問題一覧
1
同じ形状の RF の場合、印加時間を短縮すると励起周波数帯域は広がる。, グラディエントエコー法の信号強度はピクセルサイズに影響を受ける。
2
スピンエコー(SE)法のシーケンスチャートである。, 流速補正用勾配が付加されている。, チャート内の A と B の面積は等しくなければならない。
3
ブラーリング効果で細かい構造がぼける。, T2 フィルタリングによって T2 の長い組織を強調する。
4
脂肪が高信号になる。, 磁化率効果を受けにくい, 軟部組織のコントラストが低下する。
5
長方形 FOV を使用する。, パラレルイメージングを使用する。
6
脂肪の信号が高くなる。, T2 値の長い組織の信号が強調される。
7
35
8
22
9
ETL が大きい場合、T2 フィルタリングが起こる, 様々な TE でエコーが収集されるため TE 平均化がおこる, 脂肪が高信号になるのは J カップリングによる信号低下が脂肪に作用しにくいためである
10
T2 コントラストはスピンエコー法よりも低下する, 磁化移動効果により実質組織間のコントラストが低下する
11
k 空間の中央に充填するエコーの TE を実効 TE と呼ぶ, 印加される複数の再収束パルスにより MT 効果を生じる。
12
頻回の再収束パルスによるデカップリング現象により SE 法に比べて脂肪の実効 T2 値は延長する。
13
磁化率効果に影響するのは主に受信バンド幅である。, ETLが大きい場合T2減衰時間の延長によりブラーリングが起こる。
14
再収束パルスを非選択的パルスに変更した場合、最短エコー間隔が短くなる。, 再収束パルス角を小さく変更した場合、SAR と SNR は低下する。
15
3D 高速 SE 法において、再収束パルス角を小さく変更した場合、血管内(血液)信号強度は低下する。, spiral scan は、k 空間における軌跡がスパイラル(渦巻き)であり、parallel imagingを併用することでさらに高速撮像化できる。
16
再収束パルス角を小さく変更した場合、SAR と SNR は低下する。, 再収束パルスを非選択的パルスに変更した場合、最短エコー間隔が短くなる。
17
288秒
18
観察法としてオンレゾナンス法とオフレゾナンス法がある。
19
RFA を低くすると血管内の血液の信号強度は低下する, 低い RFA では ETL を長くすると T2 緩和時間を遅らせることができる。
20
RF スポイリングによるスポイルド GRE 法はグラディエントスポイリングと比べ、TR を短くできるのが特徴である。, コヒーレント GRE 法において、リワインダーグラディエントが機能しないと FLASH Band が顕著に現れる。, バランスド SSFP ではダミーパルスの印加方法、印加数により画像コントラストが変化する。
21
TR<<T2 で TE=TR/2 に設定するのは、各エコーの位相を合わせるためである。, linear オーダーに対し centric オーダーの画像は、定常状態移行期の画像コントラストになりやすい。
22
静磁場強度が高くなる程、opposed phase と in-phase の間隔は小さくなる。, バランスド SSFP ではダミーパルスの印加方法、印加数により画像コントラストが変化する。
23
縞の間隔は TR に反比例する。, 対処法の1つに Phase Cycle 法がある。, このアーチファクトは,磁場の不均一に起因する。
24
3 個の α パルスを異なった間隔で印加すると 3 個の FID と 5 個のエコーが形成される。, balanced steady –state free precession (balanced SSFP)では 3(X Y Z)方向の流速補償が成り立ち、流入効果とともに血管内が高信号になる。, 第 2 の化学シフトアーチファクトは、周波数あるいは位相エンコード方向とは関係ないので、どの方向にも現れ筋肉や腸管全体を取り巻くように描かれる。
25
Phase cycling による除去法は有効だが体動に弱い。, Phase offset が 2πの場合,off-resonance frequency は 1/TR(Hz)となる。
26
TR を短縮すると SSFP になる。, Balanced SSFP(steady-state free precession)は動きに強い。
27
静磁場強度が高くなると opposed phase と in-phase の間隔は狭くなる。, バランスド SSFP は、ダミーパルスの印加方法や印加数により画像コントラストが変化する。
28
アLarge イShort ウLong エSmall オLong
29
Ernst angle は T1 値と TR から求まる。, スポイルド GRE は残留横磁化の影響を無視することができる。, TR を短縮すると SSFP(steady-state free precession) になる。
30
