Source: https://www.scribd.com/doc/41583737/capitulo1p
Timestamp: 2018-03-18 14:13:54+00:00

Document:
capitulo1p
Uploaded by Rubén Darío Terán
/ Técnica de la Imagen por Resonancia Magnética • 9
JAVIER LAFUENTE MARTÍNEZ Y LUIS HERNÁNDEZ MORENO Hospital General Universitario Gregorio Marañón. Madrid.
GENERALIDADES Y CONCEPTOS BÁSICOS DE RESONANCIA MAGNÉTICA (RM)
La imagen por resonancia magnética (IRM) es un método tomográfico de emisión cuyas principales ventajas sobre otros métodos de imagen son: a) su capacidad multiplanar, con la posibilidad de obtener cortes o planos primarios en cualquier dirección del espacio; b) su elevada resolución de contraste, que es cientos de veces mayor que en cualquier otro método de imagen, c) la ausencia de efectos nocivos conocidos al no utilizar radiaciones ionizantes, y d) la amplia versatilidad para el manejo del contraste. La IRM se basa en la excitación de los núcleos de uno de los tres isótopos del hidrógeno, el 1H, previamente introducidos en un potente campo magnético estático, denominado B0. La intensidad del campo magnético que se utiliza para la obtención de imágenes médicas en RM oscila entre 0,012 y 2 Teslas. Los imanes para producir ese campo magnético pueden ser permanentes, resistivos, superconductivos o mixtos. Los imanes que producen campos magnéticos altos, a partir de 0,5 T, son superconductivos. Los protones magnetizados en el campo magnético (CM), en estado de relajación, adquieren dos orientaciones: de baja y alta energía, o paralelos y antiparalelos respectivamente. Simultáneamente, los momentos magnéticos de los protones realizan un movimiento de precesión alrededor del eje del campo magnético. La frecuencia de precesión depende de la intensidad del campo. Para un CM de 1T la frecuencia de precesión es de 45 MHz. Esta aumenta o disminuye de manera proporcional al CM, de tal manera que en un CM de 0,5 T la frecuencia de precesión es de 22,5 MHz y en 2T de 90 MHz. En una pequeña proporción, predominan los protones de orientación paralela o de baja energía, formándose en la muestra un vector de magnetización neto, orientado en la dirección del campo magnético. En esta situación, los protones están en
estado de magnetización y relajación. Cuanto más intenso es el CM, mayor es la proporción de paralelos sobre antiparalelos, y el vector neto es mayor. Como únicamente se puede medir magnetización en el plano transversal, la muestra es expuesta a pulsos de radiofrecuencia, junto a gradientes de campo magnético variables, que inclinan el vector de magnetización de la loncha o volumen seleccionado hacia el plano transversal. La radiofrecuencia es devuelta en forma de señal eléctrica oscilante (Fig. 1), generalmente en forma de eco. Estas señales, codificadas en fase y frecuencia mediante gradientes, se utilizan para formar la imagen. La amplitud del eco se reflejará en el menor o mayor brillo de la imagen final, y depende preferentemente de la densidad protónica, la relajación T1 y T2, y en menor medida de otros factores como el flujo, la perfusión, la difusión y la transferencia de la magnetización.13
Fig. 1. Señal de resonancia magnética. El vector de magnetización se inclina 900, desde el eje z, paralelo al CM, hasta el plano transversal “x,y”. Su precesión produce una corriente eléctrica alterna o señal de RM sobre una bobina receptora.
En este caso. la recuperación del vector de magnetización longitudinal es más rápida. Secuencias de eco de gradiente con ángulo limitado (EG) Este tipo de secuencias abarcan un amplio y diverso grupo cuya principal característica es la obtención del eco mediante la aplicación de gradientes alternantes o inversos. CAPÍTULO 1 / Técnica de la Imagen por Resonancia Magnética • 11 Fig. seleccionando una potenciación en DP. más conocida y.13 El contraste de la imagen. Para la obtención de estas señales de eco puede ser necesaria la aplicación de uno o más pulsos de refase de RF. la grasa. Durante la relajación longitudinal. esto obliga a aumentar el número de adquisiciones. y por lo tanto su separación durante la relajación es mayor que en SE. Esquema de la secuencia IR. generalmente dos. que determina no sólo el contraste de la imagen sino que posibilita la eliminación de la señal de determinados tejidos. Posteriormente. la secuencia continúa como en SE. y. al plano transversal. Esta secuencia produce un contraste estándar entre tejidos. Esta es superior a la de cualquier otro método de imagen diagnóstica. 5. además de los parámetros TR y TE. Para crear una imagen es necesaria la aplicación de pulsos de excitación de RF durante el proceso de relajación. en vez de pulsos de refase de RF de 1800. incluso puede suprimirse la señal de diferentes tejidos. que depende preferentemente de la DP. La señal es más baja y las imágenes son más ruidosas. T1 y T2.4 Fig. La intensidad de la señal de RM va a depender únicamente del componente transversal (Mxy). hacen de este método diagnóstico una herramienta excepcional en el diagnóstico médico. Se denomina secuencia a esta repetición o serie de ciclos de pulso o pulsos y gradientes asociados. Tras la aplicación de un pulso de excitación menor de 900 la relajación longitudinal se completa más rápidamente (a). 31 Cuando el ciclo de pulsos contiene más de una señal de eco. Con ángulos menores de 900. la aplicación de un pulso de 900 en el momento a. Los pulsos de refase de 1800 corrigen las heterogeneidades del campo magnético. T1 o T2. Utilizando un TI largo también se puede eliminar la señal de tejidos con un T1 largo como. debido a la interacción protón-protón. Su inconveniente principal es la necesidad de aplicar tiempos de repetición más largos. 256. debido a que las curvas de relajación longitudinal comienzan desde un valor doble. la disminución en los tiempos de exploración junto con mejoras en la resolución espacial. Los dos ecos para formar las imágenes de DP y T2 se obtienen en el mismo TR tras un único pulso de excitación. de modo que puede descomponerse en una componente longitudinal (Mz) y otra transversal (Mxy) (Fig. La principal ventaja de esta secuencia es la obtención de imágenes con una fuerte potenciación en T1. Esta secuencia se denomina FLAIR (Fig. doble eco o dual echo. aplicándose posteriormente un pulso de 1800 para el refase y producción del eco (Fig. Esta posibilidad es útil para eliminar la señal de tejidos con un T1 muy corto como. que marca la curva de decaimiento T2*. se aplica un pulso de 900 para inclinar el vector de magnetización al plano transversal y poder medir la señal. 5b). Secuencia inversión recuperación Los ciclos de pulsos de la secuencia inversión recuperación (IR) se inician con un pulso de excitación de 1800. por ejemplo. Curvas de relajación T1 en la secuencia IR. 2). Habitualmente. Si se aplica en el tiempo b. es necesario repetir estos ciclos 64. La aplicación del pulso de inversión cuando el vector de un tejido está pasando por 0.15. se añade por lo tanto un tercer parámetro: el tiempo de inversión (TI) o tiempo de aplicación del pulso de 900. al partir de una posición más cercana al eje z. dependiendo de la longitud del TR. siendo posible la aplicación de TR cortos sin saturar la muestra (Fig. mientras que en las secuencias EG el Fig. En este momento.10 • RM del Sistema Musculoesquelético La diferencia de señal entre los diferentes tejidos traduce la resolución de contraste. que invierte el vector de la magnetización longitudinal. Uno de los inconvenientes de la IRM es el largo tiempo de exploración. desde cualquier valor positivo o negativo. en la secuencia SE el tiempo de adquisición de imágenes potenciadas en T1 y T2 puede variar de 1 a 10 minutos. 4. de fácil reconocimiento. 4). que permiten la utilización de TR mucho más cortos que en SE. el LCR. Esta combinación de ángulo limitado y refase por gradientes permite acortar el tiempo de adquisición de la imagen de una manera notable. en menor medida. En la IRM. Junto a los pulsos de RF es necesaria la aplicación de gradientes de campo magnético para la localización y codificación espacial de la señal. seguido de uno o dos pulsos de refase de 1800 para obtener uno o dos ecos respectivamente (Fig. Tras un pulso inicial de 900 aparece la FID. Secuencia espín-eco La secuencia más elemental. El conjunto de cada pulso de excitación de RF y los pulsos o gradientes de refase posteriores necesarios para producir una señal medible se denomina ciclo de pulsos. que controla la cantidad de desfase del componente transversal de la magnetización. 4). La aplicación de un ángulo menor de 90º inclina el vector de magnetización. junto a la capacidad multiplanar. 5a). Inmediatamente después. La utilización de TR largos prolonga el tiempo de adquisición. En IRM. 3. y la potenciación en T2 con un TR largo y un TE largo. Típicamente. con cada eco se forma una imagen. no aleatorias. En las secuencias SE se aplica un pulso de RF de 180º para refasar los protones.17. la más utilizada en IRM. Secuencias de lectura Aunque existen decenas de siglas y acrónimos de secuencias. La aplicación de un pulso 1800 en un tiempo TE/2. Esquema de la secuencia SE monoeco. probablemente todavía hoy. Pulso inicial de 1800 que invierte la magnetización longitudinal. tras un tiempo denominado TI. Pulso de RF de ángulo limitado. la señal y el contraste entre tejidos pueden ser manejados por el operador según las diferentes potenciaciones de las secuencias. Los ecos obtenidos decaen exclusivamente por la relajación T2 de los tejidos. Durante su relajación. Con TR cortos es necesaria la utilización de ángulos de excitación menores de 900. para no saturar la muestra. Esta posibilidad de manejo de los contrastes. y b) tiempo de eco (TE). Esta variante de la secuencia IR se denomina STIR o inversión recuperación con un tiempo de inversión corto (Fig. se mide la señal obtenida. Durante el proceso de relajación se aplica un pulso de 900 que traslada la magnetización longitudinal.33. por ejemplo. debido a que parte de valores más cercanos al estado de relajación (b). suprime su señal. menores de 900. 2. 512 ó 1024 veces para rellenar el espacio K o matriz de datos crudos y la posterior reconstrucción de la imagen. 128. BUSCAR . en el que su magnetización longitudinal tiene un valor 0. se suprime la señal de un tejido con un T1 largo (FLAIR). o bien de gradientes. el componente transversal es menor. El esquema básico de la misma consiste en un pulso de excitación inicial de 900 para inclinar el vector de magnetización longitudinal al plano transversal.16. suprime la señal de un tejido con un T1 corto (STIR). el ciclo continúa como en la secuencia SE. Junto a este tipo de refase se utilizan ángulos de excitación limitados. han sido objetivos preferentes en la evolución tecnológica de este moderno método de imagen médica. para que la relajación longitudinal se complete. del número de pixeles de la matriz en la dirección de la codificación de fase y del número de adquisiciones o NEX. La potenciación en T1 se obtiene combinando un TR corto y un TE largo. la mayoría son modificaciones y variantes de las secuencias básicas que se van a describir a continuación. las heterogeneidades en los campos magnéticos locales producidas por diferencias de susceptibilidad magnética de los tejidos. 26. 3). se denomina secuencia multieco.38 En la secuencia IR. Desde la utilización práctica de la resonancia magnética como método de imagen diagnóstica a comienzos de la década de los ochenta. En IR el contraste de la imagen y la señal del fondo pueden malinterpretarse debido a que la reconstrucción de la imagen puede realizarse de dos modos: real o modular. generalmente en forma de eco. Fig. 39 El acortamiento del TR es uno de los mecanismos de reducción del tiempo de exploración. que controla la cantidad de relajación longitudinal. Como contrapartida. con un pulso de 900 y otro de 1800 para la obtención del eco. es la secuencia espín-eco. la potenciación en DP con un TR largo y un TE corto. se regula manejando los parámetros: a) tiempo de repetición (TR). eco de espín o SE.
