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Reseña Historica de RM

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leonardo cordero

on 22 February 2016

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Transcript of Reseña Historica de RM

Reseña Histórica de RM
Introducción
Tipos de Imanes
Sistemas de bobinas
BOBINAS
Superficie
Volumen
Internas
Phased-array
Sistemas de Gradientes
Principios Físicos de Resonancia
La Física...
El Atomo
Interacción electromagnética
Espín Nuclear
DEFINICIÓN DE RESONANCIA MAGNÉTICA

CIENTÍFICAMENTE VAMOS A CONCLUIR QUE EL FENÓMENO DE RESONANCIA MAGNÉTICA ES EL FENÓMENO FISICO QUE SE DEFINE COMO LA CAPACIDAD DE DETERMINADOS NÚCLEOS ATÓMICOS SIEMPRE CON NUMERO IMPAR DE ELECTRONES Y/O PROTONES DE ABSORBER SELECTIVAMENTE ENERGÍA ELECTROMAGNÉTICA DE RADIOFRECUENCIA SI SE LES COLOCA PREVIAMENTE BAJO LA INFLUENCIA DE UN FUERTE CAMPO MAGNÉTICO.
EXITACION NUCLEAR POR RADIOFRECUENCIA
Llamamos así al fenómeno producido en un espín al aplicarle una onda de radiofrecuencia a la frecuencia de larmor y que este al absorberla aumente su inclinación de precesión aumentando su componente transversal,a través del movimiento de nutación. Y posterior a este fenómeno se produce el fenómeno que consiste en un refase del movimiento de precesión ya que todos los núcleos excitados responden al pulso de RF y entran en resonancia al unisono de forma coherente.
Al cesar este pulso comienza el proceso llamado relajación nuclear, porque el grupo de espines anteriormente excitados bajo el pulso de radiofrecuencia cesa y los espines buscan liberar la energía que absorbieron para volver al equilibrio energético en que se encontraban y finalmente volver al equilibrio electromagnético, lo que se conoce como RELAJACIÓN NUCLEAR.
El valor de tiempo que separa los pulsos de radiofrecuencia
Tiempo que transcurre entre que se envía el pulso de RF y se recoge la señal de los núcleos excitados al relajarse
PONDERACIONES T1 T2 Y DP
TE CORTO / TR CORTO
TE LARGO / TR LARGO
Física Molecular
Desplazamiento químico
Contorno negro
Susceptibilidad magnética
Funcionamiento normal o patológico del organismo
Movimientos y pulsaciones
Específicos del flujo
Angulo Mágico
Defectos técnicos o mecánicos
Solapamiento
Gibbs
Cruce de pulsos
Uso inadecuado de la antena
Alteración de la homogeneidad del campo
Fantasma de
nyquist
Corrientes de
Eddy
Inestabilidad de la fase
Artefactos por RM
Algunos ejemplos...
Secuencias por Resonancia Magnética
TR LARGO Y TE CORTO
FSE
FSE-XL
SSFSE
Secuencias de pulso
ES
IR
Flair
IRFSE
La secuencia FLAIR (Fluid Attenuated Inversion Recovery) elimina la señal de líquido cefalorraquídeo mediante el uso de tiempos de inversión muy largos (2000 - 2500 ms). Es especialmente útil en lesiones cerebrales con poco contraste.
Utilice T1 FLAIR para adquirir imágenes con contraste ponderado en T1 de la cabeza y la columna. T2 FLAIR se utiliza en la adquisición de imágenes para suprimir la señal brillante de CSF adyacente a las estructuras llenas de fluido.
STIR DP :
• TR largo ( encima de 2000ms )
• TI corto ( 100 - 160 ms )
• TE corto ( 15 - 30 ms )
STIR T2
•TR largo ( encima de 2000 ms )
• TI corto ( 100 - 160 ms )
• TE largo ( 50 - 80 ms )
Suprime los tejidos de T1 corto :
• Grasa
• Metahemoglobina
• Gadolínio
STIR DP
STIR T2
GRE
SPGR
Fast GRE
FIESTA
EPI
EPI-DWI
ESPECTROSCOPÍA
GRE T2*
Fast Gradient Eco
􀀹 Adquiere el espacio-K de modo convencional.
􀀹 Permite secuencias rápidas en apnea.
􀀹 TR largo para in-out phase.
􀀹 Permite pré-pulsos de inversión.
􀀹 Permite TOF con trigger.
􀀹 Versión con spoiler reduce contaminación de T2*.
􀀹Óptimo para angios-RM con gadolíneo.
􀀹 Permite manipulación del espacio-K :
elliptic centric !!!.
􀀹Minimiza la contaminación venosa.
Imagen Eco Planar:

EPI emplea pulsos de gradiente oscilantes y múltiples dentro de un periodo de TR para crear el eco. EPI es similar a una secuencia FSE, salvo que utiliza gradientes (que tardan menos en activarse y desactivarse) en vez de pulsos de RF para producir ecos. La eficacia con la que un gradiente produce el eco, en comparación con un pulso de RF provoca una SAR más reducida y un mayor número de cortes que la adquisición FSE. Al igual que FSE, EPI emplea un ET para producir una gran cantidad de ecos dentro de un periodo de TR, lo cual llena el espacio K rápidamente y, por ende, reduce el tiempo de exploración de forma drástica.

•Aplicaciones de EPI :
- Encéfalo Rápido
- BOLD: Task activation
- Difusión y Tensor
- Perfusión
FIESTA
Fast Imaging Employing STeady-state Acquisition
•GRE totalmente balanceado , contraste T1/T2* acentuado
2D FIESTA
3D FIESTA/MIP VS VR
DWI - Diffusion weighted image
• En la RM las imagenes ponderadas en difusión representan el grado de movilidad del agua (principalmente en el espacio extracelular).
• La imagen isotrópica no depende de la dirección.
• Mayor coeficiente de difusión significa mayor movilidad de las moleculas de agua.
• Ejemplo: ver las difusión de moleculas de tinta en un medio acuoso.
Utilice DW EPI para examinar los tejidos del cerebro, el hígado, el pecho y la próstata.
La evaluación de la difusión de la anatomía depende del número de direcciones de difusión seleccionadas.
A.-3 in 1 (3 en 1) permite adquirir imágenes ponderadas por difusión en una única dirección con 3 gradientes de difusión aplicados al mismo tiempo. La SNR aumenta con la reducción del TE.
B.-Tetrahedral (Tetraédrico) permite adquirir tres ejes a la vez por cada una de las cuatro direcciones de difusión (dir1, dir2, dir3, dir4), lo que mejora la SNR.
• Factor B determina la sensibilidad de la difusión.
• Restricción de la difusión (menor D), genera imagen con "Hiperseñal"