Gd 造影剤により造影効果を示す。, リワインダー傾斜磁場を必要とするシーケンスである。, 図中の矢印に示すアーチファクトの間隔は TR に依存する。
31
ASL(arterial spin labeling)で算出できるのは局所血流量である。, SWI(susceptibility weighted image)で Gd 系造影剤を用いると細い静脈が見えやすくなる。
32
TE と TR はコントラストの指標とはならない。, Banding artifact は TR を短くすると低減できる。
33
Linear order に対し、centric order では渦電流による縞模様のアーチファクトが出現しやすい。
34
TR を延長するとスポイリングすることができる。, スポイルド GRE 法は残留横磁化の影響を無視することができる。
35
横磁化を温存した定常状態をコヒーレントGREと呼ぶ。, 定常状態においてHE+STE信号のみではT2強調画像となる。
36
(1)は(2)よりも位相方向のFOVが大きい。, (3)は(2)よりも撮像時間が短い。
37
FOV を変えない場合、位相エンコード数によって画像歪みに変化はない。, 拡散測定時間は ADC 値に影響を与える。
38
静磁場強度が上昇すると T2 および T2*効果が増大する。
39
拡散係数は温度が高いほど大きい。, 拡散係数が大きいほど、拡散速度が速い。, 同時に 3 方向に motion probing gradient を付加することによって、拡散の異方性をなくすことができる。
40
化学シフトアーチファクトは位相エンコード方向に出現する。, 磁化率アーチファクトは位相エンコード方向がめだちやすい。
41
長方形 FOV を用いる(位相方向の FOV を小さくする)。, Parallel imaging factorを可能なだけ大きく設定する。
42
「b 値」の大きさと MPG 印加の時間間隔は関係する。, ADC の単位は mm2/sec で、「b 値」の単位は sec/mm2 である。, FOV を変えない場合、位相エンコード数によって画像歪みに変化はない。
43
b=γ²G²δ²[Δ-(δ/3)]
44
FOV, ショット数, パラレルイメージングのリダクションファクタ
45
歪み対策として周波数方向のマトリクス数を少なくする。, 縦緩和の影響を排除するため TR を長く設定する。, 空間分解能を維持して位相エンコード数を減らす方法として、パラレルイメージング・half scan・長方形 FOV がある。
46
動きによるアーチファクトを生じやすい。, 傾斜磁場への負荷が少ない。
47
Readout方向にも multishot 化できる。, 動きによるアーチファクトを生じやすい。
48
生体組織の温度は ADC 値に影響する。, 大きな MPG(b2)の信号強度を S2、小さな MPG(b1)の信号強度を S1 とすると ln(S1/S2)/(b2-b1)で求めることができる。
49
Echo space を短くする。, 位相方向の FOV を小さくする。, 周波数エンコード傾斜磁場の印加時間を短くする。
50
Readout 方向にも multishot 化できる, 動きによるアーチファクトを生じやすい
51
アーチファクトが原因で ADC 値が不正確になる, パラレルイメージングの倍速ファクターでアーチファクトの出現位置がかわる
52
見かけの拡散係数の単位は mm2/s, Twisted gradient pulse 法では通常法より TE が延長する
53
b 値が同じ場合、十分な大きさの容器内では拡散時間を変化させても ADC 値は変化しない。
54
ADC が高くても正常組織より高信号になることがある。
55
拡散係数の算出には 2 つ以上の b 値による撮像が必要である。
56
BOLD 法による functional MRI に利用される。, 拡散テンソル画像は拡散係数を固有べクトルで表現できる。
57
温度, MPG 印加間隔
58
T2 フィルタリング効果を生じる。, ブラーリングによるぼけが画像に現れる。
59
b値の単位は拡散係数の単位の逆数である。, Axial diffusivityは異方性が最も強い方向の拡散係数である。
60
T2フィルタリング を生じる。, Functional MRIに利用される。
61
低いb値では灌流の影響を受ける。
62
心電図同期2D-TOF(time of flight)法において心拍数60bpm、位相エンコード方向のmatrix数256、1心拍当たりのデータ収集数16、加算回数1回としたときの1スライス当たりの撮像時間は16秒である。, 3D-TOF(time of flight)法で利用されるTONE法とは、RFパルスのフリップ角を血流の流入側で浅く、流出側で深くしている。
63
PC 法は TOF 法に比べ、患者の動きに影響されにくい
64
3D-TOF において下流の飽和効果を減少させるため、上流から下流方向に線形にフリップ角が増加する傾斜フリップ角法を使用した。, 心電図同期併用のsingle-shot FSE系で、動静脈(冠状断)を高信号に描出するために、データ収集を diastole(拡張期)に合わせた。