10). positivos y negativos. En EPI. que producen otros tantos ecos. ángulos pequeños y TE más largos la potencian en T2. El número de ecos se denomina longitud del tren de ecos. 7. en la dirección de codificación de frecuencia (Gx). proporcional al TF. debiendo situar las líneas centrales del espacio K alrededor del TE seleccionado. En estas secuencias. los ecos se obtienen a partir de la FID. Secuencia SE multieco. o de codificaciones de fase bajas. El eco se obtiene mediante la aplicación de un gradiente de lectura alternante o bipolar. debido a que los gradientes para la formación de los ecos no cancelan los efectos de las heterogeneidades del campo magnético y los efectos de susceptibilidad magnética. con menos efecto T2*. el espacio K se rellena con múltiples disparos (multi-shot). Al igual que en TSE. 8). Para la técnica de disparo único (single-shot). en dos grandes grupos. igual que en SE. que rehace la coherencia de fase. En las secuencias EG se puede producir el eco a partir de la FID o a partir de un eco más lejano. Secuencia turbo espín-eco (TSE) La secuencia turbo espín-eco (TSE) o fast spin-echo (FSE) es una secuencia rápida desarrollada comercialmente a partir de la secuencia RARE. En EPI. Cada eco de un TR sirve para rellenar una línea del espacio K. los ecos también pueden obtenerse a partir de un eco del espín (SE-EPI). En su forma más pura se adquieren todos los perfiles o vistas tras un único pulso de excitación (single-shot o snapshot). un tren de ecos de 8 reduciría teóricamente el tiempo de adquisición por un factor de ocho. o lo que es lo mismo al número de líneas del espacio K que se rellenan en cada TR. Las consecuencias son: a) una alta sensibilidad a artefactos por sus- Fig. como modificación de la secuencia SE multieco. Por ejemplo. uno o dos. Esquema de un segmento o TR en TSE. puede saturar algunas estructuras y disminuir la capacidad de detección de la patología. Refase por gradientes en EG. 8). además. como sucede con los pulsos de refase de 1800 en la secuencia SE. del orden de 25-40 mT/m en menos de 200 µs. SE-EPI puede combinarse con pulsos de inversión previos (IR-EPI). se produce en la dirección de la codificación de fase. El refase por gradientes reduce notablemente el espaciamiento entre ecos. Las secuencias EG se pueden dividir. En la secuencia SE convencional cada eco. Se puede decir. Al igual que en TSE. y la posterior formación de dos o más ecos de espín producidos por pulsos de refase de 1800(Fig. Por ello. con una estructura similar a la de una secuencia SE. Cuando el número de cortes no es un factor limitante. debido a que existen tantos tiempos de eco como ecos. Por último el efecto de transferencia de la magnetización. El contraste obtenido en la secuencia TSE es en general similar al de una secuencia SE convencional. ya que son las líneas centrales. La formación del eco a partir de la FID permite tiempos de eco muy cortos. Ejemplo de secuencia SE multieco con tres pulsos de refase de 1800. La característica básica de esta secuencia es que cada eco se codifica con una fase distinta (Fig. En EG-EPI la potenciación es muy fuerte en T2*. en la que todas las codificaciones de fase se producen tras un único pulso de excitación. La aplicación de ángulos entre 400 y 600. La consecuencia inmediata es una disminución drástica del tiempo de adquisición.5 Esto es debido al efecto denominado acoplamiento J. 21 El ciclo de pulsos de esta secuencia se caracteriza por la aplicación de un pulso de excitación de 900. cada línea del espacio K se adquiere en un TR distinto. en la se adquiere únicamente una parte del espacio K tras cada pulso de excitación (segmentación del espacio K). genéricamente.12 • RM del Sistema Musculoesquelético CAPÍTULO 1 / Técnica de la Imagen por Resonancia Magnética • 13 Fig. Fig. potencia la imagen en T1. y con una matriz de baja resolución. Por el contrario. El centro del eco (TE) coincide con el centro del gradiente. El gran desplazamiento químico obliga a efectuar la supresión de la grasa. Este tipo de secuencia es la base de TSE. el factor de aceleración depende del número codificaciones de fase por TR. y estudios cardiacos con secuencias de 10-12 imágenes por segundo. El detalle puede mejorarse aplicando técnicas de HF en TSE segmentado. y TE cortos. si cabe. En TSE. en la utilización convencional de la secuencia se adquieren entre 4 y 32 ecos (siempre más de 2). Secuencia TSE. La secuencia TSE se puede combinar con prepulsos de preparación de la magnetización. 6). el nú- BUSCAR . ETL. como un pulso de inversión de 1800 (IR-TSE). Típicamente.40 Estas secuencias se denominan spoiled gradient-echo. por lo tanto. en las aplicaciones actuales en estudios de cuerpo el relleno del espacio K en la secuencia EPI se realiza de forma segmentada. igualmente producido por la aplicación de múltiples pulsos de refase de 1800. Para la obtención de imágenes puras T1 es necesario destruir cualquier magnetización transversal residual antes de cada pulso de excitación que pudiera “contaminar” el siguiente ciclo. 7). esto es. En el sistema músculo-esquelético son posibles los estudios cinemáticos articulares. Cada eco se codifica con una fase distinta. desarrollada por Mansfield en el año 1977.19. el manejo del TE es similar. el tiempo de eco se denomina TE efectivo (TEef). al contrario que en las demás secuencias. DP o T2.3. En las secuencias EG. con un desfase (lóbulo negativo) que destruye la FID. 12 La técnica de múltiples disparos (multi-shot). Las diferencias existentes son principalmente un aumento del brillo de la grasa aún en imágenes potenciadas en T2. 9).25 La alta resolución temporal de EG-EPI single-shot permite efectuar estudios funcionales y de perfusión cerebrales. eco se forma por un mecanismo diferente: la aplicación de un gradiente. Técnica EPI: la FID se descompone en múltiples ecos de gradiente mediante la aplicación muy rápida de gradientes alternativos. ceptibilidad magnética. El número de líneas que se rellenan en cada TR se denomina segmento (Fig. de tal manera que se pueden adquirir cuatro ecos de gradiente en el mismo tiempo que un eco del espín en TSE. o con técnicas de saturación de la grasa (TSE-Spir). 6. echo train length. cuya utilidad es la potenciación en T2. Este hecho y sus consecuencias sobre el tiempo de adquisición de la imagen serán discutidos posteriormente. b) un desplazamiento químico mucho mayor que en cualquier otra secuencia que. depende preferentemente del ángulo de inclinación y del TE. para aumentar el contraste de la imagen. aplicando muy rápidamente gradientes de lectura alternativos de signo inverso (EG-EPI) (Fig. el tiempo de adquisición de la imagen es inversamente proporcional al número de ecos o longitud del tren de ecos. generalmente en la dirección del eje x (Gx) (Fig. Otras diferencias son la aparición de artefacto por emborronamiento cuando se utilizan tiempo de eco largos. factor turbo o TF.2 Secuencia eco-planar La secuencia eco-planar (EPI) es un una forma de adquisición ultrarrápida. 9. al igual que en SE e IR. Esquema básico de EPI. En TSE. incluso con gradientes estándar. cuya causa es la aplicación de múltiples pulsos de refase de 1800. es la más utilizada actualmente para la adquisición de imágenes diagnósticas. y su relleno del espacio K. la potenciación es en T2* y no en T2.23 Sin embargo. La rapidez de la secuencia deriva de la adquisición de múltiples líneas del espacio K tras el pulso de excitación. Esta forma de EPI es la base de la fluoroscopía por RM. la adquisición de la imagen puede durar 50-100 ms. Este efecto pude obviarse con la aplicación de técnicas de supresión grasa. y un posterior refase (lóbulo positivo) en el eje de codificación de frecuencia (Gx). que en todas las secuencias de RM la rapidez de la adquisición es inversamente proporcional a la calidad de la imagen. pero únicamente el tiempo de eco de los centrales en el espacio K determina el contraste de la imagen. las que aportan el contraste global a la imagen. aunque pueden llegar a 256 en su modalidad single-shot. más manifiesto en la secuencia EPI. Por lo tanto. 8. se aplican gradientes muy intensos y rápidos. En estas condiciones. obtenidos en un TR tienen la misma codificación de fase. y c) una SNR pobre. el contraste de la imagen y su potenciación en T1. cada TR corresponde a una codificación de fase o relleno de una línea del espacio K. en cada TR se rellenan tantas líneas del espacio K como ecos. En estas secuencias. Fig. según se forme el eco a partir de la FID o del eco de espín. Esta técnica puede realizarse en la mayoría de las máquinas actuales. hasta la década de los noventa no ha tenido aplicaciones clínicas de rutina. debido a la aplicación de pulsos de refase de 1800 (Fig.