• En la difusión una imagen hiperintensa puede llegar a ser un exceso en la contribución T2 (T2 shinetrough), para evitar esto se usa el mapa de ADC.
IMAGEN DE DIFUSIÓN B= 0
IMAGEN DE DIFUSIÓN B= 1000
MAPA DE ADC
Descubrimiento:
La resonancia magnética nuclear fue descrita y medida en rayos moleculares por Isidor Rabi en 1938. Ocho años después, en 1946, Félix Bloch y Edward Mills Purcell refinan la técnica usada en líquidos y en sólidos, por lo que compartieron el Premio Nobel de Física en 1952.
Purcell había trabajado en el desarrollo del radar y sus aplicaciones durante la Segunda Guerra Mundial en el Laboratorio de Radiación del Instituto Tecnológico de Massachusetts. Su trabajo durante tal proyecto fue producir y detectar energía de radiofrecuencias, y sobre absorciones de tales energías de RF por la materia, precediendo a su codescubrimiento de la RMN.
Ellos se dieron cuenta de que los núcleos magnéticos, como 1H (protio) y 31P, podían absorber energía de RF cuando eran colocados en un campo magnético de una potencia específica y así lograban identificar los núcleos. Cuando esa absorción ocurre, los núcleos se describen como estando en resonancia. Diferentes núcleos atómicos dentro de una molécula resuenan a diferentes frecuencias de radio para la misma fuerza de campo magnético. La observación de tales frecuencias resonantes magnéticas de los núcleos presentes en una molécula permiten al usuario entrenado descubrir información esencial, química y estructural acerca de las moléculas.
El desarrollo de la resonancia magnética nuclear como técnica de química analítica y de bioquímica fue paralela con el desarrollo de la tecnología electromagnética y su introducción al uso civil.
Raymond Damadian Vahan, un estadounidense-armenio médico e inventor de la primera RM (resonancia magnética) de la máquina de exploración - una de las herramientas de diagnóstico más útiles de nuestro tiempo. Su investigación en sodio y potasio en las células vivas lo llevó a sus primeros experimentos con resonancia magnética nuclear (RMN), lo que le llevó a proponer el primer escáner de cuerpo MR en 1969. Damadian descubrió que los tumores y el tejido normal se pueden distinguir en vivo por resonancia magnética nuclear (RMN) a causa de sus tiempos de relajación. Damadian fue el primero en realizar una exploración completa del cuerpo de un ser humano en 1977 para diagnosticar el cáncer. Damadian inventó un aparato y método para el uso de RMN con seguridad y precisión para explorar el cuerpo humano, un método ahora conocido como la resonancia magnética (MRI).

Introducción

Las secuencias convencionales hacen que la RM sea una técnica lenta. Todas las secuencias clásicas de RM requieren tiempos de adquisición largos haciendo que, por ejemplo, la adquisición de una imagen espín-eco tarde entre cuatro y veinte minutos.

Las principales limitaciones que aumentan la duración de la adquisición son, por un lado, los tiempos de relajación largos y por otro, los valores esperados de relación señal-ruido y resolución espacial. Después de un período de 5 × T1 de un tejido, los espines casi se han recuperado completamente. Para obtener la señal óptima, se debería esperar a que este periodo pasase para volver a enviar un pulso de excitación. Por tanto, para adquirir imágenes en las que la recuperación del T1 durante el TR tenga poco efecto, se requieren TR relativamente largos, particularmente en equipos de alto campo donde el T1 de los tejidos es mayor a un segundo.

En el capítulo anterior, hemos visto que el tiempo t para adquirir una imagen se puede calcular con la siguiente expresión:

t = NGy × TR × NEX

donde TR es el tiempo de repetición; NGy el número de codificaciones de fase (número de líneas en la imagen, por lo general 256 en secuencias clásicas); y NEX el número de excitaciones (número de veces que se adquiere la imagen).

Si TR = 2 s, NGy = 256, y NEX = 2, el tiempo de adquisición asciende a 1024 segundos (es decir, 17 minutos y 4 segundos).

Estos tiempos solían ser los habituales en una secuencia clásica espín-eco T2.
A principios de la década de 1980, muchos físicos creían que las secuencias rápidas de RM serían difíciles de implementar debido a las limitaciones asociadas a los tiempos de relajación. Los diversos segundos de recuperación después de cada excitación eran el principal obstáculo. Sólo a mediados de la década de 1980 se desarrollaron nuevas ideas sobre la manera de acelerar la adquisición de las imágenes.

Para facilitar la comprensión de las secuencias rápidas, hay que recordar algunas de las principales características de la RM convencional.

La obtención de una señal que contiene información espacial es el primer paso en una adquisición de RM. El siguiente paso es la manipulación del contraste en las imágenes, que se consigue usando una determinada secuencia de pulsos. En general, la reconstrucción de la imagen y la secuencia de pulsos son independientes, de modo que cualquier secuencia de pulsos se puede combinar con cualquier técnica de reconstrucción.

La forma de la señal de RM viene determinada por un gran número de factores, incluyendo la densidad protónica ρ, el T1, el T2, el flujo y la difusión. Con la preparación adecuada de los espines, podemos realzar la contribución de cada uno de estos factores.

Estas secuencias de pulsos tienen que modificarse ya que la señal FID se pierde muy rápidamente y se necesita un mecanismo adicional para generarse un eco. Esto proporciona tiempo suficiente para que los otros gradientes que se utilizan en la codificación espacial (gradiente selector de corte y gradiente codificador de fase en una secuencia 2D) puedan utilizarse.
La secuencia espín-eco utilizada produce una única imagen espín-eco, en la que los niveles de señal vienen determinados principalmente por el tiempo de repetición (TR) y el tiempo de eco (TE). Puesto que la secuencia se usa generalmente con un TR relativamente largo, se pueden recoger diferentes cortes para mejorar la eficiencia de la secuencia.

Mediante la manipulación del TR y del TE, podemos inducir contraste en T1 y T2, respectivamente.

El contraste T1 también puede obtenerse mediante la aplicación de un pulso de inversión (180°), esperar un tiempo (TI) y enviar el pulso de excitación (90°). Un pulso de 180° siempre invierte la magnetización en el eje z; además, cuando hay magnetización transversal, también la reenfoca, dando lugar a un eco de espín.

Para aumentar la cantidad de información recogida tras una secuencia espín-eco, se pueden aplicar una serie de pulsos de 180° y crear múltiples ecos. Normalmente, cada eco se almacena en bruto en una línea del espacio-k. Así, para n ecos, existirán n imágenes. Las secuencias multi-eco proporcionan imágenes con diferente contraste si se incrementa el TE.
Comparación de
(a) secuencia espín-eco múltiple y
(b) secuencia RARE.

Cada eco en la secuencia espín-ecó se utiliza para crear una imagen individual (un eco = una línea por imagen),mientras que en una secuencia RARE, diferentes ecos se utilizan para rellenar el mismo espacio-k.


Número de ecos:
Con Spin Echo (Ecoespín), se pueden adquirir uno, dos o cuatro ecos en una única adquisición. El eco variable o doble permite un segundo eco que no sea múltiplo del primero, por ejemplo, TE1 = 14 ms, TE2 =95 ms.
Una adquisición de cuatro ecos da como resultado 4 imágenes, cada una de las cuales representa un TE1 que es múltiplo del primer eco, por ejemplo, un TE de 20 da como resultado 4 imágenes adquiridas con los siguientes tiempos de TE: 20, 40, 60 y 80 mseg).
Cada uno de los ecos se utiliza para crear una imagen diferente que, por lo general, presenta un contraste diferente. Las siguientes imágenes se adquirieron con una secuencia ecoespín de ecos variables. El primer eco muestra la ponderación en PD2, mientras que el segundo eco muestra la ponderación en T2.
CARACTERÍSTICAS DE UNA IMAGEN SE
Por lo general, las imágenes de ecoespín son menos sensibles a la falta de homogeneidad y al paramagnétismo del campo magnético que la mayoría de las demás secuencias de pulsos. Esto se debe a la puesta en fase de los protones mediante la RF (Radiofrecuencia). Las imágenes de ecoespín presentan menos efectos borrosos geométricos que las imágenes de FSE, por lo que se generan bordes de imágenes más nítidos. En comparación con las imágenes FSE , la única desventaja que ofrecen las imágenes de ecoespín es que requieren tiempos de exploración más largos con los mismos valores de TR.