65
TOF(time of flight)法は PC 法に比べ、断層面に平行な流れを描出しにくい。, 位相コントラスト(phase-contrast)PC 法は、特定の流速を強調できる。
66
「VENC」の単位は cm/sec である。, 移動したスピンだけが信号を出すので TOF 画像で見られるような T1 値の短い血液崩壊産物の描出という問題はない。, 位相コントラストシーケンスでは二極性の傾斜磁場を付加して血流速度と MR 信号の位相の間に線形関係が形成されるようにしている。
67
流速補正とは、流れによって発生した位相の分散を再収束させることである。, 高次の流れを補正するために、正負の傾斜磁場ローブの面積を2項式に増やす。
68
VENC(velocity encoding) が小さすぎると速度折り返し現象が起こりやすい。, TONE(tilted optimized non-saturating excitation)は異なる励起フリップ角を用いて飽和効果を減少させる。
69
乱流, 位相分散
70
B は前下小脳動脈である。, スラブの流入側より流出側の FA を大きくすると末梢血管の描出能は向上する。
71
FBI(fresh blood imaging)法は収縮期と拡張期の信号強度差を利用する。, PC(phase contrast)法はVENC(velocity encoding)を超える流速を遅い流速として表現してしまうことがある。
72
TR 6.25msec、TE 3.5msec
73
PC 法は双極傾斜磁場による位相シフトを利用する, TOF 法は inflow 効果を利用して血流を高信号に描出する
74
Balansed SSFP 系シーケンスは血流が速い方が血流の信号強度が高くなる
75
Bipolar gradient の正負を入れ替え、2 回撮像する事で磁場の不均一に伴うバイアスを除去する方法がある。
76
Gd 造影剤投与後に撮像すると血管の描出能が向上する。, TONE(tilted optimized non-saturating excitation)法は異なる励起フリップ 角を用いて飽和効果を減少させることができる。
77
造影剤を用いる。, スラブへの流入側のフリップ角を小さくする。
78
TE を短くすると位相分散の影響を小さくすることが出来る。, 流速補正(flow compensation)を付加すると最短 TE は延長する。
79
TEを短縮することで血管内腔の高信号が得られる。, MTパルスを利用して脳実質の信号を低下させることができる。
80
流速の測定精度は測定断面に依存する。, 撮像対象血管の流速がVENCを超えると速度折り返し現象が起こる。
81
流れによる位相シフト量は正負の傾斜磁場の積算印加時間に依存する。, 流速が一定の時は同じ傾斜磁場強度を1:−2:1の時間で印加することで流れによる位相シフトを補正できる。
82
ボクセルサイズは小さいほうが微細な磁化率の違いを捉えやすい。, 微量な鉄沈着や酸素飽和度(デオキシヘモグロビン量)の違いを描出できる。
83
基底核や視床は灰白質である。, 高濃度酸素を投与していると FLAIR(fluid-attenuated inversion-recovery)で脳溝が高信号になることがある。
84
Synthetic MRI は脂肪抑制画像を取得することができる。, フーリエ変換は deep learning によって置換することができる。, MR fingerprinting では撮像パラメータを撮像毎にランダムに設定する。, CEST (chemical exchange saturation transfer) MRI は MT(magnetization transfer)効果を利用している。
85
Driven equilibrium(DE)パルスは T2 強調や脂肪抑制に使われる。, 位相コントラスト画像は Qp/Qs(肺循環体循環血流比)を測定できる。
86
DWIBS は全身の拡散強調背景抑制法である。
87
位相マスクは位相の正負のずれに基づいて作成される。
88
過去に発症した脳内における無症候性微小出血の検出に優れる。, 局所的な磁場不均一による磁化率差を強調した撮像法である。
89
スピンエコー(SE)法のシーケンスチャートである。, 流速補正用勾配が付加されている。, チャート内の A と B の面積は等しくなければならない。
90
ASL(arterial spin labeling)で算出できるのは局所血流量である。, SWI(susceptibility weighted image)で Gd 系造影剤を用いると細い静脈が見えやすくなる。
91
MPG, MEG, VENC
92
FLAIR(fluid attenuated inversion recovery)でTRを長くすると脳脊髄液のnull pointも長くなる。, Binominal pulse は 1-1 タイプより 1-2-1 タイプのほうが最短 TE は延長する。