Es necesario adquirir tantas codificaciones de fase como filas tenga la matriz. las filas. los protones se refasan progresivamente. las columnas. de tal manera que en RM frecuencia equivale a localización espacial. denominada frecuencia de muestreo. 15c). que se invierte a lo largo del eco. los protones se desfasan 7200 en sentido vertical. 14). Durante la lectura del eco se adquiere información de todas las columnas de la matriz. La codificación 127 supone que los protones se han desfasado 128 veces 3600 en sentido vertical. En ella. Por lo tanto. se descompone en sus múltiples frecuencias y sus correspondientes intensidades mediante la transformación de Fourier (FT). 11 El contraste en la secuencia GRASE está condicionado por los ecos de espín más que por los ecos de gradiente. a) Codificación de fase 0: los protones de este corte esquemático del cráneo tienen la misma fase en sentido vertical.10 El factor de aceleración es el producto del factor turbo multiplicado por el factor EPI (Fig. a su vez. Durante la lectura y muestreo del eco. Esquema de la secuencia GraSE. que produce diferentes frecuencias en sentido horizontal. El muestreo se efectúa con una determinada frecuencia. Codificación de fase La otra dimensión de la imagen. mediante pulsos de 1800. 11). Esquema del gradiente de lectura. Secuencia GraSE La secuencia GraSE (gradient and spin-echo) es la secuencia rápida más compleja y moderna. En el centro del eco. todos los protones del corte tienen la misma fase y frecuencia (Fig. 13. Durante el eco. los protones de la muestra tienen una frecuencia diferente en sentido horizontal. Posteriormente. 15a). Cada codificación de fase se denomina también vista o perfil. Codificación de frecuencia. En una secuencia SE convencional se codifican todas las columnas tras un único pulso de excitación de radiofrecuencia de 900. 12. En los extremos del gradiente el desfase es máximo Reconstrucción de la imagen Para la formación de la imagen como una matriz de pixeles. Esta se efectúa aplicando un gradiente de campo magnético durante la lectura del eco. Tras un pulso de excitación se obtienen múltiples ecos de espín por refase. de tal manera que los protones de las distintas columnas precesan con una frecuencia diferente según el campo magnético percibido. se adquieren múltiples vistas o perfiles en cada TR con una codificación de fase distinta. en la que no se ha aplicado gradiente en sentido vertical. el desfase es de 7200 (Fig. En la primera codificación de fase los protones se desfasan 3600 desde el extremo inferior hasta el superior de la imagen. Fig. que determina una frecuencia espacial diferente. Al igual que en TSE y EPI. y b) por la aplicación del gradiente durante la lectura del eco. BUSCAR . La información necesaria para independizar las filas se adquiere codificando en fase los protones de la muestra. Antes de la señal de eco se aplica un gradiente que desfasa los protones en sentido horizontal. por lo que la curva de decaimiento es T2 en vez de T2 *. de tal manera que en el centro del eco el desfase es 0 (Fig. Fig. se obtiene codificando en fase secuencialmente el espacio K. mero de disparos equivale al número de segmentos. 12). El número de ecos de espín equivale al factor turbo. Fig. en múltiples ecos de gradiente mediante cambios de polaridad muy rápidos del gradiente de lectura. En la codificación de fase 0. Separación de las filas y columnas de la matriz mediante la aplicación de gradientes en los ejes “x” e “y” respectivamente. 13). Este gradiente varía las frecuencias en sentido transversal. pero con una fase diferente. En la segunda codificación de fase. La diferencia entre cada una consiste en la distinta fase de los protones del corte tomográfico en sentido vertical. 10. El eco es una señal analógica que debe ser muestreada para su conversión analógico-digital. Cada vista contiene información de todo el corte. Fig. El gradiente para la codificación de frecuencia se aplica durante la obtención del eco mediante un gradiente de desfase al comienzo. 14. pasa por un desfase igual a 0 en el punto medio y alcanza un desfase máximo en sentido inverso al final (Fig. Esquema básico de SE-EPI. 15. La señal de eco tiene una amplitud creciente primero y decreciente después por dos motivos: a) el refase mediante el pul- Fig. por lo tanto. 15b). c) Codificación de fase 2: un gradiente más intenso que en la figura 15 b. es un relleno de múltiples líneas del espacio K por cada TR. En cada codificación de fase sucesiva los protones se desfasan otros 3600. por ejemplo. Combinación de ecos de espín y ecos de gradiente. en vez de la FID. para independizar las filas y columnas (ejes x. SE-EPI: en este caso es el eco de espín. Expresándolo gráficamente podríamos decir que se ha dado una vuelta de 3600 a la fase de los protones (Fig. la señal obtenida se codifica en fase y frecuencia. Es posible adquirir imágenes de alta resolución con tiempos relativamente cortos. en la secuencia SE convencional se obtiene tras un único pulso de excitación. Codificación de frecuencia La codificación de frecuencia permite separar una de las coordenadas de la matriz como.14 • RM del Sistema Musculoesquelético CAPÍTULO 1 / Técnica de la Imagen por Resonancia Magnética • 15 so de RF de 1800 y el posterior desfase. los protones del corte tienen diferentes frecuencias en sentido horizontal. Obtención de la imagen en RM. el gradiente tiene un valor igual a 0 y la frecuencia es 0. En cada punto o momento de muestreo del eco. En todos los TR sucesivos se repite el proceso sin variaciones. Cada eco de espín se descompone. Fig. se combinan las secuencias TSE y EPI.y) (Fig. el que se descompone en múltiples ecos de gradiente. Cada eco de espín (componente TSE) se descompone en múltiples ecos de gradiente (componente EPI). y el número de ecos al factor turbo. a cada columna le corresponde una frecuencia. El gradiente produce un desfase máximo al inicio del eco. 11. El principio. El número de ecos de gradiente es el factor EPI. b) Codificación de fase 1: mediante la aplicación de un gradiente los protones se desfasan 360 0 en sentido vertical. En este instante la fase y frecuencia de los protones es igual en todo el corte. 10. Durante la lectura del eco se aplica un gradiente negativo-positivo.
Este hecho se produce porque los tejidos son heterogéneos y no se cancela la señal de todos los protones que tienen una dirección opuesta. y la aparición de artefactos por movimientos voluntarios o involuntarios. Los extremos aportan el detalle pero contribuyen escasamente a la señal. mientras que las codificaciones extremas determinan el detalle fino. Señales de los ecos y su ordenación en el espacio K. especialmente para la obtención de imágenes potenciadas en DP y T2 que necesitan un TR largo. han de efectuarse también 256 codificaciones de fase. hay que considerar el bajo número de pacientes que se pueden explorar. 19). De acuerdo con lo expuesto hasta el momento. 16). Espacio K La matriz de datos crudos. La TF del espacio K es la imagen final y viceversa. Fig. Sin embargo. En las imágenes diagnósticas es deseable una relación SNR lo mayor posible. espacio de Fourier o espacio K es un término confuso para la mayoría de los usuarios de RM. Los ecos de cada TR difieren entre sí porque tienen una codificación de fase distinta. con una adquisición y según la fórmula anterior: 2000 ms x 1 NEX x 256 = 8 min. Cada fila representa un eco. Además. Los ecos obtenidos con una codificación igual pero de signo inverso. aleatorio. y en sentido descendente desde -1 hasta -128. más calidad tendrá. contornos y objetos groseros. Cada línea del espacio K corresponde a una señal de eco. las diferentes partes del espacio K tienen una correspondencia con las frecuencias espaciales en la imagen. la amplitud de los ecos es máxima en las líneas centrales del espacio K. o con el propósito de reducir los artefactos por movimiento CAPÍTULO 1 / Técnica de la Imagen por Resonancia Magnética • 17 que el espacio K sea simétrico desde su línea central o codificación de fase 0 hacia los extremos. Estos ecos centrales contribuyen no sólo al contraste de la imagen sino a la mayor parte de la señal. Convencionalmente. Fig. con matrices grandes (el voxel es menor en una matriz de 512x512 que en una de 256x256). 17. 16. Las sucesivas líneas en sentido ascendente representan las codificaciones de fase numeradas desde +1 hasta Fig. aunque es un concepto relativamente simple cuya comprensión es cada vez más necesaria para una correcta utilización de las modernas secuencias en IRM. no es posible efectuar estudios 3D volumétricos con adquisición isotrópica en un tiempo razonable. se puede comprender por qué los tiempos de exploración en RM suelen ser largos. la señal puede ser distorsionada por la existencia de ruido. se ha establecido que en la línea central del espacio K se coloca la codificación de fase 0. 17). Cada eco. La parte central del espacio K aporta la mayor parte de la señal y contraste a la imagen final. Mediante una segunda TF se obtiene la imagen final. Los ecos con codificaciones de fase bajas (a) tienen una intensidad mayor que los ecos con una codificación de fase extrema (b). Los extremos aportan el detalle (Fig. que produce una desviación de sus valores. son simétricos pero invertidos. 16). Por convención. desde -128 a +127. compuesta de 256 muestras correspondientes a 256 frecuencias e intensidades distintas. Por ejemplo. La diferencia entre cada fila es que cada una se adquiere con una codificación de fase distinta. El tiempo de adquisición de una imagen en RM se calcula mediante la fórmula: T = TR x Nºcf x Nºadq donde: TR = tiempo de repetición entre los sucesivos pulsos de excitación Nºcf = número de codificaciones de fase +127 hacia un extremo. Los tiempos de exploración largos presentan múltiples inconvenientes. incluye información de todo el corte. Ello hace Ruido. 36 La intensidad de señal de un vóxel va a ser determinante en la calidad de la imagen. Consiste en una matriz o conjunto de números cuya TF es la imagen final. debido a una escasa cancelación de la señal de los protones (Fig. los ecos con codificaciones de fase extremas son muy débiles y apenas contribuyen a la señal global de la imagen. Por lo tanto. Por efecto de cancelación de la señal de unos protones con otros de fase opuesta. Las secuencias de ángulo limitado. como son la intolerancia por parte del paciente. Relación señal/ruido (SNR o Signal to Noise Ratio) El ruido se define como un componente no deseado. En el ejemplo anterior de una matriz de 256x256. Cuanto más intensa sea ésta.7. El centro del espacio K genera el contraste y la mayor parte de la señal en la imagen. Contraste y detalle en el espacio K. por ejemplo la codificación de fase +35 y la codificación -35. con una codificación de fase. Cada línea del espacio K corresponde al eco obtenido tras la aplicación de un gradiente de codificación de fase. Cada punto de cada línea de la figura corresponde a una frecuencia espacial determinada (Fig. Cada punto representa una muestra del eco con una codificación diferente en sentido horizontal. ni estudios dinámicos con contraste intravenoso. Esto se denomina simetría hermitiana o conjugada. como las secuencias EG. En un objeto perfectamente homogéneo se produciría una cancelación total. Por ejemplo. de tal manera que para la obtención de una imagen con una matriz de 256 x 256 hay que efectuar 256 codificaciones de fase. Como se ha mencionado anteriormente. mientras que las líneas extremas lo hacen sobre el detalle fino y la resolución espacial. no existiendo señal de RM para codificaciones de fase distintas de 0. El eje Kx representa las frecuencias espaciales horizontales y el eje Ky las verticales. la obtención de la imagen puede durar del orden de 8-16 minutos dependiendo del número de NEX. En las codificaciones de fase bajas (bajas frecuencias espaciales) el vector neto es mayor que en las codificaciones de fase altas (altas frecuencias espaciales). en cada línea del espacio K está contenida información de todo el corte o sección tomográfica. sobre todo si tiene claustrofobia o dolor. bien para obtener una relación S/R adecuada. También cada punto de muestreo del eco tiene su simétrico respecto al origen en el lado opuesto del espacio K. simetría y correlación con la imagen final tienen una gran importancia para la posterior discusión sobre la secuencia TSE. especialmente para las secuencias rápidas basadas en el relleno de más de una línea del espacio K tras un pulso de excitación. y se representa mediante puntos. donde el gradiente aplicado es mayor y por lo tanto se produce más desfase (Fig. por lo que cada punto de cada fila representa un punto diferente de muestreo de la señal compleja de cada eco (Fig. en una secuencia SE convencional potenciada en T2. Por último. Cada eco tiene su simétrico con la misma codificación de fase de signo contrario. en la que se utiliza un TR de aproximadamente 2000 ms. La letra K representa las frecuencias espaciales del objeto.16 • RM del Sistema Musculoesquelético Nºadq = número de adquisiciones o veces que la secuencia se repite. El eco obtenido es una señal oscilante compleja. En la imagen. También de pende de la secuencia de pulsos. que está compuesto de diferentes frecuencias y sus correspondientes intensidades (Fig. También los ecos son simétricos en su mitad ascendente y descendente. 