4. CONTRASTE T1
• El tiempo entre los pulsos de RF 90° y el momento en que leemos la señal de influyen en la generación del
contraste.
– TR (Tiempo de repeción) que define el tiempo entre los pulsos de radiofrecuencia (RF)
– TE (Tiempo de eco) que define el momento en el que se produce la lectura de la señal de resonancia magnéca.
• Son dependientes de la intensidad de campo (tiempos T1 más largos en campos más altos) y pueden variar
entre
– 250 msec grasa a 700-800 tejido cerebral , 1200 msec , sangre , y hasta 3 a 4 segundos LCR
5. CONTRASTE T2
• Para potenciar el peso T2 pulsos RF de 90° se
apliquen muy separadamente de forma tal que la
diferencia en el tiempo de relajación T1 no influya
en el contraste.
6. CONTRASTE DP
• Minimiza el efecto T1 y T2 del tejido cantidad de
protones “visibles” en el tejido. Para lograrlo se uliza
un tiempo TR largo (para minimizar el efecto T1) y un
tiempo de eco corto (para minimizar el efecto T2)
11. DECAIMIENTO DE INDUCCIÓN LIBRE
FID ( FREE INDUCTION DECAY)
• SEÑAL ASIMÉTRICA:
• La señal es muy alta luego de la
aplicación del pulso de RF.
• Luego decae rápidamente
• Para aplicar la TF la señal debe ser
simétrica.
• “Gradientes”
12. FID y eco gradiente
• SEÑAL SIMÉTRICA:
• Eco es formado por un gradiente luego
de la aplicación de un pulso de RF
• Se aplica Gre -después del pulso de RF
spin entran en fases distintas.
• Gre polaridad +: luego de un tiempo
estarán refasados
• Máximo de señal: “ ECO” se produce
cuando la ½ del área del Gr + iguala al
área de polaridad -.
• Constante de decaimiento T2*
13. Secuencia básica:
• Pulso de RF y el eco de señal de la
magnetización TVS con gradientes bipolares en la
dirección de la lectura.
•Gro desfasa los spin. Refasados con gradiente de
polaridad positiva.
•La secuencia se repite dependiendo de la
cantidad de información que se necesite.
Menor a 90
Si TR mucho mayor que T2: MXY decae a 0. y
MZ alcanza un estado estacionario.
El decaimiento es T2*: puede ser reducido
minimizando el TE.
No son posibles obtener imágenes ponderadas
en T2.
14. MAGNETIZACIÓN ECO GRADIENTE:
ESTADO ESTACIONARIO
Si el TR es mayor que T2, la magnetiación transversarl decae a 0 y la magnetización
longitudinal logra un estado de equilibrio denotada l como Mss es proporcional a TR/T1,
mientras mas largo TR, Mss es mas parecido a M0 y si el T1 es largo, se necesita un TR muy
largo para que Mss sea mas parecido a M0.
15. ECO GRADIENTE TR >> T2
ANGULO > 60: mas
contraste < calidad.
ANGULO 60-40:
diferenciación entre T1
corto y largo
ANGULO < 40: MG
Longitudinal se recupere
totalmente.
17. CLASIFICACIÓN
Destrucción de la Mg
mediante pulsos de RFT1 –
DP-
.Gradientes balanceados en cada TR para
reducir la MG TV mejor relación señal/ruido
por unidad de tiempo.
•Adquisiciones rápidas.
•> Grande de 50-90 y el Se te reduce. Fluidos,
grasa, sangre, hiperintensos.
•Mg tvs es reenfocada y reutilizada despues
de cada excitación y lectura de señal
18. CONTRASTES EN ECO GRADIENTE
•T2 * con ángulo pequeño y TR grande utilzando una secuencia
incoherente eco gradiente
•Con la secuencia de estado estacionario de precesion libre se
puede obtener un contraste T1/T2
19. EJEMPLO IMAGEN ECO GRADIENTE
•Se han agregado Gr’s para anular la Mg
residual transversal. Contraste mixto
T2/1. LCR: artefactos de flujo con vacíos
de señal. Canal medular atenuado.
• Pulso de RF.
• Señal LCR hipointensa.
• Alta relación S/R
• Buen contres LCR.