93
346ms
94
STIR 法は脂肪に対する特異性が低い。, Null point の時間は抑制したい組織の T1 値に 0.693 を乗じて求めることができる。
95
M0-2M0 ・exp(-TI/ T1)
96
長い TI が原因である。, Inversion pulse の励起帯域が狭いと顕著になる。, Acquisition 数(concatenation 数、package 数)を減らすと顕著になる。
97
3D FLAIR を撮像することで脳脊髄液の信号抑制不良を改善できる, クモ膜下出血症例に観察されるものと同様の信号変化を認める
98
Dixon 法は位相差法とも言われ、水画像と脂肪画像を作成することができる。, 副腎腺腫が疑われたので腫瘍内の脂肪組織を検出するために gradient echo 法による in phase / opposed phase の dual echo T1 強調像を撮影した。
99
脂肪選択反転パルスに断熱パルスを使用することでより均一に脂肪の縦磁化を倒すことができる。
100
CHESS 法は周波数差を利用する方法である。, 選択的脂肪抑制法は、静磁場強度が高い方が有利である。
17回
17回
阿部高虎 · 50問 · 2年前17回
17回
50問 • 2年前緩和
緩和
阿部高虎 · 8問 · 2年前緩和
緩和
8問 • 2年前核磁気共鳴を示す核
核磁気共鳴を示す核
阿部高虎 · 6問 · 2年前核磁気共鳴を示す核
核磁気共鳴を示す核
6問 • 2年前BW
BW
阿部高虎 · 9問 · 2年前BW
BW
9問 • 2年前SN
SN
阿部高虎 · 11問 · 2年前SN
SN
11問 • 2年前SE,FSE
SE,FSE
阿部高虎 · 15問 · 2年前SE,FSE
SE,FSE
15問 • 2年前3DFSE
3DFSE
阿部高虎 · 6問 · 2年前3DFSE
3DFSE
6問 • 2年前k空間
k空間
阿部高虎 · 10問 · 2年前k空間
k空間
10問 • 2年前ASL
ASL
阿部高虎 · 11問 · 2年前ASL
ASL
11問 • 2年前3T
3T
阿部高虎 · 8問 · 2年前3T
3T
8問 • 2年前IR
IR
阿部高虎 · 7問 · 2年前IR
IR
7問 • 2年前頭部
頭部
阿部高虎 · 40問 · 2年前頭部
頭部
40問 • 2年前脂肪抑制
脂肪抑制
阿部高虎 · 12問 · 2年前脂肪抑制
脂肪抑制
12問 • 2年前腹部
腹部
阿部高虎 · 13問 · 2年前腹部
腹部
13問 • 2年前子宮卵巣
子宮卵巣
阿部高虎 · 14問 · 2年前子宮卵巣
子宮卵巣
14問 • 2年前問題一覧
1
同じ形状の RF の場合、印加時間を短縮すると励起周波数帯域は広がる。, グラディエントエコー法の信号強度はピクセルサイズに影響を受ける。
2
スピンエコー(SE)法のシーケンスチャートである。, 流速補正用勾配が付加されている。, チャート内の A と B の面積は等しくなければならない。
3
ブラーリング効果で細かい構造がぼける。, T2 フィルタリングによって T2 の長い組織を強調する。
4
脂肪が高信号になる。, 磁化率効果を受けにくい, 軟部組織のコントラストが低下する。
5
長方形 FOV を使用する。, パラレルイメージングを使用する。
6
脂肪の信号が高くなる。, T2 値の長い組織の信号が強調される。
7
35
8
22
9
ETL が大きい場合、T2 フィルタリングが起こる, 様々な TE でエコーが収集されるため TE 平均化がおこる, 脂肪が高信号になるのは J カップリングによる信号低下が脂肪に作用しにくいためである
10
T2 コントラストはスピンエコー法よりも低下する, 磁化移動効果により実質組織間のコントラストが低下する
11
k 空間の中央に充填するエコーの TE を実効 TE と呼ぶ, 印加される複数の再収束パルスにより MT 効果を生じる。
12
頻回の再収束パルスによるデカップリング現象により SE 法に比べて脂肪の実効 T2 値は延長する。
13
磁化率効果に影響するのは主に受信バンド幅である。, ETLが大きい場合T2減衰時間の延長によりブラーリングが起こる。
14
再収束パルスを非選択的パルスに変更した場合、最短エコー間隔が短くなる。, 再収束パルス角を小さく変更した場合、SAR と SNR は低下する。
15
3D 高速 SE 法において、再収束パルス角を小さく変更した場合、血管内(血液)信号強度は低下する。, spiral scan は、k 空間における軌跡がスパイラル(渦巻き)であり、parallel imagingを併用することでさらに高速撮像化できる。
16
再収束パルス角を小さく変更した場合、SAR と SNR は低下する。, 再収束パルスを非選択的パルスに変更した場合、最短エコー間隔が短くなる。
17
288秒
18
観察法としてオンレゾナンス法とオフレゾナンス法がある。
19