PONDERACIÓN T1
T1 es la constante de tiempo para la relajación longitudinal y para la relajación termal o de retículo de giros.
Los protocolos de exploración que dejan que predominen los efectos de T1 sobre los demás efectos
de relajación generan imágenes ponderadas en T1.
En las imágenes ponderadas en T1.
No se pueden generar imágenes ponderadas en T1 junto a imágenes ponderadas en PD o T2, ya que los requisitos de TR no son compatibles.
1.- T1 CORTO (GRASA)
2.- T1 LARGO (AGUA)
3.- TIEMPO O PERÍODO TR.
PONDERACIÓN T2
T2 es la constante de tiempo que mide la disminución de la polarización magnética transversal y los efectos de espín a espín.
Los protocolos de exploración que dejan que predominen los efectos de T2 sobre los demás efectos de contraste generan imágenes ponderadas en T2.
En las imágenes ponderadas en T2, los tejidos con T2 corto son oscuros y los tejidos con T2 largo son brillantes. En el cerebro, el CSF produce la señal más brillante en las imágenes con TE de moderado a tardío; las patologías que alteran y retrasan el T2 también aparecen brillantes.
1.- T2 CORTO (GRASA)
2.- T2 LARGO (AGUA)
3.- TIEMPO O PERÍODO TE
PONDERACIÓN DP
Las imágenes ponderadas en PD poseen un contraste que se genera principalmente por la densidad de los protones de las estructuras.
Las imágenes ponderadas en PD se obtienen al seleccionar parámetros de tiempo de exploración que minimizan los efectos de contraste por T1 (TR largo) y por T2 (TE corto).
En las imágenes ponderadas en PD, los tejidos con un mayor número de protones son brillantes y los tejidos con menos protones son oscuros. En el cerebro, la materia gris es más brillante que la materia blanca, debido a la cantidad de protones que contiene.
Se pueden generar imágenes ponderadas en T2 y PD en la misma adquisición mediante dos ecos, ya que los requisitos de TR son compatibles.
La familia de secuencias de pulsos FSE utiliza una modificación de los conceptos de SE para adquirir múltiples líneas de datos por repetición con el fin de lograr la reducción deseada del tiempo de exploración. FSE es un método de exploración rápida que utiliza ecoespines y llenado del espacio K alterado. Está diseñado para proporcionar un mayor contraste convencional de tipo ecoespín en intervalos más reducidos (de 12 a 30 segundos para unos cuantos cortes). FSE genera un contraste que puede asociarse con un TR seleccionable y un TE de ecoespín promedio. El recorrido que atraviesa el espacio K alterado es significativo debido a la manera en la que se utiliza el TE y el número de veces que se debe repetir el experimento (TR) de resonancia magnética para llenar el espacio K.
FSE se utiliza para adquirir imágenes con contraste ponderado en T1, PD y T2.

En la LONGITUD DEL TREN DE ECOS (ETL), para la secuencia FSE al aumentarlo disminuirá el tiempo de exploración y aumentaran los efectos T2 en las imágenes con TE y TR largo debido a la contribución de los últimos ecos. Las adquisiciones con TR largo intensifican los efectos mielográficos, incrementan la ponderación en T2 en las exploraciones cerebrales pediátricas y ofrecen información sobre la densidad de los protones de los tejidos con tiempos T1 prolongados (por ejemplo, CSF).
FSE-XL se utiliza para adquirir imágenes con contraste ponderado en T1, PD y T2. Permite realizar exploraciones en 2D y 3D y a diferencia del FSE utiliza un aumento de la potencia de radiofracuencia para obtener los ángulos de giro adecuados.
FSE-XL con IR doble e IR triple
Las exploraciones con IR doble e IR triple se utilizan para visualizar la anatomía cardiaca, las masas de la pared del miocardio, las valvas de las válvulas y la sangre venosa.
Se puede utilizar esta secuencia también con un solo IR siendo una secuencia útil para suprimir la señal de la grasa en la imágenes de abdomen y extremidades, sobre todo cuando se desea una saturación mas uniforme de la grasa en un FOV grande, es una buena alternativa al FAT SAT FSE.
SSFSE se utiliza:
a.- Para reducir los artefactos de movimiento y el tiempo de obtención de imágenes.
b.- Para realizar exploraciones en pacientes que no cooperan por sus tiempos de exploración breves.
C.- Para obtener imágenes abdominales Y cardiacas con contención de la respiración. con valores largos de TE (de 300 a 1300 mseg)
D.-Para obtener imágenes de la vesícula biliar y del árbol biliar.
FRFSE-XL
Utilice FRFSE-XL para realizar adquisiciones ponderadas en T2 y PD de la columna, el abdomen con contención de la respiración, la cabeza y las articulaciones.
Secuencia de pulsos de inversión-recuperación

Si un spin en equilibrio es sometido a un pulso de 180°, la magnetización total M0 se invierte con respecto a la dirección del campo exterior y pasa a situarse en posición antiparalela. Tras esta inversión la magnetización comienza a recuperarse hacia su estado de equilibrio.

La velocidad de recuperación vendrá determinada por T1.

Si después de un cierto tiempo de retraso, conocido como tiempo de inversión (TI) se expone el sistema a un pulso de 90° la magnetización Mz(TI) será observable en el plano x'-y' como un FID. Mediante la aplicación de una serie de distintos tiempos de retardo la variación de la magnetización en función del tiempo y por tanto el tiempo de inversión de la señal, pueden ser estudiados en detalle. Después de un tiempo de retardo de aproximadamente 5 × T1 la magnetización volverá al equilibrio.

Esta secuencia de pulsos de 180°-90° se llama secuencia de inversión-recuperación (IR)
Las secuencias IR producen imágenes ponderadas en T1 o con supresión de lípidos, especialmente del abdomen o de las extremidades.

Tenga en cuenta esta información cuando modifique los parámetros de exploración Inversion Recovery (Recuperación de inversión).

Opciones de exploración: modo 2D, familia Spin Echo (Ecoespín), pulso IR (Recuperación de inversión). Las imágenes de TI y IR cortos tienen una SNR baja debido a magnetización transversal reducida. Para compensar esta pérdida de SNR, modifique otros parámetros de exploración que provoquen un aumento de la SNR (por ej., reduzca la resolución, aumente el NEX). La efectividad de la técnica de supresión de grasa IR varía dependiendo de los cambios en la homogeneidad del campo magnético.

