quanh trục – z, vị trí vector hình chiếu mặt phẳng xy gọi pha (phase) proton Hay nói cách khác, pha trạng thái vị trí vector momen từ proton tiến động tác động RF Hình9 Vị trí vector hình chiếu mặt phẳng xy gọi phase spin Hình10a Proton A o chọn làm mốc vị trí mặt phẳng xy Hình10b Proton B sớm o pha 10 so với proton A Hình10c Proton C trễ pha o 10 so với proton A Các proton trạng thái pha (in phase) lệch pha (dephase) Trạng thái pha xảy proton có momen từ phương hướng Khi proton có momen từ khơng phương hướng từ gọi lệch pha Lấy ví dụ hình 10, tác động RF, proton A, B, C có momen từ tiến động mặt phẳng xy xung quanh trục z 10 daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Hình127a.Về lý thuyết, slice khác có tần số cộng hưởng khác gradient chênh từ Basic physic of magnetic resonance imaging Hình127b.Trong thực tế, có tượng tương tác chéo (crosstalk) proton nằm vị trí tiếp giáp lớp cắt Hình128.Khi slice gap nhỏ, lớp cắt liên tục xuất hiện tượng crosstalk) Hình129a.Chuỗi xung định vị lựa chọn lớp cắt có khoảng cách q gần Hình127c.Lựa chọn slice gap thích hợp (10-20% độ dày lớp cắt) để loại bỏ vùng crosstalk, không nhận tín hiệu vùng Hình129b.Nhiễu ảnh crosstalk khoảng cách lớp cắt gần (slice gap nhỏ) 8.10.2 Cách khắc phục  Đặt lại giá trị slice gap khoảng 10-20% bề dày lớp cắt  Chọn kỹ thuật tạo ảnh 3D (khơng có slice gap)  Hệ thống phát RF phải xác, khơng bị nhiễu tần số 8.11 Magic angle artifact 8.11.1 Đặc điểm Nhiễu ảnh magic-angle thường gặp cấu tr c cấu tạo bó sợi collagen xếp song song với (gân, dây chằng) Bình thường, cấu tr c giảm tín hiệu hầu hết hình ảnh cộng hưởng từ T2-relaxation ngắn mật độ proton thấp Trong số trường hợp, trục cấu tr c gân, dây chằng hợp với vector từ trường Bo góc 55 độ ch ng tăng tín hiệu, giống có bệnh lý thực 8.11.2 Cách khắc phục Nhiễu ảnh magic-angle xảy cấu tr c gân, dây có T2-relaxation ngắn, tình cờ tạo với vector từ trường góc 55o, để khắc phục nhiễu ảnh ch ng ta thực sau: 90 daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging  Sử dụng chuỗi xung có TE dài  Đặt lại tư phận cần thăm khám để góc tạo gân dây chằng với từ trường khơng phải 55o Hình130a T2W GRE khớp gối Phần gần gân duỗi dài ngón chân tạo o thành góc khoảng 55 với từ trường chính, có biểu tăng tín hiệu cấu trúc bình thường a Hình130b.PDW FS coronal khớp vai Đầu gần gân nhị đầu (các mũi tên) biểu tăng tín hiệu khơng đồng có bờ mờ Trong đầu xa gân nhị đầu rõ nét (đầu mũi tên) a Hình130c.STIR coronal khớp vai Gân vai có tín hiệu khơng đồng nhất, đặc biệt ngoại vi (mũi tên), bờ khơng biến dạng, gián đoạn Hình131a PDW FSE coronal khớ vai Điểm bám gân gai tăng tín hiệu thành dải, giống có tổn thương khu trú (rách, viêm gân) Hình131b T2W FSE coronal.Dải tăng tín hiệu điểm bám gai biến mất, không thấy phù nề - tụ dịch (gân khơng có tổn thương) Thanks for your attention & goodluck! 91 daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging Viết tắt                                      ADC: apparent diffusion constant CE-T2-FFE: contrast-enhanced T2W FFE sequence CE-FAST: contrast-enhanced FAST sequence CEMRA: contrast-enhanced magnetic resonance angiography CHESS: chemical shift selective pulse CISS: constructive interference steady-state sequence CNR: contrast-to-noise ratio CSF: cerebrospinal fluid DESS: double-echo steady-state sequence EPI: echo planar imaging FAME: fast-acquisition multi-echo sequence FAST: Fourier acquired steady-state sequence FFE: fast-field echo sequence FISP: fast imaging with steady-state precession sequence FLASH: fast low-angle shot sequence fMRI: functional magnetic resonance imaging FOV: field of view FSE: fast spin-echo sequence FSPGR: fast spoiled GRASS sequence GMR: gradient motion rephasing GRASE: gradient and spin echo sequence GRASS: gradient recalled acquisition in the steady state sequence GRE: gradient echo sequence HASTE: half Fourier acquired single-shot turbo spin-echo sequence HASTIRM: half Fourier acquired single-shot turbo spin-echo sequence IR: inversion-recovery sequence IRM: inversion-recovery sequence that utilizes only the magnitude of the signal MIN: minimum intensity projection MIP: maximum intensity projection MPGR: multi-planar GRASS sequence MPRAGE: magnetization-prepared rapid acquired gradient echo sequence MR: magnetic resonance MRA: magnetic resonance angiography MT: magnetization