19. Por lo tanto el espacio K es simétrico respecto al centro de coordenadas (Fig. 256 frecuencias en el caso de una matriz de 256x256. 18). Básicamente la imagen será más ruidosa cuanto más pequeño sea el voxel. En el mejor de los casos. lo que sucede en cortes finos (voxel menor en el eje z. Los datos cercanos a las líneas centrales corresponden a las bajas frecuencias espaciales y proporcionan información sobre el contraste. Los ecos de baja codificación de fase son más intensos. en las que el componente transversal de la magnetización Fig. deteriorando tanto la resolución de contraste como la resolución espacial. Aunque no existe una correspondencia entre la localización los puntos de cada línea del espacio K y la localización de los pixeles en la imagen final. el ruido aparece como un granulado que afecta a la calidad. Representación de la imagen y el espacio K. añadido a la señal. El espacio K también recibe la denominación de matriz de datos crudos o dominio de la frecuencia. y los ecos con una codificación de fase máxima en los extremos. 17). 17). y mucho menor en los extremos. el eco con una codificación de fase 0 se sitúa en el centro del espacio K. 18. BUSCAR . Las codificaciones con poco desfase determinan la resolución de contraste de la imagen. Estas consideraciones sobre el espacio K en cuanto a la intensidad de los ecos. Simetría conjugada o hermitiana del espacio K.
se rellenan todas las líneas y el píxel se mantiene cuadrado (Fig. 30 Es habitual una reducción del 20-25% de las codificaciones de fase. Por este motivo es frecuente la utilización de secuencias rápidas como TSE o GraSE. etc. En este tipo de secuencias se pueden utilizar tiempos de repetición de 30-50 ms. 29. En secuencias rápidas como TSE y Turbo eco de gradiente se puede alcanzar los 8-12 NEX.18 • RM del Sistema Musculoesquelético es menor que en la secuencia SE. utilizando anchos de banda menores. Si se logran mejorar éstos. Se mantiene un FOV cuadrado. reducción del número de adquisiciones. Ejemplo de relleno parcial. La S/R puede mejorarse modificando los siguientes parámetros: aumentando el TR. La imagen final tiene una SNR propia que está en función de la de cada eco individual. siendo sustituidas por valores 0. la S/R es menor. para la reconstrucción 2DFT la fórmula es: Medidas = Nx x Ny x NEX La SNR es proporcional a la raíz cuadrada de las medidas y no al número de medidas directamente. 37 Básicamente. aunque para evitar el artefacto de emborronamiento o el artefacto ringing no es aconsejable una disminución mayor del 20% (Fig. En general la SNR tiene una relación lineal con el CM: K B0 nes de fase necesario para aumentar la matriz hace que el tiempo de exploración en las técnicas de alta resolución sea largo. Se adquieren líneas alternas del espacio K. habiendo sido desarrolladas recientemente las secuencias denominadas turbo eco de gradiente (Turbo Flash. Los ecos centrales del espacio K tienen una gran amplitud. Estos últimos tienen una SNR más baja que los centrales. aunque el contraste permanece prácticamente invariable. siendo menor en la dirección z.y). y el grosor de corte. 21. “comprimiéndose” la matriz final. d) Relleno de más de una línea del espacio K en cada TR Existen otros métodos para reducir el tiempo de exploración. Fig. Básicamente depende del tamaño del voxel. En los parámetros de este estudio se puede observar que en la imagen de la derecha. Si se duplica el número de adquisiciones. disminuyendo el FOV. los ecos se obtienen mediante gradientes en vez de pulsos de RF de refase de 1800. En éstas se utilizan tiempos de repetición extremadamente cortos. El número de líneas no adquiridas depende del porcentaje de FOV rectangular. La primera de estas secuencias denominada FLASH (Fast low angle shot). Las medidas representan el número total componentes de la señal utilizadas en la reconstrucción de Fourier. en general. En porcentajes menores del 50% se mantienen las líneas centrales del espacio K. b) Reducción del número de adquisiciones El número de adquisiciones o de excitaciones es el número de veces que se recolectan los datos por cada codificación de fase. aumentando el número de adquisiciones (NEX). y se define: Ancho de banda = Nx tiempo de muestreo Fig. Turbo field eco. Esto junto al aumento del número de codificacio- Fig. Esto no quiere decir que la matriz tenga 256 columnas y 64 filas. se pueden utilizar cuatro procedimientos con este propósito: reducción del TR. La amplitud del eco tiene una influencia clara en la SNR. su contribución final a la imagen es escasa. En algunos equipos de Resolución espacial La resolución espacial o capacidad de diferenciar dos puntos cercanos y pequeños en la imagen. disminuyendo el tiempo de exploración en la misma proporción. disminuyendo el TE. FOV rectangular. 20. El ancho de banda de recepción representa el rango de frecuencias que cruza un vóxel. el FOV rectangular y Half Fourier. sin detrimento del contraste. Este porcentaje apenas afecta al detalle de la imagen.7. El efecto adverso en una drástica disminución de la S/R. A su vez. También depende de la frecuencia de operación o frecuencia del sistema ω0 (operating frecuency) y por lo tanto de la fuerza del CM. Es posible incluso la lectura de todo el espacio K con un único pulso de excitación (single shot o disparo único). y la señal es menor. Estas son sustituidas por un valor 0 (zero-filling). se han adquirido únicamente 64 líneas en una matriz de 256. con lo que es necesario efectuar un menor número de TR o ciclos. Ejemplo de partial scan o zero-filling. se desarrollan más ampliamente en la sección siguiente. en la que se han eliminado el 30% de las codificaciones de fase. fue desarrollada en 1986 por Siemens. CAPÍTULO 1 / Técnica de la Imagen por Resonancia Magnética • 19 Generalmente se sacrifican las codificaciones de fase extremas. reducción del número de codificaciones de fase. en teoría. por una baja SNR que obliga. Obsérvese en esta proyección coronal del tobillo la notable disminución del detalle en adquisición con porcentaje de barrido del 25%. relleno parcial o porcentaje de barrido del espacio K Con el objetivo de reducir el tiempo de exploración se puede suprimir la adquisición de algunas líneas extremas del espacio K o codificaciones de fase extremas. y que las líneas no adquiridas han sido sustituidas por valores nulos. 15).). al suprimir algunas líneas que aportan parte del detalle de la imagen existe una cierta disminución de la resolución espacial. La cantidad de líneas que no se adquieren está definida por el parámetro “porcentaje de scan”. a) Reducción del tiempo de repetición La reducción del tiempo de repetición conlleva la utilización de ángulos de excitación menores de 900 para no saturar la muestra y mantener una SNR aceptable. Evidentemente. A continuación se describen los métodos convencionales para disminuir el tiempo de exploración. aplicando técnicas 3D. siendo habitual la utilización de 1-4 NEX en las secuencias convencionales. el tiempo de exploración puede disminuir notablemente. todo ello encaminado a disminuir el tamaño del voxel. La relación entre el número de adquisiciones y la duración de la exploración es aritmética. que exige aumentar el número de adquisiciones. Como el voxel suele ser anisotrópico (la dimensión en el eje z es mucho mayor que en x. y por lo tanto de tres parámetros principales como son: el tamaño de la matriz. codificándose cada eco con una fase distinta. Métodos basados en el manejo avanzado del espacio K a) Partial scan. como son los basados en un relleno más rápido del espacio K. Existen varias técnicas en las que se reduce el número de codificaciones de fase. Este es el fundamento de las modernas secuencias: • Secuencia Turbo espín eco • Secuencia eco-planar • Secuencia de eco de gradiente y del espín (Gradient and spin-echo o GraSE) Todas ellas se basan en la obtención de múltiples ecos tras la aplicación del pulso de excitación. Cuando el ancho de banda es grande existe más ruido en la imagen. la resolución no es igual en todas las dimensiones. y aunque condicionan el detalle. c) Reducción del número de codificaciones de fase El número de codificaciones de fase afecta directamente al tiempo de adquisición de la imagen. cuya señal es muy débil. éste disminuye con anchos de banda pequeños. Debido a la utilización de ángulos de excitación limitados. De manera inversa. traduce la nitidez en la visualización de las estructuras. del orden de 10 ms. 21). Por ejemplo. El mínimo tiempo de exploración se consigue con 1 NEX. y el relleno de más de una línea del espacio K en cada TR. un porcentaje de scan del 30% supone que no se ha adquirido un 15% de lí- neas cada extremo del espacio K. Como siguen el esquema de un ciclo de pulso o TR por codificación de fase. 22. 32. con frecuencia. mientras que los ecos extremos son más débiles (Fig. con lo que. como la adquisición de un porcentaje de barrido. 20). y aumentando el tamaño del voxel. debido a que el ruido es constante. La resolución se puede aumentar utilizando matrices mayores (512x512 en vez de 128x128). En una matriz de 256x256. se mejorará la SNR de la imagen final. todas estas secuencias se ven penalizadas. Estas técnicas se basan en la adquisición de más de una línea del espacio K tras cada pulso de excitación. aproximadamente un 41%. Ejemplo de adquisición del 100% del espacio K (imagen izquierda) y adquisición únicamente del 25% (imagen derecha). se duplica el tiempo de exploración. Estas técnicas. Métodos para disminuir el tiempo de adquisición Desde el comienzo de la IRM. Estas secuencias de eco de gradiente con ángulo limitado han evolucionado de manera notable. esto es. BUSCAR . a un aumento del número de adquisiciones. el campo de medición o FOV. o disminuyendo el grosor de corte. Cuando se duplica el número de adquisiciones la SNR mejora en . han sido explorados muchos mecanismos encaminados a reducir el tiempo de exploración.