RFA を低くすると血管内の血液の信号強度は低下する, 低い RFA では ETL を長くすると T2 緩和時間を遅らせることができる。
20
RF スポイリングによるスポイルド GRE 法はグラディエントスポイリングと比べ、TR を短くできるのが特徴である。, コヒーレント GRE 法において、リワインダーグラディエントが機能しないと FLASH Band が顕著に現れる。, バランスド SSFP ではダミーパルスの印加方法、印加数により画像コントラストが変化する。
21
TR<<T2 で TE=TR/2 に設定するのは、各エコーの位相を合わせるためである。, linear オーダーに対し centric オーダーの画像は、定常状態移行期の画像コントラストになりやすい。
22
静磁場強度が高くなる程、opposed phase と in-phase の間隔は小さくなる。, バランスド SSFP ではダミーパルスの印加方法、印加数により画像コントラストが変化する。
23
縞の間隔は TR に反比例する。, 対処法の1つに Phase Cycle 法がある。, このアーチファクトは,磁場の不均一に起因する。
24
3 個の α パルスを異なった間隔で印加すると 3 個の FID と 5 個のエコーが形成される。, balanced steady –state free precession (balanced SSFP)では 3(X Y Z)方向の流速補償が成り立ち、流入効果とともに血管内が高信号になる。, 第 2 の化学シフトアーチファクトは、周波数あるいは位相エンコード方向とは関係ないので、どの方向にも現れ筋肉や腸管全体を取り巻くように描かれる。
25
Phase cycling による除去法は有効だが体動に弱い。, Phase offset が 2πの場合,off-resonance frequency は 1/TR(Hz)となる。
26
TR を短縮すると SSFP になる。, Balanced SSFP(steady-state free precession)は動きに強い。
27
静磁場強度が高くなると opposed phase と in-phase の間隔は狭くなる。, バランスド SSFP は、ダミーパルスの印加方法や印加数により画像コントラストが変化する。
28
アLarge イShort ウLong エSmall オLong
29
Ernst angle は T1 値と TR から求まる。, スポイルド GRE は残留横磁化の影響を無視することができる。, TR を短縮すると SSFP(steady-state free precession) になる。
30
Gd 造影剤により造影効果を示す。, リワインダー傾斜磁場を必要とするシーケンスである。, 図中の矢印に示すアーチファクトの間隔は TR に依存する。
31
ASL(arterial spin labeling)で算出できるのは局所血流量である。, SWI(susceptibility weighted image)で Gd 系造影剤を用いると細い静脈が見えやすくなる。
32
TE と TR はコントラストの指標とはならない。, Banding artifact は TR を短くすると低減できる。
33
Linear order に対し、centric order では渦電流による縞模様のアーチファクトが出現しやすい。
34
TR を延長するとスポイリングすることができる。, スポイルド GRE 法は残留横磁化の影響を無視することができる。
35
横磁化を温存した定常状態をコヒーレントGREと呼ぶ。, 定常状態においてHE+STE信号のみではT2強調画像となる。
36
(1)は(2)よりも位相方向のFOVが大きい。, (3)は(2)よりも撮像時間が短い。
37
FOV を変えない場合、位相エンコード数によって画像歪みに変化はない。, 拡散測定時間は ADC 値に影響を与える。
38
静磁場強度が上昇すると T2 および T2*効果が増大する。
39
拡散係数は温度が高いほど大きい。, 拡散係数が大きいほど、拡散速度が速い。, 同時に 3 方向に motion probing gradient を付加することによって、拡散の異方性をなくすことができる。
40
化学シフトアーチファクトは位相エンコード方向に出現する。, 磁化率アーチファクトは位相エンコード方向がめだちやすい。
41
長方形 FOV を用いる(位相方向の FOV を小さくする)。, Parallel imaging factorを可能なだけ大きく設定する。
42
「b 値」の大きさと MPG 印加の時間間隔は関係する。, ADC の単位は mm2/sec で、「b 値」の単位は sec/mm2 である。, FOV を変えない場合、位相エンコード数によって画像歪みに変化はない。
43
b=γ²G²δ²[Δ-(δ/3)]
44
FOV, ショット数, パラレルイメージングのリダクションファクタ
45