• Artefactos: suceptibilidad a
la falta de homogeneidad
del campo local.
20.
21. ADQUISICIÓN DE MÚLTIPLES CORTES Y
ADQUISICIÓN 3D USANDO ECO GRADIENTE.
INCOHERENTES:
Mulslice 2D:
Información parcial de un corte. Mientras se
adquiere información de un corte , los spin
de otros cortes que no son excitados pueden
volver a su estado de equilibrio y la info
faltante se adquiere con spin + recuperados.
TR largo(100-120) abdomen.
2D
secuencial:
cortes completos de forma sucesiva. TR: 5-40
ms. Angiografia.
Volumen 3D.
TR corto 3-6 ms. Adquisición de un volumen
reconstruido en slice delgados y continuos,
resolucion isotropica( mismo ancho) el
volumen se puede reformatear.
22. EFECTOS DE SUSCEPTIBILIDAD
• Las distorsiones producidas por inhomogeneidades del
campo debido a implantes ferromagnéticos, áreas
cercanas a interfaces de tejido y aire, o debido a un
mala homogeneización del campo principal, no pueden
ser compensadas por las secuencias eco gradiente.
• Detecta micro hemorragias cerebrales.
• Utilidad:
– Imagen cardiaca dinámica.
– AngioRM.
– Perfusión.
24. • Dos pulsos:
– 90 y 180 º separados por un TE/ 2
– El pulso de 90º convierte la Mg longitudinal en transversal y durante TE/2 los spin se desfasan debido a inhomogeneidades de
campo.
– 180º reenfoca la MG transversal, los desfases son compensados luego de TE/2
– Luego de TE los spin están totalmente en fase. : mayor intensidad de señal.
31. COMPARACIÓN SPIN ECO Y ECO GRE
•TR es mayor en eco gradiente TR mínimo en spin eco.
•Pulso de 180º incrementa la deposición de energía en el
paciente.
•Señal eco gradiente más sensible a inhomogeneidades de campo.
34. SECUENCIAS INVERSIÓN-
RECUPERACIÓN
• Pulso de RF adicionales previo a la secuencia de pulso eco gradiente o spin eco.
• Modifica la magnetización longitudinal de los protones y por lo tanto el contraste.
• “ Preparación de la magnetización”
• Imágenes que son altamente sensibles al T1.
35. INVERSIÓN RECUPERACIÓN
El pulso de RF de 180 º actúa sobre los spin alineados longitudinalmente ,
la magnitud rota deleje +z al –z . Esto produce una inversión de la magnetiación y
su recuperación determina el contraste de las imágenes.
36. STIR
•TI es corto 150-250 ms
•No es sensible a inhomogeneidades
•No solo satura la grasa sino que todos los
•Tejidos con T1 corto.
•No debe usarse con contraste.
39. FLAIR
•T1 largo 700 -1500.
•Puede ser pesada en T1 o T2
•Se combina con spin eco para la lectura de la
señal.
•T1 FLAIR: 2000/10/750: mejor contraste
materia blanca/ gris superior a T1. Anula
100% el LCR.
•T2 FLAIR: 100000/ 170/ 2800 : lesiones
periventriculares. T2: lesiones se ocultan.
41. PROTOCOLOS DE CEREBRO
– FRFSE-XL90
– Gradiente EPI axial.
– FLAIR T1 : sagital y axial.
– DIFUSION axial.
– T2 CORONAL
– T1 CONTRASTE
– STIR (adulto con Sd. Convulsivo)
– Volumétrico: niños con Sd convulsivo.
42. SECUENCIAS RÁPIDAS DE SPIN ECO
• Spin eco consta de dos pulsos de RF, de 90° y de 180°, separados por un T
igual a la 50% TE.
• El TR entre una excitación y otra puede ser mucho más largo que el TE
• Este tiempo se puede emplear para acelerar la adquisición:
– múltiples ecos por excitación introduciendo varios pulsos de 180°. De este
modo, en cada excitación se leen tantas líneas como pulsos sean aplicados
• El número de pulsos que se aplica para inducir ecos se controla con el
parámetro Factor Turbo (ETL).
45. •FSE-XL secuencia
mejorada de FSE que permite
ETL más largo con menos
desenfoque mediante el uso
de impulsos de RF con una
mayor amplitud y una
duración más corta para
reducir el espaciado de eco y
borrosidad.