Fourier parcial). que aportan el contraste de la imagen. Fig. 23. 26). 27). Normalmente suele ser del 40-45% (Fig. Por ejemplo.7 Estas líneas adicionales sirven para la corrección de dichos errores. 24). Simetría hermitiana o conjugada del espacio K: cada punto de muestreo del eco a un lado del espacio K. en la práctica se adquiere algo más de la mitad. y barrido lineal de extremo a extremo (derecha). debido a los errores de fase a través de la muestra. debido a que se no se eliminan las codificaciones de fase extremas. Fig. Simetría hermitiana del espacio K. Con esta técnica. FOV rectangular. o adquiriendo segmentos que tengan codificaciones de fase únicamente positivas o negativas. 26. BUSCAR . Las imágenes generadas mediante Fourier parcial se basan en la denominada simetría hermitiana del espacio K ya descrita anteriormente (Fig. de manera incorrecta. 23).22 La disminución del tiempo de adquisición en la técnica de Fourier parcial es proporcional al número de líneas que se dejan de obtener. Si simultáneamente se mantiene un FOV cuadrado. entre un 60-75%. las codificaciones de fase bajas. es simétrica con respecto a la señal con la misma codificación de fase negativa. En algunas publicaciones se la denomina. Otra posibilidad es un relleno que comienza en el centro. La resolución espacial y el detalle en la imagen se mantienen. ya que se adquieren suficientes codificaciones de fase extremas (1 de cada 2 en un FOV rectangular al 50%) (Fig. El valor de un punto en un lado del espacio K es el complejo conjugado de su punto simétrico respecto al origen. el 40% restante se calcula a partir de las líneas adquiridas Fig. Ejemplo de un corte sagital del cráneo con un espacio K al 100% (imagen superior). acoplar el campo de medición a determinadas regiones anatómicas. 192 codificaciones de fase o perfiles y el tamaño del FOV final en la dirección de la codificación de fase disminuye en un 25%. como en la secuencia denominada RASE (Rapid acquisition spin-echo). Ambos puntos tienen un componente real del mismo signo y un componente imaginario de signo contrario. El detalle de la imagen se mantiene prácticamente intacto. Fig. para generar una imagen. Ejemplo de Fourier parcial al 60%: se adquieren el 60% de las líneas del espacio K. o del lado opuesto del espacio K. 28. 9 Aunque en teoría es posible la lectura de sólo la mitad del espacio K. el píxel se alargará en la dirección de la codificación de fase (píxel rectangular). Fourier parcial. Por este motivo. y la misma con un half scan al 60% (imagen inferior). así como para técnicas de alta resolución. En un barrido centro-extremos los ecos centrales se adquieren al principio (esquema inferior). simultáneamente. 25. se adquieren al comienzo del TR. con la codificación de fase 0. 27. Incluso existen otras combinaciones encaminadas a la obtención más rápida de imágenes. mientras que en el barrido lineal los ecos centrales se adquieren en la mitad del barrido (Fig. b) FOV rectangular Este tipo de relleno se basa en la adquisición alterna de líneas del espacio K. En la realidad esto no sucede. Por ejemplo. se aplica con frecuencia al estudio de estructuras y zonas anatómicas menos susceptibles a artefactos por movimiento. Existen combinaciones de todas las técnicas revisadas (porcentaje de scan. por lo que en la práctica se adquieren algo más de la mitad de las líneas (Fig. La calidad de la imagen es prácticamente igual.20 • RM del Sistema Musculoesquelético CAPÍTULO 1 / Técnica de la Imagen por Resonancia Magnética • 21 Los artefactos por movimiento son más acentuados. en la que el tiempo de adquisición es un 40% menor. Fig. La imagen con Fourier parcial o Half Fourier es un método de reconstrucción de la imagen que sólo adquiere los datos o ecos de aproximadamente la mitad del espacio K. con una adquisición al 50% la SNR se reduce por un factor. NEX fraccionado. La simetría es perfecta si el campo magnético principal y los gradientes son perfectamente homogéneos. manteniendo un píxel cuadrado. FOV rectangular. A esta forma de adquisición también se la denomina técnica de simetría de fase conjugada (phase conjugate symmetry). 27). y el FOV se “comprime” para rellenar estos huecos (Fig. que precisarían de tiempos de adquisición largos. el FOV y el tamaño del vóxel permanecen inalterados. puesto que si aparecen durante una fase de la adquisición.30 En el barrido centro-extremos (low-high). 24. Fig. Este método se utiliza para acortar el tiempo de adquisición y. también son duplicados con los datos sintéticos o calculados. Para la reconstrucción final de la imagen. La señal de eco obtenida con una codificación de fase positiva. 28). Inicialmente se obtiene el eco con una codificación de fase -127 y finalmente el eco +128 (Fig. Las líneas no adquiridas no se representan. TE corto y Fourier parcial. Esto produce un emborronamiento similar al caso anterior. 24). Ejemplo de FOV rectangular al 50%. Se adquiere una línea de cada dos. c) Fourier parcial o Half Fourier. tiene otro simétrico en el lado opuesto. Barridos del espacio K. Esta última denominación es erró- nea porque lo que se fracciona es el número total de codificaciones de fase y no el número de adquisiciones. La alternancia se efectúa a expensas de las líneas más alejadas del centro del espacio K para no comprometer la resolución de contraste ni la SNR. como es la utilización de una secuencia con un TR corto. Fourier parcial. o de un lado del espacio K. y alternativamente se obtienen los ecos hacia la periferia hasta alcanzar los extremos (barrido centro-extremos o low-high) (Fig. El campo final es rectangular. comparada con una lectura total del espacio K. (Fig. Representación del espacio K en forma de cuadrícula. al ser adquiridos ecos con mayor señal. Tipos básicos de lectura del espacio K: barrido centro-extremos (izquierda). Este barrido se puede efectuar alternado codificaciones de fase positivas y negativas en un segmento. La técnica de Fourier parcial se ve penalizada con una cierta pérdida de la SNR. RM es posible eliminar codificaciones fase extremas sin ser sustituidas por ningún valor. Intensidad de los ecos según el barrido del espacio K. El recorrido del espacio K desde una codificación de fase extrema hasta la opuesta pasando por el centro se denomina barrido lineal. En un barrido lineal los ecos centrales del espacio K se adquieren en el centro de la adquisición (esquema superior). que en ningún caso puede tener un valor inferior a la unidad. únicamente. 22). 25). en una matriz de 256 x 256 con un FOV al 75% se miden. Otras lecturas del espacio K En las secuencias que se basan en el relleno de varias líneas del espacio K por cada TR se pueden realizar dos tipos de barrido o relleno.