歪み対策として周波数方向のマトリクス数を少なくする。, 縦緩和の影響を排除するため TR を長く設定する。, 空間分解能を維持して位相エンコード数を減らす方法として、パラレルイメージング・half scan・長方形 FOV がある。
46
動きによるアーチファクトを生じやすい。, 傾斜磁場への負荷が少ない。
47
Readout方向にも multishot 化できる。, 動きによるアーチファクトを生じやすい。
48
生体組織の温度は ADC 値に影響する。, 大きな MPG(b2)の信号強度を S2、小さな MPG(b1)の信号強度を S1 とすると ln(S1/S2)/(b2-b1)で求めることができる。
49
Echo space を短くする。, 位相方向の FOV を小さくする。, 周波数エンコード傾斜磁場の印加時間を短くする。
50
Readout 方向にも multishot 化できる, 動きによるアーチファクトを生じやすい
51
アーチファクトが原因で ADC 値が不正確になる, パラレルイメージングの倍速ファクターでアーチファクトの出現位置がかわる
52
見かけの拡散係数の単位は mm2/s, Twisted gradient pulse 法では通常法より TE が延長する
53
b 値が同じ場合、十分な大きさの容器内では拡散時間を変化させても ADC 値は変化しない。
54
ADC が高くても正常組織より高信号になることがある。
55
拡散係数の算出には 2 つ以上の b 値による撮像が必要である。
56
BOLD 法による functional MRI に利用される。, 拡散テンソル画像は拡散係数を固有べクトルで表現できる。
57
温度, MPG 印加間隔
58
T2 フィルタリング効果を生じる。, ブラーリングによるぼけが画像に現れる。
59
b値の単位は拡散係数の単位の逆数である。, Axial diffusivityは異方性が最も強い方向の拡散係数である。
60
T2フィルタリング を生じる。, Functional MRIに利用される。
61
低いb値では灌流の影響を受ける。
62
心電図同期2D-TOF(time of flight)法において心拍数60bpm、位相エンコード方向のmatrix数256、1心拍当たりのデータ収集数16、加算回数1回としたときの1スライス当たりの撮像時間は16秒である。, 3D-TOF(time of flight)法で利用されるTONE法とは、RFパルスのフリップ角を血流の流入側で浅く、流出側で深くしている。
63
PC 法は TOF 法に比べ、患者の動きに影響されにくい
64
3D-TOF において下流の飽和効果を減少させるため、上流から下流方向に線形にフリップ角が増加する傾斜フリップ角法を使用した。, 心電図同期併用のsingle-shot FSE系で、動静脈(冠状断)を高信号に描出するために、データ収集を diastole(拡張期)に合わせた。
65
TOF(time of flight)法は PC 法に比べ、断層面に平行な流れを描出しにくい。, 位相コントラスト(phase-contrast)PC 法は、特定の流速を強調できる。
66
「VENC」の単位は cm/sec である。, 移動したスピンだけが信号を出すので TOF 画像で見られるような T1 値の短い血液崩壊産物の描出という問題はない。, 位相コントラストシーケンスでは二極性の傾斜磁場を付加して血流速度と MR 信号の位相の間に線形関係が形成されるようにしている。
67
流速補正とは、流れによって発生した位相の分散を再収束させることである。, 高次の流れを補正するために、正負の傾斜磁場ローブの面積を2項式に増やす。
68
VENC(velocity encoding) が小さすぎると速度折り返し現象が起こりやすい。, TONE(tilted optimized non-saturating excitation)は異なる励起フリップ角を用いて飽和効果を減少させる。
69
乱流, 位相分散
70
B は前下小脳動脈である。, スラブの流入側より流出側の FA を大きくすると末梢血管の描出能は向上する。
71
FBI(fresh blood imaging)法は収縮期と拡張期の信号強度差を利用する。, PC(phase contrast)法はVENC(velocity encoding)を超える流速を遅い流速として表現してしまうことがある。
72
TR 6.25msec、TE 3.5msec
73
PC 法は双極傾斜磁場による位相シフトを利用する, TOF 法は inflow 効果を利用して血流を高信号に描出する
74
Balansed SSFP 系シーケンスは血流が速い方が血流の信号強度が高くなる
75
Bipolar gradient の正負を入れ替え、2 回撮像する事で磁場の不均一に伴うバイアスを除去する方法がある。
76
Gd 造影剤投与後に撮像すると血管の描出能が向上する。, TONE(tilted optimized non-saturating excitation)法は異なる励起フリップ 角を用いて飽和効果を減少させることができる。
77