transfer MTC: magnetization transfer contrast MTS: magnetization transfer saturation PC: phase contrast 92 daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition                     Basic physic of magnetic resonance imaging RAM-FAST: rapidly acquired magnetization-prepared FAST sequence RARE: rapid acquisition with relaxation enhancement RF: radio frequency SAR: specific absorption rate SE: spin-echo sequence SNR: signal-to-noise ratio SPGR: spoiled GRASS sequence SSFP: steady-state free-precession sequence SSFSE: single-shot fast spin echo sequence STIR: short TI inversion recovery sequence TE: echo time TFE: turbo field echo sequence TGSE: turbo gradient and spin-echo sequence TI: Inversion-time TIR: turbo inversion recovery sequence TIRM: turbo inversion recovery sequence TOF: time of flight TONE: tilted optimized non-saturating excitation TR: repetition time TSE: turbo spin-echo sequence 10 Thuật ngữ ch giải  3D Acquisition: kỹ thuật tạo ảnh thể tích, khơng có khoảng trống lớp cắt, cho phép tái tạo lớp cắt mỏng đa bình diện (3D)  3D MRA: chụp mạch cộng hưởng từ dựa kỹ thuật 3D Acquisition  Acceleration factor: yếu tố quy định số lượng bước mã hóa pha kỹ thuật tạo ảnh đa lớp (parallel imaging), nhận giá trị từ 1.0 đến 4.0 Acceleration lớn thời gian tạo ảnh r t ngắn  Aliasing: → Phase wrapping  Bo: từ trường tĩnh hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ Hiện thường gặp hệ thống máy chụp cộng hưởng từ có Bo từ 0.064–3.0 Tesla  Black blood effect: hiệu ứng suy giảm tín hiệu dòng chảy chuỗi xung Spin Echo  Blips: đỉnh mã hóa pha kỹ thuật tạo ảnh EPI (echo planar imaging)  Blood pool contrast agent: nhóm chất tương phản từ có trọng lượng phân tử cao, phân bố lòng mạch mà khơng phân bố vào khoảng gian bào  Blooming: suy giảm tín hiệu tương tác phân tử calcium (vôi hóa) mơ mềm chuỗi xung GRE Blooming thư duỗi T2*  Body coil: loại RF coil phát/nhận tín hiệu hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ  Bound pool: tương tự Bound protons 93 daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging  Bound protons: proton bị gắn vào đại phân tử (macromolecular) liên kết nước Các proton gắn với đại phân tử, di chuyển tự nên lượng so với proton tự do, biểu có thư duỗi T1 dài (long T1) Điều giải thích Bound protons khơng tạo tín hiệu cộng hưởng từ  B-value: tham số chuỗi xung khuếch tán (diffusion weighted imaging), đơn vị tính giây/mm2 B-value cho biết mức độ nhạy chuỗi xung hiệu ứng khuếch tán khu vực khảo sát Nói cách khác, khả đánh giá mức độ suy giảm tín hiệu tối đa chuỗi xung số khuếch tán cho trước  Centric k-space ordering: Mode of data collection in which k-space is not filled in a linear fashion but from the center toward the periphery using a spiral trajectory (commercial implementations of this technique are CENTRA or elliptical centric ordering of k-space)  Chemical-shift: tượng khác biệt tần số cộng hưởng hạt nhân nguyên tử nguyên tố liên kết phân tử với đại phân tử khác Hiện tượng chemical-shift quan trọng hay gặp tạo ảnh cộng hưởng từ chemical-shift proton mô mỡ proton nước Đơn vị chemical-shift parts per million (ppm) Trong thể, tượng cheimcal-shift phổ biến quan trọng xảy proton gắn kết mô mỡ acid béo proton nước tự Chemical-shift mỡ nước 3.5 ppm từ trường 1.5T  Chemical shift artifact: nhiễu ảnh xảy khác biệt tần số cộng hưởng spin liên kết mô mỡ nước tự Biểu xuất dải trắng – đen vị mô mỡ nước tiếp giáp  Coil: thành phần cấu tạo hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ, đóng vai trò truyền sóng xung RF và/hoặc nhận tín hiệu cộng hưởng từ  Coil array: tập hợp nhiều coil đấu nối với theo kiểu song song (không phải nối tiếp) để trở thành hệ thống thu nhận tín hiệu kỹ thuật tạo ảnh song song (parallel imaging)  Contrast-to-noise ratio: tiêu chuẩn đánh giá khả phân biệt cấu tr c giải phẫu liền kề ảnh cộng hưởng từ  Crisscross artifact: gọi Herringbone artifact Một dạng nhiễu ảnh cộng hưởng từ gây lỗi q trình xử lý tái tạo liệu thơ (raw data) Thường khắc phục cách sử dụng phần mềm tái tạo lại ảnh  Cross-talk: tượng giao thoa tần số proton bị kích thích proton khơng bị kích thích RF phần rìa lớp cắt liền kề Hiện tượng dẫn đến kết hình ảnh lớp cắt không rõ nét ngoại vi  Dixon: kỹ thuật tạo ảnh cộng hưởng từ dựa tưpngj chemical-shift mỡ nước  ECG gating: kỹ thuật tạo ảnh cộng hưởng từ dựa theo điện