puede considerarse que el relleno espiral es la forma más eficiente de barrido del espacio K. obteniéndose imágenes de muy baja resolución. progresivamente siguiendo una espiral. Por ejemplo en una rotura meniscal. Para la reconstrucción final de todas las imágenes se utilizan los datos completos de la primera. inflamación. Estructura Músculo: Bazo: Hígado: Hueso. Por ejemplo. Durante la adquisición del volumen total. Habitualmente se utilizan TR más cortos. basada en las secuencias de EG. tendones: Grasa: Líquido: Líquido proteinaceo: Colecciones serosas: Procesos patológicos: edema. perfusión. especialmente si se localiza en la médula ósea. En la tabla siguiente se esquematiza la señal de algunas estructuras y patologías en T1 y T2. 18 donde mediante otras secuencias puede ser difícil la diferenciación entre edema y médula ósea. En su modalidad single-shot se utiliza con matrices de 64x64. Esta secuencia se aplica fundamentalmente para estudios dinámicos y funcionales. 29). utilizándose habitualmente para estudios dinámicos de cuerpo. calcificaciones. aplicando una 2ª codificación de fase en esta dirección. Las imágenes obtenidas son muy poco sensibles a los fenómenos de turbulencia por el flujo. 30 y 31). Lectura espiral del espacio K. mientras que la técnica multicorte se aplica de forma habitual en todo tipo de Fig. o en el que asiente. Corte axial de la pelvis SE T1. Esta secuencia rápida. la grasa se suprime aplicando el pulso de 900 cuando su magnetización longitudinal por el punto 0. De una manera elemental la mayoría de los tejidos patológicos. Mixoma intramuscular asociado a displasia fibrosa (Síndrome de Mazabraud). si cada TR tiene 8 ecos. esta se satura. Para esto se requieren TR muy largos con el fin de eliminar totalmente el efecto T1 (en SE aproximadamente 3000-4000ms). En el sistema músculo esquelético esta forma de supresión grasa es útil para el estudio de meniscos. 14 CAPÍTULO 1 / Técnica de la Imagen por Resonancia Magnética • 23 Técnicas con preparación del contraste Fig. son necesarios 32 TR o 32 segmentos para completar la adquisición. En este caso las lesiones son generalmente ligeramente hiperintensas. bien un corte por cada TR. Dependiendo de la técnica y la secuencia de pulso utilizada un tejido puede verse blanco. y en menor medida del flujo.y) puede ser muy alta. Masa hipointensa de bordes bien definidos en el músculo pectíneo y alteración de la señal del fémur adyacente. para estudios dinámicos o con respiración mantenida.22 • RM del Sistema Musculoesquelético Imagen Key-hole Esta modalidad de adquisición rápida de imágenes se inicia con una primera adquisición de alta resolución de todo el espacio K. la zona de BUSCAR . En cualquiera de sus modalidades.) se aplica un pulso de preparación consistente en un pulso de inversión de 1800. se utilizan secuencias EG. durante su recuperación longitudinal. El inconveniente principal es la complejidad de la reconstrucción de la imagen a partir de los datos obtenidos de este modo. inicialmente se adquieren los puntos centrales del espacio K. Fig. debido a cierto efecto T1. como se ha comentado anteriormente. Debido al largo tiempo de adquisición. etc. Una secuencia que se utiliza habitualmente con este propósito es la secuencia STIR. Este tipo de secuencia. cuyo TR es mucho más corto que en otras secuencias. La intensidad de la señal en DP depende de si la imagen está verdaderamente potenciada en DP. 30. Se adquieren inicialmente los puntos centrales del espacio K y. siendo necesario más de un pulso de excitación para el relleno total. la resolución es de 0. TFE etc. El tiempo de exploración es más largo. Posteriormente se adquiere el mismo corte repetidas veces con un porcentaje de barrido muy bajo. En los sistemas de medio y alto campo el este tiempo de inversión suele ser de 100-150 ms. Tras la aplicación de un pulso de inversión de 1800. por lo que la patología y las estructuras con una alta densidad protónica. En esta modalidad cada espiral se rota 900 con respecto a la anterior. y suele ser de 30 hasta 128. por lo que actualmente se utilizan para estudios vasculares y cardiacos.6. Su principal aplicación en ME es la detección de zonas con mayor cantidad de agua libre. En la adquisición 2D la resolución en la dirección del plano (x. SPIR. Corte axial de la rodilla SE T2.5. se denomina single-shot o disparo único. cartílago fibroso. como el edema. La primera forma de adquisición se aplica preferentemente en las secuencias rápidas. difusión. cartílago articular y para estudios realzados con gadolinio. hiperintensa y de estructura heterogénea. son discretamente hipointensas. desfasados 900 entre sí. secuencias. que aportan el detalle. Aplicando al comienzo de la secuencia pulsos de RF en la frecuencia de precesión de la grasa. Diagnóstico: liposarcoma mixoide. Sin embargo. tienen un T1 más largo y un T2 también más largo por lo que se ven oscuros en T1 y brillantes en T2 (Figs. en una matriz de 256. los más alejados del centro (Fig. Este tipo de lectura es menos sensible al decaimiento T2* y a los artefactos por movimiento. o bien varios cortes por cada TR (técnica multicorte). La principal ventajas de la técnica 3D es la adquisición de cortes muy finos sin el inconveniente de una drástica disminución de la S/R. Por ejemplo con un FOV de 150 y una matriz de 256. Los ecos de cada TR rellenan parcialmente el espacio K. Para esto es necesaria la aplicación de gradientes oscilantes rápidos en los dos ejes. 29. La forma de adquisición espiral segmentada se utiliza para reducir los artefactos por susceptibilidad magnética y obtener imágenes con mayor resolución. etc. para aumentar el contraste durante la adquisición de la imagen. Existe un relleno especial del espacio K consistente en una lectura espiral. en secuencias con un contraste estándar como puede ser en SE. 31. Con la técnica 3D se puede mejorar mucho la resolución en la dirección del grosor de corte. SEMIOLOGÍA BÁSICA La señal de RM y como consecuencia el contraste en las imágenes depende preferentemente de la DP. Naturalmente la intensidad de la señal de un proceso patológico depende del órgano o estructura de referencia. mientras que las demás aportan el contraste. tiene escasas aplicaciones en ME. Estas secuencias (CHESS. para reducir el tiempo de exploración. por lo que en la práctica clínica no ha sustituido al FOV rectangular o al barrido parcial. Los inconvenientes de esta técnica son los largos tiempos de exploración y una S/R baja (imágenes muy ruidosas)y una alta sensibilidad al movimiento. En la lectura espiral. por lo que la resolución en este eje es mucho menor. x e y. este se divide a su vez en cortes más o menos finos en la dirección del grosor de corte (habitualmente el eje z). siempre que el TR sea lo suficientemente largo para excitar simultáneamente varios cortes. tumor: Hematoma subagudo: Hematoma agudo: Hematoma crónico: Cartílago hialino: T1 Intermedia Intermedia-baja Intermedia-alta Baja Alta Baja Alta Baja Baja Alta Variable Variable Baja T2 Intermedia Intermedia-alta Intermedia Baja Intermedia-alta Alta Alta Alta Alta Alta Alta Baja Intermedia Adquisición 2D versus 3D La adquisición 2D supone la excitación de cortes independientes. y por el nº de codificaciones de fase en el eje z (particiones). el T1 y T2 de los tejidos. negro. Otras técnicas de supresión de la grasa se basan en la saturación de la grasa por saturación espectral. Masa de gran tamaño en el hueco popliteo. o en todo el rango de grises intermedios. Posteriormente se inicia el ciclo con pulsos de excitación de RF en la frecuencia del 1H en el agua para adquirir la imagen.) se basan en la distinta frecuencia de precesión de los átomos de 1H en el agua y en la grasa. siendo el resultado de multiplicar el TR por el nº de codificaciones de fase en el eje y. En estas secuencias que rellenan más de una línea del espacio K por cada TR se puede efectuar una lectura de todo el espacio tras un único pulso de excitación (256 ecos). El grosor de corte mínimo es de 3-4 mm. El nº de cortes o particiones del volumen depende del nº de codificaciones de fase en esta dirección. En la secuencias turbo EG (Turbo FLASH. al contener una mayor proporción de agua libre. En este apartado las técnicas más conocidas son las que permite la supresión de la señal de la grasa. Este tipo de relleno se utiliza en la secuencia EPI. en la práctica es más habitual la adquisición segmentada del espacio K.27 debido a que es la forma más rápida de cubrir una zona circular del espacio K. En esta forma se adquiere un volumen en vez de cortes.