• FRFSE-XL impulsos de RF
adicionales después de la
ventana de adquisición para
impulsar la recuperación de
la magnetización
longitudinal. Esto produce
imágenes con más
contribución T2
46. GRADIENTE EPI
La imagen eco planar es una trayectoria
de lectura rápida que permiten acelerar la
adquisición de imágenes de resonancia
magnétiuca leyendo varias líneas del
espacio‐k en cada excitación mediante un
tren de ecos gradientes con un cambio
rápido a lo largo de la dirección de fase
•Adquisición sola (single‐shot EPI)
• Excitaciones múltiples (multi‐shot EPI).
La secuencia EPI puede combinarse con
diferentes pulsos de excitación y
preparación de magnezación.
•VENTAJA: T de adquisición
•Desventaja: Baja señal / ruido.
47. DIFUSIÓN
• “Movimiento de Brown”, Movimiento de
traslación aleatorio de particulas.
• En medios libres, como en el agua de un vaso en
el cual cae una gota de tinta, las probabilidades
de desplazamiento se distribuyen según una ley
gausiana, dependiendo directamente del tiempo
durante el cual difunden las particulas y del
coeficiente de difusión D del medio.
• Depende linealmente de la temperatura del
medio.
48. DIFUSIÓN
• Células tejidos biológicos vivos, los
movimientos de difusión ya no son más
“libres”
– Se ven alterados por restricciones que le imponen
barreras impermeables, tales como las
membranas celulares.
– En estas situaciones se habla entonces de
"Coeficiente de Difusión Aparente" (ADC).
– Marcador fino del estado normal o modificado
(patológico) de los tejidos.
49. DIFUSIÓN
• MODIFICAN EL ADC
• a) Presencia de restricción del
movimiento membranas.
• b) “Trabamiento” de la traslación
del agua en el espacio
extracelular.
• c) movimientos de traslación que
se van a percibir a nivel de las
membranas semi‐permeables de
las células.
• Se dice entonces que el
coeficiente de difusión medido
será “aparente”, o Apparent
Diffusion Coefficient" o "ADC". El
ADC depende de la
microestructura de los tejidos.
51. DIFUSIÓN
• “marcar” la localización de las mo léculas en un instante y, luego,
“de‐marcarlas” después de un tiempoT de difusión.
• Si las moléculas experimentaron movimientos de difusión en tiempo
– desfase global a nivel del vóxel, disminución de la magnitud de la señal al eco.
Que depende de la candad de movimiento que hubo, es decir, del coeficiente
de difusión y de cuán fuerte se pondera la imagen en difusión.
• Dos imágenes:
– T2
– ponderada en difusión.
– La secuencia de adquisición más usada es la secuencia EPI single shot, por la
velocidad que presenta.
– imagen ponderada en T2 y una imagen ponderada en difusión DWI, se puede
calcular el mapa de coeficiente de difusión del corte adquirido, el mapa de
ADC: refleja únicamente los fenómenos de difusión y separa los procesos de
modificación T2 que podrían ocurrir en paralelo.
52. PROTOCOLO COLUMNA LUMBAR
• SAGITAL T1: FSE-XL
• STIR ( ANTES FAT SAT )
• AXIAL T2: FRSE XL/90
• AXIAL T1: 5 FOTOS POR CADA DISCO.
• AXIAL T2 FAT SAT
• OPCIONAL : VOLUMETRICO. M3D /FIESTA / 55.
53. FAT SAT
• Pulsos RF de corta duración sintonizados a la
frecuencia de resonancia de la grasa.
• Se aplican inmediatamente antes del inicio de una
secuencia de imágenes por RM. Estos pulsos selectivos
químicamente hacen que la señal de grasa se anule
(saturada) mientras que la señal de agua es
relativamente inafectada.
• Método más utilizado para la supresión de grasas
fácil de implementar, eficaz, utilizar en conjunto con
prácticamente cualquier secuencia de imágenes.
54. FAT SAT
• El diagrama a la derecha muestra cómo las
señales del agua y los protones grasos resuenan
en dos picks, separados por aproximadamente
210-220 Hz a 1.5T y 420-440 Hz a 3.0T. Los picks
son relativamente amplios y tienen una ligera
superposición debido a las inhomogeneidades
del campo magnético.