tâm đồ, q trình thu tín hiệu diễn thời điểm định chu chuyển tim 94 daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging  Echo planar imaging: kỹ thuật có thời gian tạo ảnh cộng hưởng từ khơng q 100msec (siêu nhanh) Từ chuỗi xung gradient echo bản, sử dụng chênh từ mã hóa tần số để tạo chuỗi tín hiệu echo (echo train), đạt 128 echo train  Echo time: khoảng thời gian từ kích thích sóng RF đến thu nhận tín hiệu (echo) spin Echo time (TE) giữ vai trò định cho tương phản T2 ảnh cộng hưởng từ  Echo train length: số tín hiệu echo thu khoảng TR chuỗi xung Fast SE  Eddy currents: đường sức từ thứ cấp tạo hệ thống gradient bật-tắt (onoff) tạo ảnh cộng hưởng từ, hậu tác động ngược trở lại tín hiệu spin gây suy giảm cường độ tín hiệu viền hình ảnh  Effective echo time: khái niệm dùng cho chuỗi xung Fast SE Là khoảng thời gian từ kích thích sóng RF đến tạo tương phản T2 có cường độ tín hiệu mạnh Khoảng thời gian chất tương tự TE nhỏ TE  Ernst angle: góc lệch cho cường độ tín hiệu thu lớn TR TE cho trước không đổi  Excitation angle: tương tự khái niệm Flip angle  Exorcist: thuật toán xử lý nhiễu ảnh ghosting gây nhịp thở  Extracellular contrast agent: chất tương phản từ trọng lượng phân tử thấp, phân bố lòng mạch mà có khả lọt vào khoảng gian bào Đây loại chất tương phản từ sử dụng rộng rãi  Fast spin echo sequence: có tên khác Turbo spin echo Là chuỗi xung Spin echo cải tiến cách sử dụng nhiều sóng đảo ngược RF180o, tạo 16 echo cho khoảng TR Chuỗi xung Fast SE (FSE) có chất lượng ảnh tương đương SE thời gian tạo ảnh nhanh tương đương GRE  Fat saturation, FatSat, Fat suppression: kỹ thuật tạo ảnh cộng hưởng từ bão hòa tín hiệu mơ mỡ, tức mơ mỡ khơng có tín hiệu hình ảnh cộng hưởng từ (đen)  Ferromagnetism: đặc tính sắt kim loại bị nhiễm từ (từ hóa) nhiều cách khác Đặc tính sắt từ tạo từ trường ứng dụng để chế tạo nam châm vĩnh cửu Sắt từ có gây nhiễu ảnh làm biến dạng từ trường tĩnh Bo  Fast-Field echo: tương tự Gradient echo  Field of view: vùng giải phẫu bao phủ ảnh cộng hưởng từ Trong kỹ thuật tạo ảnh cộng hưởng từ thơng thường, FOV có hình vng số kỹ thuật r t ngắn thời gian tạo ảnh FOV hình chữ nhật FOV giảm tăng độ phân giải khơng gian giảm SNR  Fluid-attenuated inversion recovery (FLAIR): biến thể chuỗi xung IR (inversion recovery) thời gian đảo ngược TI ấn định dài Thường ứng dụng tạo ảnh cộng hưởng từ thần kinh trung ương để xóa hồn tồn tín hiệu dịch não tủy 95 daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging  Flip angle, Excitation angle, Pulse angle: góc tạo thành phần từ hóa dọc Mo lệch khỏi trục –z tác dụng kích thích sóng RF Góc lệch thay đổi cách thay đổi cường độ thời gian sóng RF, tức thay đổi mức lượng cung cấp RF Các chuỗi xung SE có góc lệch đ ng 90° Các chuỗi xung GRE có góc lệch khơng cố định tùy thuộc vào kỹ thuật tạo ảnh, thường 30° Góc lệch yếu tố định tương phản T1 ảnh cộng hưởng từ  Fourier transform: loạt phép biến đổi toán học phức tạp để chuyển đổi liệu thô (raw data) thu từ spin thành hình ảnh cộng hưởng từ Trong thực hành, biến đổi Fourierr giai đoạn tái tạo ảnh (reconstruction), 2D 3D  Fractional echo imaging: kỹ thuật ứng dụng để r t ngắn thời gian cắt lớp Với kỹ thuật tạo ảnh thông thường, tín hiệu mã hóa thu từ lớp cắt làm đầy (filling) toàn k-space Với kỹ thuật tạo ảnh Fractional echo imaging, sử dụng nửa (hoặc nửa) k-space để lưu trữ tín hiệu mã hóa thu từ lớp cắt, nhờ thời gian cắt lớp giảm nhiều  Free induction decay: suy giảm cảm ứng tự Biên độ Mxy giảm dần theo thời gian tương tác (cảm ứng) spin với FID định thư duỗi T2*  Free protons: proton nước tự Sự di chuyển tự nên proton (spin) tương tác với nhau, dẫn đến thư duỗi T2 kéo dài  Frequency encoding: mã hóa tần số Khi thu tín hiệu từ spin, hệ thống gradient bật lên theo trục định để mã hóa tín hiệu theo tần số (mã hóa tần số) theo pha (mã hóa pha)  Frequency-encoding gradient: gradient mã hóa tần số, gọi gradient thu tín hiệu (readout gradient) Gradient bật lên thu tín hiệu echo để mã hóa tín hiệu theo tần số (tương ứng hàng k-space)  Gating: kỹ thuật tạo ảnh cộng hưởng từ đồng hóa với biểu đồ nhịp thở nhịp tim (điện tâm đồ ECG)  Ghosting: lỗi mã hóa xảy Misencoding resulting in noise running through the heart and mediastinum or the multiplication of an anatomic structure such as the aorta in the phase-encoding direction hese artifacts are typically