Su señal es isointensa con el músculo tanto en T1 como en T2. siendo im- Imagen del cartílago El abundante contenido en agua del cartílago hace que sea especialmente susceptible de estudio mediante RM. es muy baja. hiperintensa en T1 con respecto al menisco. aplicando bandas de saturación para eliminar el flujo en una dirección determinada. Corte coronal de la rodilla EG T2*. como los productos de degradación de la sangre en los hematomas subagudos. y una capa interna hipointensa que corresponde a la zona de cartílago calcificado. o por administración endovenosa. Paciente con luxación recidivante de hombro. Las secuencias potenciadas en T1 son sensibles para la detección de patología medular. al comienzo de la secuencia. visualizándose hipointensos con respecto a la grasa circundante. 33. lesiones condrales y cuerpos libres intraarticulares. El proceso suele comenzar en la diáfisis de los huesos largos distales. y técnicas con Gadolinio. o estudio de los vasos sanguíneos. cuya intensidad de señal es muy baja (Fig. utilizar secuencias potenciadas en T1 o en T2. En esta secuencia la señal de estructuras con un T2 muy corto. pudiéndose efectuar en la mayoría de los equipos de RM. La alta señal de la sangre se basa en el fenómeno del realce de flujo (flow related enhancement) que muestran los vasos en las secuencias de eco de gradiente. se pueden diferenciar 3 capas: una fina capa superficial hipointensa (que corresponde a la lámina splendens). fractura. La señal de los tejidos que rodean los vasos (tejidos estacionarios) se atenúa o suprime por la aplicación de TR muy cortos que saturan su señal. Diagnóstico: rotura periférica del cuerno posterior del menisco interno. de tal manera que debido al T1 corto es hiperintensa en T1. La mayoría de los procesos patológicos alargan el T1 de la médula. Para una mayor resolución pueden utilizarse técnicas 3D. pero es más len- ARTROGRAFÍA POR RM La artrografía por RM es una técnica claramente establecida para el diagnóstico de lesiones del cartílago articular. La articulación más comúnmente estudiada mediante esta técnica es el hombro. Corte axial T1 con saturación de la grasa. prescindible para su demostración intraarticular la presencia de una sinovitis activa. En las secuencias T2 la visualización del cartílago se puede mejorar con la técnica de transferencia de la magnetización (MTC). Por ejemplo las secuencias EG potenciadas en T2* la intensidad de señal de la grasa puede ser similar a la del músculo. saturando el agua ligada a las macromoléculas. La médula amarilla está compuesta en un 90% por grasa. El contraste puede alcanzar la cavidad articular por inyección directa. contraste de fase o phase contrast. Las secuencias de supresión grasa aumentan la capacidad de detección de la patología.) y EG T2* (dcha.1 cc de gadolinio en 20 cc de suero) antes del examen RM. Su señal se puede anular con técnicas de supresión grasa (SPIR o STIR). Corte axial de la rodilla potenciado en DP con saturación espectral de la grasa. En el primer grupo se utilizan secuencias con potenciación preferente en DP con saturación espectral de la grasa (Fig. como el cartílago fibroso. por efecto MTC. Fig. rica en protones. o hipointensas en T2. una capa intermedia más gruesa. manteniendo un vector de magnetización longitudinal grande y. Ausencia de visualización. y sus indicaciones principales son el estudio del complejo cartílago-ligamentoso. Fig. por avulsión.). Consiste en el relleno y distensión del espacio articular con medio de contraste. con un alto contenido proteico (quistes con estas características). técnicas de sangre negra. 34). La causa puede ser una baja celularidad (baja DP). En la edad adulta persisten zonas de médula roja en la pelvis la columna y el cráneo. Las lesiones hiperintensas en T1 pueden ser por una alto contenido en grasa (como tumores grasos: lipomas. Esta mezcla de médula roja y amarilla puede producir áreas de médula con una señal heterogénea. La angiografía por técnica TOF puede adquirirse en forma 2D o 3D. o por la presencia de sustancias ferromagnéticas o de calcio (Fig. Imagen lineal que atraviesa el menisco en su porción periférica. En esta secuencia. como en algunas lesiones fibrosas. y el cartílago algo más oscuro. En otras ocasiones las lesiones pueden ser hipointensas en T2. específicamente compuestos de gadolinio. y en T2* (efecto artrográfico). 33). mediante RM puede efectuarse actualmente mediante cuatro técnicas: tiempo de vuelo o time of flight (TOF). muestran una alta señal. Cortes sagitales SE T1 (izq. 28 Para la visualización de la articulación distendida se utilizan secuencias T1 con supresión grasa (preferentemente supresión espectral o SPIR) (Fig. liposarcomas. La técnica 2D es más rápida pero tiene menor resolución. Utilizando las técnicas adecuadas. Esta técnica consiste en la aplicación de un pulso de RF fuera de resonancia. En ocasiones las lesiones se pueden ver hiperintensas en T1. La médula roja es celular en un 20% y contiene agua en un 40%. Fig. La administración directa consiste en inyectar una solución de gadolinio y suero salino (0. junto con secuen- ANGIOGRAFÍA POR RM La angiografía. como consecuencia. En TSE T2 la señal de la grasa es igual que en SE T1. Derrame articular visible en el receso suprarotuliano con extensas imágenes hipointensas en la sinovial que corresponden a depósitos de hemosiderina. al suprimir la señal de la grasa.1 El contraste más estándar y fácilmente reconocible es el que se obtiene en la secuencia SE. Todas las demás secuencias tienen características especiales en cuanto al contraste. Los vasos se demuestran mejor si son perpendiculares al corte. Imagen de la médula ósea La médula ósea sufre transformaciones con la edad. simultáneamente. Diagnóstico: Sinovitis vellonodular pigmentada. Esto aumenta notablemente el contraste entre el líquido sinovial hiperintenso.34 Esta técnica se utiliza menos que la inyección intraarticular directa. especialmente en el caso del edema medular. Las secuencias de eco de gradiente (EG) son muy sensibles a los efectos de susceptibilidad magnética facilitando la identificación de depósitos de hemosiderina. 35). y es posible demostrar selectivamente arterias o venas. y la señal de la médula ósea muy baja por efectos de susceptibilidad magnética. y del manguito de los rotadores. suprimiendo la señal de los protones de los tejidos estacionarios. algunas lesiones no contrastan suficientemente con el órgano de referencia. aún utilizando técnicas de supresión grasa. BUSCAR . Diagnóstico: cartílago rotuliano normal. La técnica TOF se basa en el realce de los vasos vascular aumentando la señal de los protones móviles de la sangre y. del rodete glenoideo en su porción anteroinferior. La técnica es sencilla. 34. 32. La técnica 3D muestra más detalle y está más indicada en vasos finos y tortuosos. La señal y el contraste de la patología no siempre es como se ha descrito anteriormente. Se pueden Fig. convirtiéndose en médula amarilla a partir de la adolescencia.) . y en un 10% por agua.24 • RM del Sistema Musculoesquelético CAPÍTULO 1 / Técnica de la Imagen por Resonancia Magnética • 25 cias EG. 35. Artografía RM de hombro. El cartílago muestra una intensidad de señal intermedia. Por el contrario los protones de la sangre fuera del corte que llegan con un vector longitudinal grande no da tiempo a que se saturen durante su paso por el corte. o por la existencia de sustancias paramagnéticas que acortan el T1. etc. Si el contraste es administrado por vía endovenosa este es secretado posteriormente a través de la sinovial. 32). lesiones quísticas y/o necróticas. tanto T1 como T2. muestra una intensidad de señal mayor que el menisco en todas las secuencias. existiendo un excelente contraste con el líquido sinovial adyacente.
Lo ideal es la combinación de antenas de volumen.. y ramas principales de la aorta abdominal. Sin embargo el gran solapamiento que puede existir entre ambos no permite una diferenciación fiable por el grado y rapidez del realce tras la administración de Gd (35). Feinberg DA. que no se satura aún con tiempos de repetición tan cortos. Watts JC. y un mecanismo de detección automática de la llegada del bolo de contraste. Se puede adquirir con técnica 2D o 3D. Se aplican gradientes bipolares (gradiente positivo e inmediatamente un gradiente en sentido opuesto para refasar los protones) en las tres direcciones del espacio. mayor es el grosor del corte y mayor es el parámetro TE. GRASE (gradient. Bruder H. y no suele aumentar la capacidad de detección ni la caracterización. 19: 171-176 12. Para producir una señal. Magn Reson Med 1992. Con esta técnica los tiempos de exploración son más cortos que en las técnicas anteriores. y la consiguiente pérdida de señal. Oshio K. La sangre. Turbo gradient-spin-echo (GRASE): first clinical experiences with a fast T2-weighted sequence in MRI of the brain. La técnica angiográfica de contraste de fase (phase contrast o PC) es algo más compleja. 38. Matthaei D. Steiner RE. Lewin JS. Anderson AW. 657 veces mayor que el del protón. actuales permiten la combinación de varias bobinas para el estudio de áreas con diferentes FOV y una alta S/R. en ocasiones es insuficiente para diferenciar las estructuras normales y patológicas. Un electrón no pareado tiene un momento magnético grande. Hale JD. Es posible aumentar el contraste entre tejido normal y la lesión aprovechando la fase vascular del realce. al igual que en TOF.and spin-echo) MR imaging: a new fast clinical imaging technique. Su mecanismo de acción es indirecto. Haacke EM. St Louis 1994 8. los protones deben recibir un pulso de excitación y otro de refase de 1800. Elster DE. Mosby. Radiology 1991. El medio de contraste más utilizado son los compuestos de gadolinio (Gd). Schmitt F. Los tejidos no móviles (tejidos estacionarios) no presentan una ganancia neta de la fase al compensarse el gradiente positivo con el negativo. En las lesiones inflamatorias articulares la administración de contraste permite diferenciar entre el líquido articular y la membrana sinovial. Xiong J. como un compuesto de Gd. lo que exige un cálculo del tiempo de paso o timing muy preciso. Como el tiempo de circulación de la sangre puede ser muy variable. Gao GH. MR imaging of the liver using short TI inversion recovery sequences. su T1. Analysis of T2 Limitations and Off-Resonance Effects on Spatial Resolution and Artifacts in Echo-Planar Imaging.5kG. J Magn Reson Imaging 1996. ya que aumenta la duración de la exploración. Se ha propuesto la diferenciación entre tumores benignos y malignos por el grado de vascularización y realce. Raghavan N. no emiten señal. tanto en forma de estudios dinámicos como estáticos. tras la administración de Gd intravenoso. El gadolinio produce una rápida recuperación del vector de magnetización longitudinal (acortamiento del T1) de la sangre. como la secuencia TSE. Ocasionalmente la utilización del medio de contraste resulta útil en la evaluación de la infección musculoesquelética al diferenciar un proceso infeccioso en fase flemonosa. Kaufman L. T1 con saturación de la grasa. Barnett FM. Este efecto de sangre negra aumenta cuanto mayor es la velocidad de la sangre. 