No utilice las secuencias de pulsos IR con agentes de contraste, ya que la patología puede suprimirse si el efecto del T1 acortado se corresponde con el punto de anulación.
Las secuencias STIR (Short Time Inversion Recovery) se utilizan a menudo en la búsqueda de lesiones de alta intensidad de señal como tumores cercanos o dentro de tejido graso debido a que esta secuencia de inversión-recuperación facilita la supresión de la señal proveniente de la grasa. Con un campo de 1,5 T la intensidad de la señal de la grasa llega a cero con un TR > 3000 ms, TI ~ 200 ms, y TE 20 ms (a 1.5 T); TI es menor con intensidades de campo más bajas.
Uno de los principales problemas con la secuencia de IR es que su comportamiento de contraste puede cambiar drásticamente con sólo cambios mínimos de la inversión de tiempo.
En todas las imágenes, TR = 4000 ms, TE = 10 ms; (a) TI = 200 ms, (b) TI = 400 ms, (c) TI = 600 ms, (d) TI = 800 ms.
FLAIR. TR = 8000 ms, TE = 120 ms, TI = 2000 ms.
Meningioma periventrular que causa dezplazamiento de masa y edema, lo cual es muy visible ante esta secuencia.
Todas las imagenes son STIR., TR = 4000 ms, TE = 10 ms; (a) TI = 50 ms, (b) TI = 240 ms, (c) TI = 450 ms.
El tejido graso cerca del nervio óptico desaparece con una TI de aproximadamente 240 ms
Un enfoque completamente diferente a las secuencias espín-ecó rápidas fue modificar el primer pulso de excitación, lo que redujo el tiempo necesario para adquirir imágenes en entornos clínicos. El nombre genérico de estas secuencias es eco de gradiente (gradient echo, GE) o, mejor, (gradient-recalled echo, GRE) y, según cada fabricante, pueden tener una gran cantidad de siglas diferentes.

La primera secuencia de esta familia fue presentada en 1986 por Axel Haase y colaboradores, y se denominó FLASH. La secuencia FLASH (Fast Low Angle Shot) es una secuencia de recuperación de la saturación con un tiempo de repetición corto (TR <200 ms), un ángulo de inclinación bajo (<90°), y un eco de gradiente de refase.

La aplicación de diferentes ángulos de inclinación diferentes a 90° y 180° supuso el fin de los tiempos de adquisición elevados, basados en la creencia de que el T1 era el factor de tiempo limitante de la RM.

Cuando se aplica un ángulo de 90°, toda la magnetización longitudinal (eje z) pasa al plano transversal (plano x'-y'), mientras que con un ángulo de 30°, la cantidad de la magnetización transversal se reduce a la mitad (sen 30°), pero todavía se tiene un 87% de la magnetización en el eje z (cos 30°). Esta magnetización en el eje z se recuperará según el T1 durante el intervalo entre pulsos de excitación. Sin embargo, como el TR es corto en las secuencias FLASH, la magnetización residual en el eje Z dejada por el pulso anterior se aprovecha y aumenta significativamente la señal después del siguiente pulso de RF.

Para un tiempo de repetición dado, el ángulo de inclinación que maximiza la señal (ángulo de Ernst).
Funcionamiento de (a) una secuencia de pulsos estándar, en comparación con (b) una secuencia rápida de imagen del tipo FLASH.

En ambos casos, la magnetización neta en equilibrio está en el eje z. En la secuencia estándar, el pulso de 90° inclina la magnetización en el plano x'y', no quedando ninguna componente longitudinal. En la secuencia FLASH, se utiliza un ángulo de inclinación α < 90°, que divide la magnetización en dos componentes (transversal y longitudinal).

(c) En el ejemplo, el ángulo α es igual 30°. Esto implica una reducción de la componente longitudinal al 87%, mientras que la magnetización transversal es del 50%. El ángulo de inclinación que maximiza la señal es el ángulo de Ernst.
Las secuencias GRE pueden producir imágenes ponderadas en T1, T2 y PD en tiempos de exploración más breves que SE y FSE.
Lamentablemente, son más sensibles a la falta de homogeneidad y al
paramagnetismo del campo magnético que SE y FSE debido a la puesta en fase de los gradientes. La puesta en fase de los gradientes no elimina los efectos del desfase de T2*. Las zonas de contacto aire tejidos y las zonas de contacto huesos/tejidos, en las que los tejidos tienen grados diferentes de magnetización, sufren la aparición de artefactos de susceptibilidad magnética.
TR, TE y ángulo de giro.
En las secuencias GRE, el TR y el ángulo de giro controlan el nivel de saturación. TE controla el nivel de desfase y la contribución de T2. Para lograr una ponderación apropiada del contraste,existe la siguiente tabla con el fin de seleccionar los parámetros de obtención de imágenes que desee.
Opciones de exploración: modo 2D, familia Gradient Echo (Eco de gradiente), pulso Fast GRE (GRE rápido).

En comparación con las secuencias sin GRE rápido, las secuencias Fast GRE producen una reducción de la SNR. La reducción de la SNR es consecuencia de: anchos de bandas más altos, valores de TR ultra cortos, NEX fracciónales y eco fraccional.

Los efectos del cambio químico se ven cuando un vóxel contiene grasa y agua, y el tiempo de eco (TE) se sincroniza para que los vectores estén dentro o fuera de fase. Los límites entre la grasa y los tejidos con mucha agua son brillantes u oscuros.
En estas secuencias, para prevenir la contaminación de los siguientes TR por una posible magnetización transversal residual, sobre todo en tejidos con un T2 largo, se suele destruir esta mediante gradientes o pulsos de RF (SPOILING).

SPGR se utiliza para adquirir imágenes con contraste ponderado en T1, en estudios dinámicos o vasculares.

Opciones de exploración: modo 2D, familia Gradient Echo (Eco de gradiente), pulso SPGR.

A medida que disminuye el ángulo de giro, disminuye la SNR. La reducción de la señal SPGR requiere utilizar una bobina superficial o de extremidad, más de 2 NEX o el modo en 3D.

El ángulo de giro afecta a la cantidad de recuperación que se produce entre cada pulso de excitación.

Como regla general, cuanto más grande es el ángulo de giro, más se ven la saturación y los efectos del T1 en la imagen.

Modo secuencial en 2D o modo en 3D: Mantenga el TR y el ángulo de giro en un intervalo de 10 puntos uno con respecto al otro para producir la SNR óptima.

Las exploraciones SPGR son más sensibles a todos los procesos que provocan un desfase de T2, como la falta de homogeneidad de B0, la cancelación de desfase intravóxel debida a cambios químicos y los efectos de susceptibilidad magnética, los cuales aumentan a medida que aumenta el TE.
Utilice 2D FIESTA:
Para obtener imágenes cardiacas y abdominales en las que se necesite una delimitación clara entre la sangre (brillante) y el miocardio (oscuro). También resulta útil para obtener imágenes cardiacas destinadas a evaluar las válvulas, ya que FIESTA compensa el flujo turbulento. El contraste de agua y grasa se acentúa mientras que se suprimen los tejidos de los músculos y del miocardio.

Opciones de exploración: modo 2D, familia Gradient Echo (Eco de gradiente), pulso Fiesta.

Las ventajas del empleo de FIESTA se hacen patentes sólo con TR muy cortos. El TR mínimo se selecciona automáticamente. El TR calculado es el TR mínimo alcanzable y se basa en las restricciones de SAR.

Para ajustar el TR, modifique cualquiera de los siguientes parámetros: matriz de frecuencia, FOV, espesor de corte y ángulo de giro.

Cuando el ángulo de giro es ≥ 50°, la SAR se ve afectada dando como resultado un TR más largo.

Los cortes se adquieren de manera secuencial y no hay problemas de entrecruzamientos. A medida que disminuye el FOV, aumenta el TR.
Utilice (FIESTA en 3D) para obtener imágenes de todo el cuerpo en aplicaciones clínicas que se benefician de la diferenciación del contraste entre los tejidos con relaciones T2/T1 bajas (intensidad de señal baja) y relaciones T2/T1 altas (intensidad de señal alta).