• Debido a esta separación natural en frecuencias
resonantes, es posible saturar el pico de grasa
solamente aplicando un impulso de RF de
ancho de banda estrecho sintonizado al centro
de la resonancia de lípidos.
• Cuando se realiza una secuencia de imagen
estándar (SE, GRE, etc.), los protones de grasa
saturada no generarán una señal de RM, dando
como resultado una imagen suprimida de
grasa con señal sólo de protones de agua.
55. FAT SAT
T1-weighted pelvis image without fat-sat.
Fat is the brightest substance.
T1-weighted image with fat-sat. Note how
muscle is now much brighter than
subcutaneous fat or bone marrow.
56. PROTOCOLO DE ABDOMEN
• AXIAL T2 FAT SAT TRIGGER
• CORONAL T2
• T2 AXIAL
• DENTRO Y FUERA DE FASE
• FIESTA AXIAL
• LAVA :
– AXIAL /CORONAL/
– FASE ARTERIAL Y VENOSA
– TARDÍO EN CASO DE LESIONES CON LLENADO LENTO.
57. RESPIRATORY TRIGGER
• La activación respiratoria es un tipo de
movimiento respiratorio comúnmente usado
con técnicas de imagen rápida.
• Las imágenes son adquiridas durante la fase
de expiración. Con este tipo de técnica, el
tiempo de exploración se basa en el TR
seleccionado por ciclo respiratorio y los
patrones de respiración del paciente.
58. DENTRO Y FUERA DE FASE
• Debido a que los protones de agua y grasa tienen frecuencias de
resonancia ligeramente diferentes, sus SPIN entran y salen de fase
entre sí en función del tiempo.
• El periodo de este ciclo de fase es 1 / Δf, ( Δf es el desplazamiento
de frecuencia entre los giros)
• Así, a 1,5T, el periodo de ciclo de fase es 1/220 Hz
aproximadamente 4,5 mseg. (Para simplificar la discusión abajo he
redondeado este número abajo a incluso 4.4 ms).
• Las condiciones en fase y fuera de fase ocurren dos veces por ciclo,
o aproximadamente cada 2,2 mseg en 1.5T.
• Las imágenes GRE obtenidas a
– 1,5T en TE de 2,2, 6,6, 11,0 msec se denominan fuera de fase (OOP)
– 1,5 T 4.4, 8.8, etc. se denominan en fase (IP).
59. • A finales de la década de 1980 varios investigadores
comenzaron a darse cuenta de que este efecto de
cancelación de fase podría ser utilizado clínicamente
para identificar e incluso cuantificar el contenido de
grasa de tejidos como el hígado.
• diferenciación de adenomas adrenales (que
normalmente contienen grasa) de carcinomas y
metástasis (que no).
• El diagnóstico de una variedad de otras lesiones
abdominales, incluyendo angiomiolipomas, carcinoma
de células claras renales e infiltración grasa focal del
hígado puede ser asistido por imágenes de IP-OOP.
60. Lipid-rich adrenal adenoma (arrow). In-phase
GRE image at TE=4.4 msec shows tumor of
intermediate signal intensity.
Out-of-phase GRE image at TE=2.2 msec. The
adenoma (arrow) falls in signal, a phase-
cancellation artifact.
61. Hepatic steatosis. In-phase GRE with TE=4.4
msec.
Reduction in hepatic signal on out-of-phase
GRE image with TE=2.2 msec.
62. LAVA ( Liver Acquisition with Volume
Acquisition)
•La técnica de resonancia magnética LAVA se basa en una secuencia de
impulsos de eco de gradiente de 3 dimensiones.
•El pulso de inversión optimizada y una nueva técnica de supresión de grasa
(llamada especia segmentadal) proporciona un mayor contraste de imagen y
una supresión de grasa uniforme.
• La técnica Array spatial sensivity encoding technique (ASSET) con llenado
parcial de datos y TR / TE más corto permite utilizar soportes de respiración
cortos para imágenes dinámicas del hígado con múltiples fases.