caused by pulsatile low, less frequently by the beating heart or breathing  Gibb’s artifact → Xem Truncation artifact  Gradient Deines the strength of the change of a quantity in a speciic spatial direction A magnetic ield gradient in MR imaging refers to the linear change in magnetic ield strength created along the x-, y-, or z-axis of the stationary magnetic ield Such gradients are needed for slice selection (→ Slice-selection gradient) and → Spatial encoding and are generated using dedicated coils built into the scanner In a more general sense, the term “gradients” is also used to denote the gradient coils 96 daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging  Gradient echo sequence (GRE) Pulse sequence which difers from a Spin echo sequence in that no 180° refocusing pulse is applied Magnetic ield inhomogeneities and the phase diferences imparted by the gradient are not compensated for and the MR signal decays with T2* instead of T2  GRASE (Gradient and spin echo) A hybrid pulse sequence that combines a → Fast spin echo sequence and → Echo planar imaging Several spin echoes are generated and, for each SE, several gradient echoes are acquired  Hyperpolarized gases MR contrast agents for special indications they are produced by laser polarization of the nuclear spins of noble gases (e.g helium-3, xenon-129)  Inlow angiography → Time-of-light angiography  Inlow efect (Flow-related enhancement) Describes the fact that fast → Gradient echo sequences depict blood lowing into the scan slice with a bright signal while stationary tissue appears dark due to → Saturation  In phase → Chemical shit  Intermediate-weighted image → Proton density-weighted image  Interslice gap the distance between the nearest edges of two adjacent slices  Intravascular contrast agent → Blood pool contrast agent  Inversion recovery sequence (IR sequence) Spin echo sequence with an additional 180° inversion pulse preceding the usual excitation and refocusing pulses (→ Inversion time) Two IR sequences widely used in clinical MR imaging are → STIR and → FLAIR  Inversion time (TI) he interval between the 180° inversion pulse and the 90° excitation pulse in an → Inversion recovery sequence the TI can be selected to null the signal from a speciic tissue such as fat, which is done by applying the 90° RF pulse when the magnetization of that tissue is zero  IR Inversion recovery (→ Inversion recovery sequence)  Isocenter the geometric center of the main magnetic ield of an MR scanner where the ield strength is not afected by any of the three gradients  K-space he mathematical space for storage of the measured raw data before the MR image is reconstructed by applying 2D or 3D → Fourier transform the center lines of k-space predominantly determine image contrast while the peripheral lines mainly afect spatial resolution  Larmor frequency Frequency at which spins precess about a magnetic field the precession or resonance frequency is proportional to the strength of the magnetic ield applied  Longitudinal relaxation → T1 relaxation  Magnetic susceptibility Measure of the extent to which a tissue or substance becomes magnetized when placed in an external magnetic ield  Magnetization transfer Describes the transfer of magnetic saturation from bound macromolecular protons to free protons his phenomenon reduces the signal intensity of free water 97 daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging  Matrix Two-dimensional grid consisting of rows and columns in which each square is a pixel (picture element) the matrix determines the number of pixels that make up an image  MIP (Maximum intensity projection) Technique of image reconstruction which filters out the high signal intensities and projects them onto a single plane  MR angiography MR technique that uses sequences providing good vessel-tissue contrast for generating MR angiograms → Phase-contrast angiography, → Time-of-light angiography, → 3D MRA  MR arthrography MR technique for imaging of the joints, usually performed with intraarticular administration of a dilute gadolinium chelate solution under luoroscopic guidance he contrast medium widens the joint space, thereby improving the evaluation of intraarticular structures and hence the diagnosis of certain joint disorders  Navigator MR technique for the suppression of