Opciones de exploración: modo 3D, familia Gradient Echo (Eco de gradiente), pulso Fiesta.

Las ventajas de una secuencia FIESTA en 3D sólo se pueden obtener con un TR muy corto, de manera que TR << T2 y TR << 1b (en esta fórmula, b representa el cambio de la frecuencia local provocado por la falta de homogeneidad).

En el caso de TR más cortos con obtención de imágenes de alta resolución (0,5 mm), utilice un RBw (Ancho de banda de recepción) de 42 kHz. Esto se debe a las limitaciones de calor del gradiente. De lo contrario, 125 kHz proporcionaría el TR más corto. Las opciones de RBw son: 125, 100, 83,3, 62,5, 41,57 y 31,25 kHz.

Para lograr los TR más cortos, utilice un ángulo de giro pequeño (40°) y, a continuación, disminúyalo en intervalos de cinco grados para ver si SAR limita su TR mínimo. Deberá lograr un compromiso entre el ángulo de giro más alto (70°) y el TR más corto que se puede alcanzar (< 6 mseg).
3D FIESTA-C1 normalmente se utiliza en estudios de discos intervertebrales, obstrucciones del hidrocéfalo, dilatación del árbol biliar, colangiopancreatografía y canales auditivos internos. El fluido en particular aparece con mucho brillo, mientras que el contraste entre materia blanca y gris es muy bajo.

Opciones de exploración: modo 3D, familia Gradient Echo (Eco de gradiente), pulso Fiesta-C.

FIESTA-C dura el doble de tiempo o más que la adquisición 3D FIESTA (FIESTA en 3D), debido al método de adquisición de fase de ciclo.

El excesivo movimiento del paciente con una adquisición FIESTA-C en 3D puede producir imágenes con manchas. Esto es debido a que la técnica de ciclado de la fase usada con FIESTA-C es especialmente sensible al movimiento del paciente.

Para minimizar el efecto de imágenes manchadas, considere la posibilidad de utilizar la dirección de frecuencia predeterminada y, por lo tanto, no cambiar la fase ni la frecuencia. En FIESTA-C, no se puede seleccionar el parámetro de exploración TR.

FIESTA-C está diseñado para reducir el artefacto de bandas en adquisiciones con TR > 4 a 5 ms. Si el TR < 4 mseg, se puede utilizar FIESTA.
Consideraciones:
Cuando la señal de grasa no se suprime de forma correcta, presenta un gran cambio espacial en la dirección de codificación de fase a causa del escaso ancho de banda en esa dirección. Para suprimir la señal de grasa se utilizan pulsos de RF espectral espacial de forma predeterminada.

Las áreas próximas a los límites de dos regiones que presentan una susceptibilidad magnética diferente, como el agua y el aire, ocasionan cambios en el campo B0 que suelen provocar distorsión geométrica y pérdida de señal en las imágenes ecoplanares (EPI).

Todas las secuencias de pulsos EPI son sensibles a la falta de homogeneidad en el campo (a diferencia de FSE, que virtualmente elimina esos efectos). Por lo tanto, las patologías que causan trastornos en el campo magnético local tienen más posibilidades de visualizarse por contraste en una imagen EPI.
Puede adquirir imágenes EPI en el modo en 2D en combinación con las siguientes técnicas de obtención de
imágenes: SE, GRE, IR, FLAIR o DW.
Resolución espacial:
Una de las desventajas de utilizar gradientes en vez de RF para reenfocar los espines es que la imagen EPI se vuelve muy sensible a los artefactos fuera de resonancia (diferencia de la frecuencia entre los protones del agua y de la grasa). Después del pulso inicial de excitación de RF, los espines que se encuentran en precesión fuera de resonancia acumulan un error de fase gradualmente. Este error de fase se intensifica a medida que transcurre la serie de ecos y produce una distorsión geométrica en la dirección de codificación de la fase. Cuanto más tarde en realizarse el muestreo del eco, más tiempo tendrán los espines del agua para acumular cambios de fase y mayor será la distorsión geométrica.

Para reducir la distorsión geométrica:
Utilice el espaciado entre ecos más corto posible (mantenga un ancho de banda lo más amplio posible, un FOV lo más amplio posible y una matriz de frecuencia lo más pequeña posible).

Utilice tomas múltiples en vez de tomas únicas de EPI para reducir la distorsión geométrica: cuantas más tomas, menor distorsión, pero con un tiempo de exploración más largo.

Utilice valores de codificación de frecuencia más pequeños para reducir el ESP. Su protocolo puede tener un número de intervalos de fase más elevado (512) que el número de intervalos de frecuencia (256). Recuerde que el tiempo de exploración EPI no se ve afectado por los intervalos de fase.

Utilice Ramp Sampling (Muestreo a escala) para reducir el ESP, en especial cuando emplee valores
elevados de matriz de frecuencia.

Todas las secuencias de pulsos EPI son sensibles a la falta de homogeneidad en el campo (a diferencia de FSE, que virtualmente elimina esos efectos). Por lo tanto, las patologías que causan trastornos en el campo magnético local tienen más posibilidades de visualizarse por contraste en una imagen EPI.
El valor b máximo ahora es de 10.000 s/mm2. El valor b máximo puede variar según la opción de Diffusion Direction (Dirección de difusión) seleccionada: 3in1 (3 en 1) frente a TETRA (Tetraédrica), etc. Los valores b más elevados pueden eliminar la traslucidez de T2, mejorar la visualización de los rastros de materia blanca y, por consiguiente, pueden servir para diferenciar los infartos subagudos de los infartos crónicos. La intensidad con que se pondera la difusión se determina mediante el control de la intensidad y la duración de los gradientes de difusión a través de una cantidad conocida como valor b. Se pueden adquirir varios valores b en una sola exploración. En las exploraciones con Diffusion All (Difusión en todas direcciones) o Tetrahedral (Tetraédrica) se crea una imagen CMB para cada valor b.

Los valores b recomendados para el abdomen son 500 - 700.
Los valores b recomendados para el cerebro son 1000 - 1500.

El valor b máximo que se puede usar con las opciones 3in1 (3 en 1), TETRA (Tetraédrica) y Grad
Opt All (Grad op todo) es 1500.

- Sólo se pueden usar varios valores b con DWI, no con DTI.
- Desde la ficha Diffusion, especifique el valor NEX para cada valor b. La SNR aumenta a medida que
aumenta el NEX.
- Para crear representaciones ADC, es necesario poseer más de un valor b.
- Cuando la opción Optimize TE (Optimizar TE) está activada, se utilizan las amplitudes máximas del gradiente con el TE mínimo posible (basado en el valor b) y los valores b más altos disponibles.
- Cuando está desactivada, se reducen los valores b, el gradiente tiene una duración fija y el TE aproximado es igual a 100 mseg.
SECUENCIAS VASCULARES
La familia de secuencias de pulsos Vasculares pueden usarse durante la obtención de imágenes de ARM para visualizar de un modo óptimo las estructuras vasculares de interés. Las secuencias de pulsos Vascular se pueden adquirir en los modos 2D, 3D y Cine.
Términos de flujo sanguíneo:
Viscosidad:
resistencia de la sangre a circular debido a la fricción de elementos de la sangre existentes en un flujo circulante.
La viscosidad de la sangre disminuye en caso de anemia y aumenta en otras condiciones, como en el caso de la policitemia. Los flujos de sangre turbulentos se encuentran con mayor frecuencia en condiciones de baja viscosidad.