63. T1 3D SGE FS
• Secuencia volumétrica ponderada en T1
– cortes finos de los tejidos, los que después
pueden ser reprocesados para reconstrucciones
multiplanares, proyección de máxima
intensidad, etc. Sin embargo, presenta una
relación señal/ruido menor que las imágenes de
una adquisición 2D.
• Excelente resolución temporal, dada la corta
duración de su adquisición; la que puede
ser mejorada aún más con técnicas de
reconstrucción en paralelo.
• Evaluación dinámica post contraste del
hígado, permiendo obtener imágenes
precontraste, en fase arterial, fase
portovenosa y en fases tardías.
• Patrón de realce de las disntas lesiones
hepáticas hiper e hipovasculares..
68. • Single shot
• 3 planos: axial, coronal, sagital
• Cortes finos 3-5 mm
69. • Single shot
• Proyección tipo colangiografía convencional
• Corte grueso (thick slab) 40-60 mm
• 6-12 oblicuidades (radial)
• Apnea única de 4 segundos por imagen
70.
71.
72.
73.
74. • En forma rutinaria se agregan:
1. T2 TSE (turbo spin-eco) con FS
Pancreatitis/ lesiones focales hepáticas
2. T1 SGE (eco-gradiente) en fase y fuera de fase
Lesiones focales pancreáticas
hemorragia
3. T1 SGE con FS
acentúa hiperseñal pancreática normal
75.
76. • En forma rutinaria se agregan:
1. T2 TSE (turbo spin-eco) con FS
Pancreatitis/ lesiones focales hepáticas
2. T1 SGE (eco-gradiente) en fase y fuera de fase
Lesiones focales pancreáticas
hemorragia
3. T1 SGE con FS
acentúa hiperseñal pancreática normal
77. HOMBRO
• AXIAL T1: FSE-XL/90
• AXIAL DP FAT SAT: FRFSE-XL90 FAT SAT
• CORONAL T1: FRFSE-XL90
• CORONAL T2 FAT SAT.
• STIR: EN CASO DE QX.
• SAGITAL T2 FAT SAT.
. Como se observa en la figura 19A, un tejido con un empo de relajación T1 corto recupera su magnezación longitudinal MZ mucho más rápido que un tejido con un
empo de relajación T1 largo.
Si el empo entre los pulsos de excitación es muy corto, los tejidos con un empo de relajación T1 corto alcanzarán su estado de equilibrio inicial, logrando entregar la mayor candad de señal. Sin embargo, los tejidos con T1 largo no alcanzarán a recuperarse completamente, perdiendo parte de su señal y por lo tanto aparecerán menos intensos que los tejidos con T1 corto.
. Como se observa en la figura 19B, un tejido con un empo de relajación T2 largo disminuye, muy lentamente, su magnezación transversal MXY, luego de aplicado el
pulso RF de 90°; mientras que en un tejido con un empo de relajación T2 corto, la magnezación transversal desaparece rápidamente.
Sintaxis de las secuencias:
5 líneas horizontales a lo largo del tiempo :
1ra línea: pulso de RF , 2da: gradiente de slice , 3 gradiente de fase y 4 lecturay luehgo el conversor análogo digital. (analog digital conversor)
TE y TR: TE: el tiempo que transcurre desde el pulso de RF y la formación de un eco
TR: aplicación suscesiva de dos pulsos de excitación
Típicamente, los valores de relajación T1 son dependientes de la intensidad de campo (tiempos T1 más largos en campos más altos) y pueden variar entre% 250 msec (grasa a 1,5 T),% 700-800 msec (tejido cerebral a 1,5T),% 1200 msec sangre 1,5 T), y hasta 3 a 4 segundos (líquido cefalorraquídeo a 1,5 T).
Para entender las secuencias utulizadas en eco gradiente hay que entender como es la señal inmedietamente despues de aplicar el pulso de RF, despues del puslo de RF la señal es muy alta y luego empieza a decaer rápidamente y resulta en una señal que no es simétrica, pero por razones matemáticas es importante que la señal sea simétrica para poder aplicar correctamente la transformada de Fourier.