respiratory motion artifacts which uses additional echoes (navigator echoes) to detect changes in the position of the diaphragm he MR images are then reconstructed using only the data acquired with the diaphragm in a speciic position Using the navigator technique, it is possible to perform cardiac imaging with the patient breathing freely  Negative contrast agent MR contrast agent that improves contrast by causing a selective signal loss in speciic tissues accumulating the agent Negative agents usually contain paramagnetic or superparamagnetic substances → Paramagnetism, → Superparamagnetism  NEX, NSA (Number of excitations, number of signal averages) Denotes how oten a signal from a given slice is measured per phase encoding An increase in NEX usually improves → Signal-to-noise ratio  Opposed phase → Chemical shit  Out of phase → Chemical shit  Outlow efect → Black blood efect  Parallel imaging Fast MR imaging technique with simultaneous signal collection by means of several surface coils placed side by side  Paramagnetism A property exhibited by substances which are magnetized when exposed to an external magnetic ield, resulting in a local increase in the magnetic ield A typical paramagnetic substance is the metal ion Gd3+, which is used as an MR contrast medium in its chelated form When low concentrations are administered, this compound shortens T1 and thus acts as a → Positive contrast agent At higher concentrations, gadolinium complexes cause a signal loss due to local magnetic ield inhomogeneities → Magnetic susceptibility, → Negative contrast agent  Partial Fourier imaging Technique of k-space illing in which only slightly more than half the k-space lines in the phase-encoding direction are actually sampled and the unilled lines are interpolated he scan time is thus reduced by almost 50% while resolution is the same but noise is somewhat increased → Partial k-space acquisition 98 daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging  Partial k-space acquisition General term for diferent techniques employed to reduce scan time by incomplete sampling of the lines of k-space: → Rectangular FOV, → Partial Fourier imaging, → Fractional echo imaging  Partial volume effect the loss of contrast between two adjacent tissues with diferent signal intensities caused by insuicient resolution when both tissues are in the same voxel  Phase the angle by which a rotating magnetic vector of a precessing spin in the xy-plane difers from that of a second vector  Phase-contrast angiography Technique that applies an additional gradient to encode the velocity of lowing spins (e.g in lowing blood) Phasecontrast angiography is an → MR angiography technique that allows precise measurement of blood low velocity Advantages: sequence can be sensitized to diferent low velocities by user; technique allows quantitative determination of low velocity Disadvantages: long scan time due to additional gradients and separate measurement for each direction to which the sequence is sensitized; pulsatile low causes artifacts  Phased-array coils An arrangement of coils consisting of several surface coils used simultaneously to improve image quality Such an array combines the signal of a surface coil with the FOV of a body coil and enables the acquisition of high-resolution images of organs deep within the body such as the pelvic organs  Phase encoding Part of → Spatial encoding Accomplished by switching a gradient to impart diferent phase shits to the spins in an excited slice according to their position along the gradient Spatial position can then be identiied by a unique amount of phase shit  Phase-encoding gradient the gradient that is switched on for → Phase encoding during readout of the MR signal  Phase wrapping Phenomenon which occurs when parts of the anatomy of interest extending beyond the deined ield of view are wrapped around and spatially mismapped to the opposite side of the image  Pixel Two-dimensional picture elements which make up the → Matrix  Positive contrast agent A positive MR contrast agent improves contrast by enhancing the signal, thereby making the tissue appear bright Most positive MR contrast agents shorten T1  Prepulse → Presaturation  Presaturation Selective magnetic saturation of a tissue by applying an extra RF pulse (prepulse) immediately before the