造影剤を用いる。, スラブへの流入側のフリップ角を小さくする。
78
TE を短くすると位相分散の影響を小さくすることが出来る。, 流速補正(flow compensation)を付加すると最短 TE は延長する。
79
TEを短縮することで血管内腔の高信号が得られる。, MTパルスを利用して脳実質の信号を低下させることができる。
80
流速の測定精度は測定断面に依存する。, 撮像対象血管の流速がVENCを超えると速度折り返し現象が起こる。
81
流れによる位相シフト量は正負の傾斜磁場の積算印加時間に依存する。, 流速が一定の時は同じ傾斜磁場強度を1:−2:1の時間で印加することで流れによる位相シフトを補正できる。
82
ボクセルサイズは小さいほうが微細な磁化率の違いを捉えやすい。, 微量な鉄沈着や酸素飽和度(デオキシヘモグロビン量)の違いを描出できる。
83
基底核や視床は灰白質である。, 高濃度酸素を投与していると FLAIR(fluid-attenuated inversion-recovery)で脳溝が高信号になることがある。
84
Synthetic MRI は脂肪抑制画像を取得することができる。, フーリエ変換は deep learning によって置換することができる。, MR fingerprinting では撮像パラメータを撮像毎にランダムに設定する。, CEST (chemical exchange saturation transfer) MRI は MT(magnetization transfer)効果を利用している。
85
Driven equilibrium(DE)パルスは T2 強調や脂肪抑制に使われる。, 位相コントラスト画像は Qp/Qs(肺循環体循環血流比)を測定できる。
86
DWIBS は全身の拡散強調背景抑制法である。
87
位相マスクは位相の正負のずれに基づいて作成される。
88
過去に発症した脳内における無症候性微小出血の検出に優れる。, 局所的な磁場不均一による磁化率差を強調した撮像法である。
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スピンエコー(SE)法のシーケンスチャートである。, 流速補正用勾配が付加されている。, チャート内の A と B の面積は等しくなければならない。
90
ASL(arterial spin labeling)で算出できるのは局所血流量である。, SWI(susceptibility weighted image)で Gd 系造影剤を用いると細い静脈が見えやすくなる。
91
MPG, MEG, VENC
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FLAIR(fluid attenuated inversion recovery)でTRを長くすると脳脊髄液のnull pointも長くなる。, Binominal pulse は 1-1 タイプより 1-2-1 タイプのほうが最短 TE は延長する。
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346ms
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STIR 法は脂肪に対する特異性が低い。, Null point の時間は抑制したい組織の T1 値に 0.693 を乗じて求めることができる。
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M0-2M0 ・exp(-TI/ T1)
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長い TI が原因である。, Inversion pulse の励起帯域が狭いと顕著になる。, Acquisition 数(concatenation 数、package 数)を減らすと顕著になる。
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3D FLAIR を撮像することで脳脊髄液の信号抑制不良を改善できる, クモ膜下出血症例に観察されるものと同様の信号変化を認める
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Dixon 法は位相差法とも言われ、水画像と脂肪画像を作成することができる。, 副腎腺腫が疑われたので腫瘍内の脂肪組織を検出するために gradient echo 法による in phase / opposed phase の dual echo T1 強調像を撮影した。
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脂肪選択反転パルスに断熱パルスを使用することでより均一に脂肪の縦磁化を倒すことができる。
100
CHESS 法は周波数差を利用する方法である。, 選択的脂肪抑制法は、静磁場強度が高い方が有利である。