Para lograr que la señal sea simétrica necesitamos gradientes, aplicamos gradientes negativos después del pulso de RF y debemos cambiar la frecuencia de resonancia de todos los spins , algunos giran más rápidos y otros más lentos, por lo tanto los spin entran en una fase distinta y la señal es pequeña, sin embargo si depsues colocamos un gradiente de polaridad positiva, los spin que iban más lento , irán mas ràpido y viceversa, luego de un cierto timepo determinado, todos los spin tendrán la misma fase, en este momento se produce un máximo de señal, conocido como “eco”, el que es producido por un gradiente y si se continua aplicando el gradiente los spin se desfasan nuevamente y la señal va a dismnuir, es decir con el gradiente de polatidad negativa y luego positiva es posible generar una señal simétrica y un eco de gradient. El eco de gradiente se produce cuando la mitadl del área del gradiente de polaridad positiva iguala al area de polatidad negativa. Es importante saber que hay una dferencia de amplitud máxima entre la señal inmediatamente despues del pulso de RF y la amplitd máxima del eco, la cual esta dada por una constante de decaimiento T2 *
Eco es formado por un gradiente luego de la aplicación de un pulso de RF , sñal simétrica.
Finalmente la sintaxis de la secuencia de eco gradient es la representada en esta figura. Es simportante mencionar que si el TR es mayor qu el T2, en cada TR la magnetización transversal decae a 0 y la magnetizacion en Z alcanza un régimen de estado estacionario.
Cuando el área de gradiente + iguala al GRE – se produce la mayor intensidad de la señal, porque los spin se encuentran completamente en fase eco de gradiente.
Los datos son adquiridos cuando comienza el gradiente de polaridad positiva para capturar toda la formación del eco.
Durante todo este proceso el ADC está prendido.
El ángulo de excitación es < a 90º.
Tiempo de adquisición cortos.
Si el TR es mayor que T2, la magnetiación transversarl decae a 0 y la magnetización longitudinal logra un estado de equilibrio denotada l como Mss es proporcional a TR/T1, mientras mas largo TR, Mss es mas parecido a M0 y si el T1 es largo, se necesita un TR muy largo para que Mss sea mas parecido a M0.
En el grafico anterior podemos decir que para una secuencia eco gradiente básica TR es mucho mayor que T2 el contrast es proporcional a TR /T!, sin embargo el angulo de excitación incide directamente en la calidad y el contraste de la imagen.
Por ejemplo Para un mismo TR largo y mayor que T2, un ángulo pequeño permite que la magnetización longitudinal se recupere totalmente lo que dependiendeo del tiempo de eco , se pueden lograr imágenes potenciadas en DP o en T2 *, para un angulo mayor poe ejemplo entre 60 y 40 º, se puede tener un contrast eT1, dado que podemos diferenciar a los SPIN q>>ue tienen un T1 corto de los que tienen un T1 largo. Incrementando el angulo de excitación, se logra aumentar aun mas el contraste, sin embargo la calidad de la imagen disminuye, es mas ruidosa , dado que la magnetizacion longitudinal, Mss es más pequeñas, por lo que genera una menor señal.
En este caso la magnetiación transversal no decae a 0 en suscesivos TR’s, esto implica que la magnetiacion transversal tambien se podria ver afectada por los pulsos de RF, por ello existen distintas formas para anular o utilizar esta magnetización transversal residual, lo cual da origen a las secuencias eco gradiente.
La secuencia las podemos clasificar en incoherentes y coherentes.
Incoherentes: se caracterizan por utilizar métodos se spoilers ( destrucción de la magnetización) que se puede lograr mediante pulsos de RF despues de la lectura de la señalprecia al siguiente pulso RF, con gradientes adicionales para reducir la magnetización transversal residual. Depeniendo de los distintos vendedores, las secuencias reciben distintos nombres,
Las secuencias coherentes usan gradientes balanceados en cada TR para reducir la magnetización transversal residual, dependiendo del vendedor esta secuencia del vendedor es conocida como FIESTA . Errónamente se les conoce como SSFPy significa secuencia d estado estacionario de precesion libre, este nombre es erroneo dado que cualquier secuencia de eco gradiente que utilice un TR corto puede usar un estado estacionario. Lo correcto seria decir: balance SSFP o secuencia de estado estacionario con gradientes balanceados para diferen ciarlas de las otras secuencias de eco gradiente. Sin embargo este error es asumido en la comunidad y me referire indistinamente como balance SSFP a las secuencias coherentes. La magnetización tvs es reenfocada y reutilizada despues de cada excitacióny lectura de señal
T2 * con ángulo pequeño y TR grande utilzando una secuencia incoherente eco gradiente
Con la secuencia de estado estacionario de precesion libre se puede obtener un contraste T1/T2
En esta se muestra la comparación de las 3 secuencias de eco gradiente, las imágenes fueron obtenidas con TE y TR corto
La imagen izquierda es uan secuencia eco gradiente donde se han agregado gradientes para anular la magnetización residual transversal, esta imagen muestra un contraste mixto T2/ T1 y el LCR muestra artefactos de flujo que se traducen en vacíos de la señal mostrados por las flechas negras, además el LCR está claramente atenuado en el canal vertebral en comparación balanced SSFP. El flujo del LCR actúa de manera similar al spoiling causado por los pulsos de RFy resulta que la señal sea ocsura.