2: 209-214 2. 10: 497-511 6. Las técnicas de sangre negra se basan en la pérdida de señal que presentan los protones móviles en las secuencia basadas en los ecos del espín. Feinberg D. Wu DH. Li J. Magn Reson Med 1990. y según su tecnología antenas lineales y antenas de cuadratura. La distribución del contraste en los tejidos es bicompartimental. Imágenes tubulares hipointensas de aspecto serpinginoso que se dirigen desde los vasos popliteos hacia la articulación. es aconsejable la utilización de un inyector automático en vez de inyección manual. Spin echoes. 14. b) Angiografía RM por contraste de fase. Mark A. Trenkler J. Truax AL. CONTRASTE INTRAVENOSO (GADOLINIO) Aunque el contraste entre los tejidos es muy alto en la RM. 20 La angiografía RM con gadolinio se basa en el acortamiento del T1 de la sangre cuando se inyecta una sustancia paramagnética. 38). como en los compuestos yodados. Diagnóstico: fibromatosis agresiva. mientras que la sangre es negra. Las secuencias utilizadas en la angiografía por PC son las de eco de gradiente con ángulo limitado (Figs. J Comput Assist Tomogr 1985. Fox PT. Masa de aspecto infiltrativo entre la escápula y la pared torácica que presenta un marcado realce. Schmitt R. Constable RT. Duerk JL. Gore JC. Magn Reson Imaging 1992. En la técnica TOF la señal de los vasos puede realzarse con la administración de gadolinio endovenoso. Se basa en los cambios de fase de los protones de la sangre con respecto a los de los tejidos estacionarios a lo largo de un gradiente. Image Reconstruction for Echo Planar Imaging with Nonequidistant k-Space Sampling. Evaluation of meniscal tears: fast spin-echo versus conventional spin-echo magnetic resonance imaging. 9: 1084-1089 5. 166: 119-124 3. CAPÍTULO 1 / Técnica de la Imagen por Resonancia Magnética • 27 nóstico rutinario de los tumores de las partes blandas no está indicada la utilización de gadolinio. Fellner F. Greenspan A. Haase A. pudiendo efectuarse con respiración mantenida. Arndt WF 3rd. Para cubrir áreas extensas con una alta S/R se utilizan bobinas multielemento o phased-array. vascular e intersticial. Eur J Radiol 1995. permite diferenciar zonas de tumor viable. La selección y amplitud de los gradientes permiten demostrar sangre arterial o venosa. aumentando la señal en un 40% con respecto a las bobinas lineales. 161: 527-531 10. Riederer S. Woldorff MG. J Magn Reson 1986. mientras que los protones móviles (la sangre) que han abandonado el corte antes del pulso de refase. Oshio K. sin embargo. El Gd+++ es una sustancia paramagnética que tiene 7 electrones no pareados. Simmons GE. Reinfelder H. Frahm J. Los medios de contraste utilizados en el sistema músculo-esquelético modifican la señal de los tejidos aumentando la relajación T1. Louis. Para el diag- BIBLIOGRAFÍA 1. Improving the temporal resolution of functional MR imaging using keyhole technicques. Hahn E. Radiology 1986. Feinberg DA. 88-108 BOBINAS Las bobinas o antenas de recepción son los elementos que se colocan cerca de la zona a explorar para recibir la señal de RM. El efecto también es más marcado en las secuencias SE multieco. Fullerton G. que reciben la señal por dos canales ortogonales. Am J Roentgenol 1996. Los cortes obtenidos se reconstruyen y se visualizan mediante técnica MIP. Fellner C. influenciando la relajación de los tejidos adyacentes. con buen contraste entre la masa y los tejidos adyacentes. Lai S. Se utiliza la técnica 3D con secuencias de eco de gradiente con TR y TE muy cortos. Drake C. St. Fischer H. 181: 597-602 11. Acad Radiol 1995. 35:854-860 15. donde va a existir un realce difuso. Blumgart LH. Los equipos de RM Figs. y por lo tanto la respuesta al tratamiento. 1992. Young IR. Physiologic basis of magnetic relaxation. necrosis y edema peritumoral.Magnetic resonance imaging. MR diagnosis of bone contusions of the knee: comparison of coronal T2-weighted fast spin-echo with fat saturation and fast spin-echo STIR images with conventional STIR images. mantiene un cierto cambio de fase al moverse fuera del plano. a) Cortes sagitales de rodilla SE T1. Khenia S. Application of keyhole imaging to interventional MRI: a simulation study to predict sequence requirements. Question and Answers in Magnetic Resonance Imaging.80: 580-594 BUSCAR . FLASH imaging: rapid NMR imaging using low flip angle pulses. Es la técnica utilizada actualmente para el estudio de los grandes vasos. Los medios de contraste de Gd no son específicos de ningún tejido. que rodean casi totalmente la zona a estudiar. Los protones estacionarios reciben ambos. del orden de segundos. 181: 597-602 9. 14: 123-139 13. que no se compensa con el segundo gradiente. Pelc N. la encarece. Magn Reson Med 1996. Forzaneh F. 36 y 37. 67: 217-225 16. Al contrario de lo que sucede en las técnicas descritas previamente (TOF y PC) la señal proviene de los tejidos estacionarios. Brown DC. GRASE MR imaging: a new fast clinical imaging technique.23: 311-323 4. y antenas de cuadratura. mientras que los tejidos estacionarios sufren el efecto de la saturación. Corte axial de la región axilar. Los datos 3D se adquieren durante el primer paso del bolo de contraste por el territorio vascular deseado. Bydder GM. En los tumores de partes blandas y en los tumores óseos la utilización de compuestos de gadolinio. Factors influencing contrast in fast spin-echo MR imaging. Diagnóstico: malformación arterio-venosa sinovial. Mosby-Year Book.26 • RM del Sistema Musculoesquelético ta. Halving MR imaging time by conjugation: demostration at 3. 6: 918-924 7. Seidenwurm DJ. Zhong J. marcando las diferencias de la vascularización entre un parénquima normal y otro patológico (Fig. Phys Rev 1950. Asimismo es útil para la diferenciación entre una recidiva tumoral y cambios postquirúrgicos. y requiere una tecnología más sofisticada. pudiendo valorarse el grado de hipertrofia sinovial existente. Se delimita correctamente la lesión vascular y sus vasos de drenaje. de un absceso que va a presentar una captación periférica. Como principio básico la bobina debe estar lo más cerca posible y cubrir toda la zona a estudiar. Radiology 1991. Anderson MW. Este desfase se puede medir. o para caracterizar estas últimas. según la velocidad del flujo.36 y 37). Para los estudios del sistema músculo-esquelético se pueden utilizar según su forma antenas de volumen o antenas de superficie. Fig. Los cortes son reconstruidos y los vasos se muestran finalmente con técnica MIP.
Friedburg H. J Phys Chem Solid State Phys1977. Hajnal J. Vinitsky S. Rev Sci Instr 1958. Spoiling of transverse magnetization in steady-state sequences. Mansfield P. Radiology 1994. Zur Y. Neuringer L. Listerud J.341:593-594 34. Magnetic Resonance Imaging. Young I. Mansfield P. Pound R. Magn Reson Imaging 1998. Listerud J. Thomas DJ. 21: 251-263 . Orthop Clin North Am 1997. 8: 199-244 22. Hu B. Chicago 1992 21. 3: 823-833 20. Kressel HY. Ortendahl DA. Springer. Resonance absorption by nuclear magnetic moments in a solid. Verstraete KL. Winkler ML. den Boer JA. Hajnal J. Magn Reson Med 1991. Vlaardingerbroek MT. Steinbach LS. AJR 1995. Magnetic resonance imaging of the spinal cord in multiple sclerosis by fluidattenuated inversion recovery. Normal intra-articular structures and common abnormalities. Young IR. Caslowitz PL. J Magn Reson 1977. Harned EM. MacFall J.28 • RM del Sistema Musculoesquelético 17. Mitchell DG. Berlin 1996 37. Tirman PFJ. Gyroscan. Wood M. Correction for spatially dependent phase shifts for partial Fourier imaging. 28: 153-152 39. Basic principles. Bryant D. Radiology 1988. Gill D. 6:143-155 23. Nishimura D. Henning J. NT Application Guide. Chew FS. Rifkin MD. Nauerth A. Radiologe1995. Magn Reson Med 1993. Philips. Fast spiral coronary artery imaging. A practical approach to imaging of the shoulder with emphasis on MR imaging. 28: 202-213 28. 69: 37-38 32. Magn Reson Med 1992. Petersein J. 164: 141-146 29. 8:27-31 19. Phys Rev 1946. McKinnon G. Pennock J. MR arthrography of the shoulder. Meyer C. Stehling MK. Modified spin-echo method for measuring nuclear relaxation times. 30: 609-616 26. J Comput Assist Tomogr 1992.Burk DJ. White S. Bost FW. Benign and malignant musculoskeletal lesions: Dynamic contrast-enhanced MR imaging-parametric “first pass” images despict tissue vascularization and perfusion. Multi-planar image formation using NMR spin-echoes. Use of fluid-attenuated inversion reco very (FLAIR) pulse sequence in MRI of the brain. Nitz W. Ultrafast interleaved gradient echo-planar imaging on standard scanner. General Electric. Introduction to Fast-Scan Magnetic Resonance. Vavrek RM. Use of fluid-attenuation inversion recovery pulse sequences for imaging the spinal cord.Characteristics of partial flip angle and reversal MR imaging. Saini S. 10: 55-58 24. Fast and ultra-fast magnetic resonance tomography. Mag Reson Med1986.166: 17-26 40. Hajnal J. Mills TC. Magn Reson Q1992. Belzer JP. The suitability of 3DFSE pulse sequences as a black blood MRA technique. Outwater E. Pelc N. 29: 688-691 27. Meiboom S. AJR 1995. Holzknecht N. Einstein S. 192: 835-834 36. 27: 101-119 25. Magn Reson Imaging 1990. Bydder GM. RARE imaging: a fast imaging method for clinical MR. Palmer WE. Philips Medical Systems 1994 31. Kasubosky L. Torrey H. Milwaukee 1986 38. Bone marrow findings on magnetic resonance images of the knee: accentuation by fat supression. Abstracts of the Proceedings of the annual Meeting of RSNA. Fast MR Imaging: Technical Strategies. Atlas SW. 35: 879-893 33. 165: 1105-1109 BUSCAR 30. Lancet 1993. 16: 841-844 18. 28: 484-515 35. Planar spin imaging by NMR. Purcell E. Mandsley AA. First principles of fast spin echo. Wehrli F. Steiner RE. Roels H. pulse sequences and special properties. Magn Reson Med1995. De Deene Y.
Documents Similar To TÉCNICA DE LA IMAGEN POR RESONANCIA MAGNÉTICA
CLASE 1 (RESONANCIA MAGNETICA NUCLEAR)
Secuencias IR
BOBINAS EN RESONANCIA MAGNETICA
Protocolo Basico de Craneo en resonancia Magnetica
Presentacion Final Artefactos
Secuencias Clásicas de RM
Protocolo Basico de Rodilla en resonancia Magnetica
RM DEL SISTEMA MÚSCULO-ESQUELETICO DE LA SERAM
Saturación Grasa y Prepulsos
AM Espacio k
Manual Rm Osteoarticular
Normalizacio¦ün y descripcio¦ün de secuencias en resonancia magnetica
TOMOGRAFIA_CLASE_2
Manual de procedimientos tomografía
RM - Guía Práctica Para Profesionales de Resonancia Magnética
Supresion Grasa Final
Libro de Introduccion Biofisica a La RM en Neuroimagen
114526006 IRM Hecha Facil
More From Karina Sulantay Riquelme
REQUERIMIENTO TECNICOS MAMOGRAFO
Clase 8 Renal Email
05A_Habili_N15_1
1-neumatosis
FUN FIS DE RX

References: resolución 
 resolución 
 resolución 
 resolución 
 resolución 
 resolución 
 resolución 
 resolución 
 resolución 
 resolución 
 Resolución 
 resolución 
 resolución 
 resolución 
 resolución 
 resolución 
 resolución 
 resolución 
 resolución 
 resolución 
 resolución 
 resolución 
 resolución