excitation pulse for generating the signal is delivered Presaturation is performed to eliminate artifacts or to selectively suppress the blood signal (outside the scan plane) and to increase T1 weighting (within the scan plane) 99 daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging  Proton density-weighted image Proton density-weighted (PD images), density-weighted, or intermediate-weighted MR images are images whose contrast is predominantly determined by the proton density of the tissues imaged hey are acquired with a fairly long repetition time (to minimize T1 efects) and a fairly short echo time (to minimize T2 efects) PD images have a high → Signal-to-noise ratio A typical parameter combination for obtaining a PD image is TR/TE=2000/20 msec  Quench Sudden loss of superconductivity with breakdown of the magnetic ield  R1 and R2 Relaxivities: R1=1/T1 and R2=1/T2, unit: (sec mol/l)-1  Readout the sampling of the MR signal  Readout gradient → Frequency-encoding gradient  Receiver bandwidth the spectrum of spin frequencies registered in MR imaging during readout  Rectangular FOV Technique of → Partial k-space acquisition with sampling of fewer k-space lines in the phase-encoding direction A rectangular field of view is used to reduce scan time compared with full acquisition and is achieved at the cost of slightly reduced → Signal-tonoise ratio  Region of interest (ROI) Refers to a small area in a tissue that is selected, for example to measure signal intensity  Relaxivity Denotes the ability of a substance to change the relaxation time of a tissue; mainly used to describe the efect of an MR contrast agent on T1 (R1) and T2 (R2) It is usually given as molar relaxivity and varies with temperature and ield strength  Repetition time (TR) the interval between two successive excitations of the same slice By changing the TR, the user can determine the amount of T1 contrast of the resultant image  Resonance frequency Frequency at which resonance occurs, corresponds to the Larmor frequency of protons  Respiratory compensation (Resp comp) Algorithm which reduces artifacts due to respiratory motion by synchronizing scanning with the respiratory cycle Also known as → Exorcist  Respiratory gating Scanning during a speciic phase of the respiratory cycle (e.g during inspiration or expiration) Typically performed using a respiratory belt to monitor the respiratory rate  Ringing artifact → Truncation artifact  Rise time Parameter that describes the performance of a gradient It is the time it takes to reach maximum gradient amplitude  SAR (speciic absorption rate) Measure of the amount of energy deposited by an RF pulse in a certain mass of tissue he energy applied during an MR experiment leads to tissue heating, which must not exceed certain thresholds deined in oicial guidelines 100 daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging  Saturation Magnetic saturation causes a signal loss when → Repetition time is very short because there is not enough time for complete recovery of magnetization between two excitations his can be remedied by reducing the → Flip angle → Gradient echo sequence  Scan time Also known as image acquisition time Scan time is the key to the economic eiciency of an MR scanner and is determined by the number of phase-encoding steps, number of excitations (→ NEX), → Repetition time, and → Echo train length  Shimming Correction of magnetic ield inhomogeneities  Signal-to-noise ratio (SNR) Measure of image quality expressed as the relationship between signal intensity and image noise  Slew rate Parameter that describes the performance of a gradient, deined as the maximum gradient amplitude divided by the → Rise Time  Slice-selection gradient Data collection requires the selective excitation of a slice, which is done by applying a slice-selection gradient  Spatial encoding All measures needed to determine the spatial origins of the diferent components of an MR signal Spatial encoding comprises → Phase encoding and → Frequency encoding  Spin Fundamental property of almost all elementary particles (protons, neutrons, and electrons) Spin denotes the magnetic properties that result from the angular momentum of a particle and hence relates to its ability to undergo nuclear magnetic resonance In theory, all atomic nuclei with spin could