Un contraste T1 puro se puede obtener con una secuencia que utiliza spoiled de RF como la imagen de al medi, sin embargo esta imagen está acompañada por una gran perdida de señal
Balanced SSFP proporciona una alta señal /ruido y buen contraste del LCR de los tejidos sin embargo aparecen artefactos de bandas negras indicados por las flechas amarillas que muestran susceptibiliad a la falta de homogeneidad del campo local.:
Spin echo: la principal pero gran diferencia con las eco gradiente es que se aplica un pulso final de 180º , como lo veremos en las siguientes diapositivas esto tiene como consecuencia que las imágenes obtenidas están potenciadas en T2 y no en t2*.
son
Como se aprecia en el video, luego de la aplicación de un pulso de 90º , los spin empiezan a desfasasrse producto de inhomogeneidades del campo local y al dar un pulso de 180º, lo que se hace es cambiar la fase a los spin, es decir a los spin que van mas rapido se dejan atrás y los que van mas lento se dejan adelante. Si las inhomogeneidades se mentienen y esperamos un periodo de tiempo equivalente al pulso de 90 y 180 º, los spin estaran completamente en fase y se formara un eco, pero ahora gracias a la influencia de los pulsod de 180 de R, lo que se llama eco de SPIn.
De este analisis se puede extraer una gran ventaja de la secuencia de spin eco , es que permite compensar los efectos de las inhomogeneidades.
Se puede hacer una analogia entre la secuencia de spin eco y una carrera de competidores con distinta velocidad, al comenzar y despues del pulso de 90º, los corredores comienzan a distanciarse , en otras palabras cambian su fase, los mas rapidos van mas adelante y los mas lentos atrás. Sin embargo ¿ que pasa su a los corredores les pedimos que se devuelvan? Y lo hacemos en el caso del spin eco con el pulso de 180º
Luego del pulso de 180º, los corredores se devolverán, sin embargo si mantienen la velocidad inicial y no hamb cambiado las condiciones iniciales, todos ellos llegaran a la meta en el mismo instante de tiempo y en RM los corredores formarán un eco de spin.
No es posible obtener imágenes potenciadas en T2*
Aca vemos imágenes potenciadas en T1 y T2, adquiridas en cerebro utilizando una secuencia de spin eco. Como lo veimos en clases anteriores en las imágenes potenciadas en T1, los tejidos con T1 corto brillan, como la grasa. Sin embargo en las imágenes con T2 largo como el LCR brilla.
Las secuencias de DP no son usualmente usadas en cerebro, pero en lesiones osteomusculares son ampliamente utilizadas, dado que se logra un buen contraste y detalle enatomico.
Según los vendedores y dependiendo de ls versiones rápidas de las secuencias spin echo
Secuancia eco gradiente a la izquierda y spin eco a la derecha.
Primera: amplias inhomogeneisdades por susceptibilidad magnetica se produce un vacio de señal en el eco gradiente, pero en el spin echo se puede ver la señak en la zona, gracias a al pulso de 180 º.
El pulso de 180 ºno es de mucha utilidad es en la smicrohemorragias.
Primera: spin echo: no se aprecian lesiones notorias.
Eco gradiente: vacíos de señal qEstos vcíos de señal se producen dado que las hemorragias tienen hemosiderina que es un elemento altamente paramegnetico y por lo tanto produce inhomogeneidades locales del campo , lo que son visibles en eco gradiente
ue son causados por microhemorragias.