Flujo sanguíneo laminar:
distribución de diferentes velocidades de flujo a lo largo de los estratos de los vasos.
Las velocidades más lentas se observan a lo largo de la pared del vaso y las más rápidas en las porciones centrales del vaso.

Velocidad pico:
velocidad máxima que se ha observado dentro del lumen del vaso que se está estudiando.
Las velocidades pico del flujo varían dependiendo del ejercicio, la ubicación de la estructura anatómica y los estados patológicos. La aorta ascendente posee las velocidades más altas. En general, a medida que uno se aleja del corazón, aumenta el número de vasos y el área total del sistema circulatorio, lo cual provoca una disminución de las velocidades de flujo.

Turbulencia:
flujo caótico con componentes de velocidad de fluctuación aleatoria.
A las velocidades normales del flujo sanguíneo predomina el flujo laminar; luego, a medida que la velocidad aumenta y supera un umbral crítico, se observa turbulencia.
La turbulencia puede complicar las ARM.
Patrones del flujo:
En la obtención de imágenes de ARM,
el flujo complejo puede provocar áreas de intensidad reducida de la señal dentro del lumen del vaso
, por lo que es importante tener en cuenta los patrones del flujo de los vasos.

Flujo en vórtice:
flujo sanguíneo localizado, revuelto o estancado
que se produce en zonas distantes de estenosis arteriales y en áreas con bifurcaciones arteriales.

Separación del flujo:
trayectoria de flujo que se separa de la pared del vaso
y crea una región separada de flujo complejo con movimientos de remolino, flujo a contracorriente y velocidad reducida.
El flujo turbulento se produce en zonas distantes de las áreas de estenosis. El flujo en vórtice aparece cuando la
velocidad de la sangre disminuye repentinamente en las áreas dilatadas que se producen después de una estenosis.
2D TOF GRE/SPGR
3D TOF GRE/SPGR
Utilice secuencias 2D TOF-GRE (TOF-GRE en 2D) y TOF-SPGR para:
- Demostrar la anatomía venosa o la bifurcación de la carótida
- Evaluar posibles oclusiones de la arteria basilar
- Obtener imágenes de la vasculatura pélvica y de las extremidades inferiores
- Representar gráficamente las venas corticales
- Evaluar una trombosis venosa intracraneal sospechada
- Las adquisiciones 2D TOF (TOF en 2D) pueden hacer que se sobrevalore una estenosis, porque el TE mínimo es relativamente largo en comparación con el TOF en 3D
- El movimiento del paciente puede traducirse en un registro erróneo de los cortes adquiridos cuando se vean en proyección.
- A partir de sustancias de T1 corto, como la metahemoglobina en los hematomas subagudos, puede producirse simulación de mejoras relacionadas con el flujo.
- A medida que va disminuyendo el TE, aumenta la sensibilidad al flujo sanguíneo muy rápido en plano o turbulento y disminuyen los artefactos y la pérdida de la señal.
- EL TR corto suprime la señal del tejido estacionario y maximiza el contraste de los vasos gracias a las mejoras relacionadas con el flujo.
TOF es una técnica de obtención de imágenes que depende principalmente del realce del flujo para distinguir los espines en movimiento de los estacionarios en la creación de angiogramas por RM. La sangre que ha fluido hasta el interior del corte no habrá recibido pulsos de radiofrecuencia y, por tanto, aparece más brillante que el tejido estacionario.
Utilice 3D TOF-GRE (TOF-GRE en 3D) y TOF-SPGR para:
- MAV
- Aneurismas del círculo de Willis
- Enfermedad oclusiva intracraneal de la carótida
- Obtención de imágenes de angiomas venosos utilizando material de contraste
- Obtención de imágenes con la opción de obtención de imágenes Magnetization Transfer
(Transferencia de la magnetización) para mejorar el contraste entre el flujo de sangre y los tejidos circundantes
- Obtención de imágenes con Ramped RF (RF en rampa) para aumentar la visibilidad de las arterias intracraneales
- Vasos que se encuentran cerca de los senos, donde puede haber problemas de susceptibilidad magnética
- El TR mínimo con la opción de obtención de imágenes Magnetization Transfer (Transferencia de magnetización) es más corto con las bobinas de transmisión/recepción, con excepción de la bobina para el cuerpo.
- Los valores de TE muy cortos reducen la cantidad de desfase de espín.
Parámetros de exploración que afectan el flujo:
- A medida que disminuye el TR, aumenta la saturación de los tejidos del fondo y puede producirse una reducción de la señal de la sangre que circula a través del volumen de obtención de imágenes.
- La selección de un TR demasiado corto (>33 mseg) puede provocar una supresión de los vasos más pequeños. Como consecuencia de utilizar valores bajos de TR mínimo (en especial, con Magnetization Transfer [Transferencia de la magnetización]), puede disminuir el valor del ángulo de giro a fin de minimizar la saturación de los vasos pequeños
- Los espines estacionarios se suprimen si el ángulo de giro es de 15 a 20°. Cuanto mayor sea el ángulo de giro, más se saturará el tejido estacionario, pero los ángulos de giro grandes pueden afectar al flujo arterial, lo que provoca una menor intensidad de la señal.
- Los cortes delgados combinados con Flow Compensation (Compensación del flujo) provocan un aumento del valor mínimo de TE y maximizan la mejora del flujo, por lo que disminuyen los efectos de flujo en plano.
- 3DTOF es sensible al flujo rápido e intermedio. Es menos sensible al flujo lento, que puede saturarse a medida que pasa a través del volumen de las imágenes (el uso de Ramp Pulses [Pulsos de rampas] puede desviar parte de esta saturación).
- Las secciones múltiples, más pequeñas, reducen la saturación del flujo de movimiento lento y de flujo en el plano. Esto aumenta el número de secciones y el tiempo de exploración. No está permitida la prescripción de secciones fuera del FOV del localizador.
2D PHASE CONTRAST (CONTRASTE DE FASE EN 2D)
Se utiliza:
- Para indicar la dirección del flujo y la velocidad de la vasculatura intracraneal y extracraneal
- Para detectar condiciones de circulación lenta en aneurismas y deformaciones arteriales o venosas mediante el uso de técnicas de codificación de velocidad variable
- Para evaluar la estructura anatómica de la vena hepática y porta
- Para generar un localizador vascular antes de llevar a cabo una angiografía de contraste de fase en 3D, que requiere mucho más tiempo
-Para adquirir rápidamente una serie de imágenes con varias codificaciones VENC, a fin de tener una idea general del rango de flujos representado
- Los cortes finos producen un aumento en los efectos de volumen parcial y una disminución en el desfase intravóxel
3D PHASE CONTRAST (CONTRASTE DE FASE EN 3D)
Utilice 3D Phase Contrast (Contraste de fase en 3D) para:
- Arterias renales.
- MAV.
- Vasculatura intracraneal (para incluir la dirección de flujo si así se desea).
- Los estudios por PC en 3D requieren más tiempo para la reconstrucción que los exámenes 3D TOF (TOF en 3D). Estudie la posibilidad de configurar los protocolos de exploración de manera que la función de contraste de fase en 3D quede al final del examen.
- El número de cortes adquirido depende en parte del número de ejes de codificación de flujo prescritos y en otra parte de la matriz elegida (el sistema puede demorar la adquisición de una nueva serie hasta que se complete la reconstrucción y la memoria se encuentre disponible).
- Al aumentar el TR aumentan el tiempo de exploración y la relación SNR, y disminuye el contraste entre la sangre y el fondo.
- A medida que aumenta el ángulo de giro, aumenta la saturación de los vasos pequeños con flujo más lento. En las zonas con circulación rápida, los aumentos del ángulo de giro pueden llegar a provocar la superación del rango de los píxeles y una reducción de la tasa y la velocidad del flujo.
- Los ángulos de giro más grandes pueden aumentar la gravedad de los artefactos por flujo pulsátil.
Selección de VENC:
VENC es un valor introducido para prescribir las velocidades más altas que van a codificarse, sin solapamiento, en la angiografía de contraste de fase. VENC es el parámetro que define este techo. Configure un valor de VENC lo suficientemente alto como para que incluya todas las velocidades que probablemente se encuentren en los vasos de interés. Los valores válidos van de 5 a 400 cm/seg, en incrementos de 0,1 cm/seg.