be used for MR imaging (e.g phosporus or luorine) but hydrogen nuclei, which consist of a single proton, are used for clinical MR imaging because of their abundance in biological tissues  Spin echo sequence (SE) Most widely used pulse sequence in routine clinical MR imaging It consists of an excitation pulse with a lip angle of exactly 90° which is followed by a 180° RF pulse for refocusing the spins ater dephasing caused by T2* efects has occurred It is a robust sequence that is insensitive to magnetic ield and gradient inhomogeneities but is limited by a long scan time  SPIO (superparamagnetic iron oxide particles) Iron oxide nanoparticles that are mainly used as RES-speciic contrast media in liver imaging SPIO particles have a larger diameter than → USPIO  SPIR (spectral presaturation with inversion recovery) Strictly speaking, SPIR is not a complete MR sequence but merely a 180° prepulse which is made frequency-selective and only inverts fat magnetization It can be combined with other sequences to acquire fatsaturated images  Spoiling Technique of spin dephasing which is mostly employed in conjunction with GRE imaging A spoiled GRE sequence is a pulse sequence in which a spoiler gradient or RF spoiling is applied to destroy transverse magnetization before the next excitation pulse is applied Spoiled GRE sequences are used to produce T1- or T2*-weighted images 101 daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging  SSFP (steady-state free precession) GRE technique in which longitudinal and transverse magnetization contribute to the MR signal and contrast is determined by the relationship between T1 and T2 Examples of SSFP sequences are true FISP, FIESTA, and balanced FFE  STIR (Short TI inversion recovery) An → Inversion recovery sequence used to suppress the signal from fat, which is accomplished by selecting the inversion time such that the 90° RF pulse is applied when fat magnetization passes through zero his technique suppresses all signals from tissues with short T1 values similar to those of fat  Superparamagnetism Greatly increased → Paramagnetism (10- to 1000-fold) An example of superparamagnetic substances used as MR contrast agents are iron oxide nanoparticles hey can serve as a → Negative contrast agent  Susceptibility artifact Signal loss due to the magnetic susceptibility of a tissue or other material  T1 Tissue-speciic time constant of → T1 relaxation which depends on the magnetic ield strength, B0, and is in the range of one to several seconds at 1.5 T  T1 relaxation Also called spin-lattice relaxation and longitudinal relaxation It refers to the return of excited spins to the equilibrium state or recovery of longitudinal magnetization and is associated with the transfer of energy to the surroundings  T1-weighted image (T1WI) MR image whose contrast is mainly (but not only!) determined by T1 T1 weighting is achieved by combining a rather short repetition time with a short echo time (to minimize T2 efects) Example: TR/TE=500/20 msec Tissues with a short T1 appear bright while tissues with a long T1 appear dark  T2 Tissue-speciic time constant of → T2 relaxation It is in the range of up to several hundred milliseconds and is independent of the magnetic field strength  T2 relaxation Also called spin-spin relaxation and transverse relaxation Dephasing of spins resulting from spin-spin interaction and energy exchange with each other here is no energy transfer to the surroundings  T2-weighted image (T2WI) MR image whose contrast depends primarily on T2 T2 weighting is achieved by combining a long repetition time (to minimize T1 efects) with a long echo time Example: TR/TE=2000/80 msec Tissues with a long TR are bright on T2weighted images while tissues with a short TR are dark  T2* Time constant of → Xem thư duỗi T2*  T2* contrast Image contrast that results from the speciic T2* decay constants of diferent biological tissues he T2* contrast of a GRE image can be manipulated by changing the echo time (TE)  T2* relaxation All processes that contribute to spin dephasing T2* relaxation comprises pure spin-spin interaction (→ T2 relaxation) and the efects of static magnetic ield inhomogeneities Application of a 180° RF pulse cannot reverse T2 relaxation itself but only the loss of phase coherence due to static ield inhomogeneities → Spin echo sequence 102 daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging  Time-of-light (TOF) angiography (Inlow angiography) An MR angiography technique that is based on the → Inlow efect Well suited for imaging of the veins while arterial TOF angiography is impaired by artifacts  Contrast-enhanced → 3D MRA is the perferred option for imaging of the arteries  Time-resolved MRA he term time-resolved MR angiography is now mostly used to designate the dynamic study of the distribution of a contrast medium in the vascular system Such a dynamic study is performed by rapidly and repeatedly imaging a vascular region following administration of a single dose of a contrast agent he individual MRA images obtained in this way represent diferent phases of progressive contrast medium distribution  TIRM (Turbo inversion recovery magnitude) → Xem chuỗi xung FLAIR  Transverse relaxation → Xem thư duỗi T2  True FISP → Gradient echo sequence in which the signal intensity in the steady state is determined by the T2/T1 ratio  Truncation Artifact (Gibb’s artifact, spectral leakage artifact) Truncation artifacts are bright or dark lines that are seen parallel or adjacent to borders of abrupt intensity changes, as for example at the border between the bright CSF and the dark spinal cord on T2-weighted images In the spinal cord, this artifact can simulate a syrinx It is also noted in other locations of the brain/calvarium interface his artifact is related to the inite encoding steps used by the Fourier transform to reconstruct an image  TSE (Turbo spin echo) → Xem chuỗi xung Fast spin echo  USPIO (Ultrasmall superparamagnetic iron oxide particles) Very small iron oxide nanoparticles mainly used as lymph node-speciic MR contrast agents  Voxel Volume element that is represented by a → Pixel in the two-dimensional MR image; voxel size determines → Signal-to-noise ratio and spatial resolution  Zero filling Technique of incomplete k-space filling the portions of k-space that are not directly sampled are illed with zeros In this way, a larger matrix is reconstructed by interpolation Zero filling techniques are mainly used to reconstruct images in MR angiography 103 daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging Tài liệu tham khảo Dominik Weishaupt, Victor D Köchli, Borut Marincek (2006) How does MRI work? An Introduction to the Physics and Function of Magnetic Resonance Imaging 2nd ed Springer-Verlag Berlin Heidelberg Book Gore JC, Kennan RP (1999) Physical principles and physiological basis of magnetic relaxation In: Stark DD, Bradley WG Jr (eds) Magnetic resonance imaging, 3rd ed Mosby-Year Book no 33, Mosby, St Louis Jiachen Zhuo, Rao P Gullapalli MR artifacts, safety, and quality control RadioGraphics 2006; 26:275–297 John N Morelli, Val M Runge, Fei Ai, Ulrike Attenberger, Lan Vu, Stuart H Schmeets, Wolfgang R Nitz, John E Kirsch An image-based approach to understanding the physics of MR artifacts RadioGraphics 2011; 31:849–866 Reimer P, Parizel P.M, Stichnoth F.A (2006) Clinical MR Imaging: a practical approach, 2nd edn Springer Berlin Heidelberg New York Richard Bitar, General Leung, Richard Perng, Sameh Tadros, Alan R Moody, Josee Sarrazin, Caitlin McGregor, Monique Christakis, Sean Symons, Andrew Nelson, Timothy P Roberts MR pulse sequences: what every radiologist wants to know but Is afraid to ask RadioGraphics 2006; 26:513–537 Susumu Mori, Peter B Barker Diffusion Magnetic Resonance Imaging: Its Principle and Applications The anatomical recod 1999; 257:102–109 Wood ML, Wehrli FW (1999) Principles of magnetic resonance imaging In: Stark DD, Bradley WG Jr (eds) Magnetic resonance imaging, 3rd edn Mosby-Year Book no 28, Mosby, St Louis 104 daodanhvinh@gmail.com ... Uncompleted edition Basic physic of magnetic resonance imaging H1a CTscanner H1b MRI (T2WI) H1c MRI (FLAIR) H1d MRI (T1W-Gd) Hình So sánh tương phản mơ hình ảnh CTscanner (H1a) MRI (H1b,c,d) bộc... hóa Mxy (mầu đỏ) tổng hợp từ nhiều vector thành phần (mầu xanh) nhiều phase khác (out of phase) Basic physic of magnetic resonance imaging Đồ thị biểu diễn suy giảm cảm ứng tự FID theo thời gian... daodanhvinh@gmail.com Uncompleted edition a Basic physic of magnetic resonance imaging b c Hình 28 Minh họa tương quan phần k-space (hàng trên) với hình ảnh MRI thu phantom (hàng dưới) Khi tái tạo