Las velocidades mayores que el VENC se solapan, es decir, se representan incorrectamente como velocidades menores, con intensidades menores de imagen. Las velocidades más altas se encuentran normalmente en el centro del vaso, por lo que el solapamiento en el contraste de fase puede reducir la intensidad de la imagen en el centro de un vaso.
El solapamiento en las fases produce flujo que parece haber cambiado de dirección, que se identifica mediante un grupo de píxeles blancos y negros adyacentes. El solapamiento a veces es aceptable. Para lograr este efecto, configure de forma deliberada la VENC por debajo de las velocidades pico del vaso. Esta técnica puede ser útil para resaltar el flujo más lento a lo largo de las paredes arteriales o para destacar la anatomía venosa.
El proceso de vuelta al estado de equilibrio desde un estado excitado se denomina el proceso de relajación spin-red o proceso de relajación longitudinal. Este proceso viene caracterizado por el tiempo de relajación T1.

El tiempo de relajación T1 es el tiempo requerido para que el sistema recupere al 63% de su valor de equilibrio después de ser expuesto a un pulso de 90°. Para un determinado tipo de núcleo, T1 dependerá de varios parámetros:

- Tipo de núcleo.
- Frecuencia de resonancia (intensidad de campo).
- Temperatura.
- Movilidad de espins observada (microviscosidad).
- Presencia de moléculas grandes.
- Presencia de iones paramagnéticos o moléculas.

Debido a la presencia de proteínas de superficie los tiempos de relajación T1 del agua en el tejido vivo son siempre más cortos que los obtenidos en el agua pura.
T1 en la escala microscópica

Los tiempos de relajación de sustancias puras como el agua se pueden explicar fácilmente. Un sistema vivo, sin embargo, contiene un gran número de componentes químicos, todos los cuales contribuyen a la señal de resonancia magnética emitida. Estos componentes poseen diferentes tiempos de relajación. Así, el análisis de la señal de RMN observada en términos de parámetros de los subsistemas (diferentes tiempos de concentración y relajación) es compleja pero importante.

En aras de la simplicidad estudiaremos el T1 como si de un sistema de tan sólo dos componentes se tratase.Por ejemplo el tiempo T1 de los protones de tejidos musculares obtenidas en RM con campo de 0,1 Tesla es de aproximadamente 300-400 ms pero más de tres cuartas partes de la señal de protón recibida proviene de protones del agua, que en el líquido puro muestran un T1 de escasos segundos. Utilizando un ejemplo de la rutina clínica, el líquido cefalorraquídeo (LCR) tiene tiempos de relajación similares al agua. Sin embargo en el edema cerebral, es decir, ante un contenido de agua patológicamente elevado en el tejido cerebral, el tiempo de relajación T1 está más cerca del de un tumor cerebral que del LCR. ¿Cuál es la razón de esta discrepancia? Esto se puede explicar mejor utilizando la velocidad de relajación R (R = 1/T1). Las diferentes componentes R se pueden añadir unas a las otras para crear una nueva R.

Cualquier muestra biológica es una mezcla compleja de diferentes compuestos químicos. El T1 de una muestra es un parámetro que refleja las propiedades físico-químicas del entorno de los núcleos observados. Si el entorno no es el mismo en toda la muestra el T1 obtenida reflejará las propiedades medias de la muestra. En la mayoría de los tejidos un componente, normalmente agua, domina el comportamiento de relajación. En casos especiales donde dos omponentes que tienen valores de T1 significativamente diferentes están presentes en cantidades similares surge una situación compleja que dificulta la interpretación cuantitativa de la imagen.
Relajación Cruzada (Cross Relaxation). Los compuestos sólidos como proteínas y membranas presentan una amplia gama de frecuencias de resonancia lo que permite el intercambio de energía entre las diferentes partes de la estructura. El proceso de intercambio de energía en sólidos se conoce como spin-difusión. Por tanto, si una parte del sólido se relaja más rápidamente que el resto puede provocar un aumento de la velocidad de relajación de todo el sólido. Un proceso similar puede ocurrir cuando se produce interacción entre sólidos y moléculas de agua que se les unen cuando los primeros (por ejemplo proteínas y membranas) están presentes en el tejido provocando una disminución del tiempo de relajación del agua. Este proceso se describe como irradiación fuera de resonancia y se puede utilizar para mejorar el contraste (contraste de transferencia de magnetización /magnetization transfer contrast).
T2: el tiempo de relajación espín-espín

Después de que un sistema de espín haya sido excitado por un pulso de RF inicialmente se comporta como un sistema coherente, es decir, todos los componentes microscópicos de la magnetización macroscópica precesan en fase (todos juntos) alrededor de la dirección del campo externo..

Sin embargo, con el tiempo, la señal observada comienza a disminuir y los espines comienzan a no precesar en fase. La caída de la señal en el plano x'-y' es más rápida que la de la magnetización a en el eje z.

La descomposición adicional de la magnetización neta en el plano x'-y' es debida a una pérdida de coherencia de fase entre los componentes microscópicos que se debe en parte a las pequeñas diferencias de las frecuencias de Larmor inducidas por pequeñas diferencias en los campos magnéticos estáticos en distintas localizaciones de la muestra.

Este proceso se conoce como T2, relajación spin-spin o relajación transversal. T2 depende de varios parámetros:

- Frecuencia de resonancia (intensidad del campo), aunque para T2 es menos crucialque para T1.
- Temperatura.
- Movilidad observada de espíns (microviscosidad).
-Presencia de grandes moléculas, iones y moléculas paramagnéticos o otras interferencias externas.

En los fluidos móviles T2 es casi igual a T1 mientras que en sólidos o en sistemas lentos (sistemas de alta viscosidad) las componentes del campo estático inducidas por los núcleos vecinos entran en acción y T2 se hace significativamente más corto que T1. En compuestos sólidos T2 es generalmente tan corto que la señal se extingue en el primer milisegundo mientras que en los fluidos la señal de resonancia magnética puede durar varios segundos. En gran medida esta es la causa de la baja o ausencia de señal de estructuras sólidas como el hueso compacto o los tendones en las imágenes médicas obtenidas mediante RM.

Para recapitular, el tiempo de relajación T2 es la constante de tiempo que caracteriza la pérdida de coherencia de fase de los espíns. En un tiempo T2 la magnetización x-y disminuye perdiendo el 69% de su valor inicial. Para medir este tiempo la secuencia de pulsos de RF preferible es la secuencia de eco de espín.
Imágenes T1 (o T2) e imágenes ponderadas

En la rutina clínica, la gente suele hablar de imágenes T1, T2 o densidad de protones. Los términos correctos deben ser imagen "ponderada" en T1, T2 y densidad protónica (ρ) (o mejor de ponderación intermedia) debido a que estas imágenes tienen sólo un cierto componente T1, T2 o densidad de protones. No se calcula el tiempo de relajación pura o imágenes de densidad protónica.

Medidas de tiempo de relajación en la práctica

Quince años después de la primera descripción del diferente comportamiento de relajación de los tejidos, algunos investigadores comenzaron a postular que los tiempos de relajación permitían diferenciar tumores de tejidos normales, ya que la mayoría de los valores T1 (y en una manera semejante T2) del tejido patológico pueden diferir del T1 los tejidos similares normales [ Damadian].

Sin embargo la capacidad de discriminar el tipo de tumores o su grado usando los valores de tiempo de relajación sigue siendo un sueño a pesar de los sofisticados avances introducidos en los últimos años. Aunque se sabe que hay diferencias entre el T2 de los tejidos normales y el de los enfermos y Aunque los valores de T2 son más precisos que los de T1 porque se utilizan más puntos para su cálculo, estas diferencias no son significativas entre los valores de T2 de, por ejemplo, tumores, edema o infarto. El tamaño de la matriz, el grosor del corte así como efectos de volumen parcial son factores limitantes en las mediciones de tiempo de relajación in vivo debido a las variadas estructuras biológicas diferentes incluidas dentro de cada elemento de volumen. La desviación estándar en el ajuste, los artefactos y las variaciones en la selección de los elementos de volumen por los operadores son también posibles fuentes de error.
CONTRASTE EN LA IMAGEN:
Todos los involucrados en imagen médica tienen un sueño en común: ser capaces de distinguir las estructuras del objeto analizado con tal agudeza y precisión que no haya espacio para la especulación en el diagnóstico. La definición de cual es la anatomía normal y cuales son los cambios patológicos debería ser fácil y exacta.

La resonancia magnética ha llamado la atención de muchos investigadores, fascinados por las múltiples posibilidades de manipulación sobre el contraste. En los primeros años de la RM se creía que se podría obtener un contraste de imagen de tal calidad que los problemas con la delimitación de las lesiones o incluso su tipificación desaparecerían.

El entusiasmo inicial fue rápidamente reemplazado por la desilusión y la decepción parcial. Todavía no está claro si el método en sí mismo no es capaz de descubrir todos los estados y enfermedades que se preveían o si la mala comprensión de la base teórica de la RM ha conducido a un uso equivocado de la misma.

Hoy en día muchos de los primeros errores y malentendidos se pueden explicar. Sin embargo, hay suficiente espacio para nuevos errores. Se han extendido "mitos urbanos" acerca de la intensidad del campo magnético, su resolución espacial y el contraste.
LOS FACTORES DE CONTRASTE EN LA RM:

El contraste en las radiografías convencionales y las imágenes de TC se basa fundamentalmente en las pequeñas diferencias de densidad. Sólo puede ser cambiado mediante la adición de agentes de contraste tales como bario y sustancias yodados que influyen en la densidad de electrones dentro de un determinado órgano.

La RM posee muchos más factores y parámetros que influyen en el contraste que otras técnicas de imagen. Se pueden comparar las imágenes obtenidas mediante rayos X con la radiodifusión y la RM con la "televisión a color": el primero se basa en un factor, el sonido, el segundo en el sonido junto con imágenes coloreadas en movimiento.

Es una forma de explicar por qué el contraste de imagen en RM es más complejo que el de cualquier otra modalidad de imagen médica.
TR – el tiempo de repetición:
Los núcleos están expuestos a pulsos repetidos de RF que causan una caída libre de la inducción de una amplitud inicial específica. Si el tiempo de repetición entre dos pulsos sucesivos es menor que 5×T1 la magnetización no se habrá recuperado completamente y la intensidad de la señal será menor que la amplitud inicial. El pulso de 90° satura el sistema de spines durante un cierto tiempo, si se transmite otro impulso de RF durante este período se recibirá una señal más baja. Por lo tanto las señales de equilibrio y, a su vez, el contraste de la imagen serán diferentes dependiendo de la longitud de TR.
Comportamiento de la señal de intenidad (SI) en una secuencia de pulsos de saturación parcial, la cual muestra la dependencia de intensidad de señal de la materia blanca (WM), la materia gris (GM), y el liquido cefalorraquídeo (LCR) en un campo de 0,5T.

Si el tiempo de repetición elegido es lo suficientemente largo, la intensidad de señal difieren por el factor de densidad de protones solamente (WM: 72%, GM: 82%, CSF: 100%).
TE – el tiempo de eco

Los elementos principales de una secuencia de espín-eco (SE) son un pulso de 90°seguido por un pulso de 180° después de un intervalo de tiempo τ que producen un eco de spin después del tiempo de eco TE . La caída de señal depende de los tiempos de relajación y la densidad de protones (ρ) del tejido respectivo. Las curvas de intensidad de la señal llegan a cero de manera más rápida o más lenta, en función de la composición del tejido.
En la secuencia spin-echo la curva de caída de la materia gris,
la materia blanca y la enfermedad con alta intensidad de campo
(B 0 = 1,5 T).

La intensidad relativa de la señal, SI, frente a tiempo de eco, TE, en un momento dado de repetición TR = 2000 ms. SI de los diferentes compuestos disminuye con el tiempo TE.

Las características más interesantes de estas curvas, sin embargo, son los puntos de intersección. En estos puntos, los tejidos cerebrales respectivas son isointensos y no hay contraste entre ellos: son indistinguibles. Muchas patologías poseen intensidades de señal similar al tejido normal del cerebro en las imágenes y por lo tanto son invisibles en las imágenes con TE corto (imágenes en T1 y de forma intermedia ponderadas)
Tanto TE y TR influencia contraste en una secuencia de eco de espín. La fuerza de la señal de partida (= intensidad) y el contraste dependen del tiempo TR repetición.las imágenes a, b, y c: tiempos de repetición a corto plazo (TR = 500 ms) enfatizar T1-ponderación. gráfico de fondo y las imágenes d, e, y f: largos tiempos de repetición (TR = 1500 ms) enfatizan T2-ponderada. En las imágenes cerebrales, los puntos de cruce de contraste no se trasladan a los valores de TE cortos cuando se aumenta TR.
Secuencia de eco de gradiente (SPOILER GRE) a través del cerebro de un voluntario normal.

TR = 400 ms; TE = 20 ms. B0 = 1,5 T.

Debido a las tres variables disponibles, hay posibilidades casi ilimitadas para cambiar el contraste de la imagen. En general, a bajo ángulo de flip la densidad de protones domina la señal pero al contrario, a alto ángulo de flip T1 se vuelve más importante.

Imagenes: (a) α = 15º; (b) α = 30º ; (c) α = 45º; (d) α = 60º; (e) α = 75º
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