Anula el tejido dependiendo del T1.
Esta sevcuencia no se utiliza para leer la señal directamente, sino que Prepara la magnetización antes de una secuencia espin eco o gradiente eco.
La IR: consiste en la aplicación de un pulso de 180º y esta es la magnetización inicial de todos los tejidos. Y a un tiempo los spin se recuperan dependiendo de la constante T1. y en algun momento los spin pasan por el cruce por 0 y en ese instante se aplica un pulso de 90º y no generan nada de señal, pues su magnetización longitudinal es nula. Al tiempo transcurrido entre el pulso de 180º y el pulso de 90º se le llama TI.
Si el TR es muy largo para el TI de un tejdo se puede calcular tomando el 70% del valor T1 del tejido
Secuencia STIR short town inversion recovery es una secuencia en que el TI se elige de forma tal que anule la grasa, dado que el T1 de la grasa es corto, el TI es corto por ejemplo para un RM de 1.5 T el T1 De la grasa es 230 ms por lo que el TI es igual a 160 ms.
Como se muestra en la figura es usada en imágenes ME. , dado que permite anular la señal de la grasa en forma efectiva y observar las lesiones como se ve en la imagen de la derecha.
Otro ejemplo de los contrastes generados con las secuencias STIR es en columna , la medula y la grasa aparecen hipointensas y el LCR hiperintenso
Otra aplicación del IR que significa Fluid Atenuatted inversion Recovery tiene por objeto anular la señal del agua y el LCR
TI del agua es largo T1 largo
Caracteristico del FLAIR enel cerebro es para realzar zonas cercanas al LCR que en seucneias ponderadas en T2 pueden ser dificiles de identificar
El contraste de la secuencia rápida de spin eco difiere al de la secuencia spin eco estándar, ya que los ecos se leen a diferentes empos de eco. Los ecos correspondientes a las líneas centrales del espacio‐k determinan el contraste de la imagen y el empo correspondiente a estos ecos se conoce como TE efecvo. La Figura 3 ilustra el efecto del TE efecvo en el contraste de la imagen.
Por ejemplo, imágenes con peso T1, T2, T2* o de difusión se pueden obtener mediante secuencias IR‐EPI, SE‐EPI, GE‐ EPI y DW‐EPI, respecvamente
La secuencia EPI puede emplear diferentes trayectorias para recorrer el espacio‐k, las más comunes son las trayectorias con gradiente de codificación de fase constante (nonblipped EPI o trayectoria zig‐zag) o intermitente (blipped EPI o trayectoria reclínea) y las adquisiciones espirales (Figura 16). Las trayectorias espirales usan un par de gradientes sinusoidales para recorrer el espacio‐k y son menos demandantes en términos de hardware que nonblipped and blipped EPI.
La principal ventaja de las secuencias EPI es su considerablemente reducido empo de adquisición; sin embargo, en general presentan una baja razón señal a ruido y son bastante sensibles a las inhomogeneidades de campo, dado sus largos empos de lectura.
Las secuencias EPI se usan ampliamente en aplicaciones como difusión, perfusión e imágenes funcionales.
La trayectoria EPI (figura 9) consiste en recorrer el espacio‐k en forma de zig‐zag hacia la derecha y hacia la izquierda en un mismo TR. Si se adquiere todo el espacio‐k en el mismo TR, se conoce como EPI One Shot (“un disparo”). Pero a veces no es posible hacerlo porque tomaría mucho empo recorrer todo el espacio‐k ,y el empo es limitado porque la señal decae con T2. En ese caso, se divide la trayectoria en varias secciones, cada una de esas secciones se adquiere en el patrón de zigzag y luego se juntan las secciones para tener el espacio‐k completo. Este po de trayectoria se conoce como EPI mulshot (“varios disparos”). La gracia de las trayectorias EPI es que son más rápidas porque requieren menos repeciones (TR) para adquirir la imagen completa. Pero enen la desventaja de que su razón señal a ruido es baja y enen un contraste con peso T2, que no siempre es lo deseado. Dado que las lecturas son más largas, otra dificultad de la trayectoria EPI es su sensibilidad al movimiento y a la inhomogeneidad del campo.
En resumen, las trayectorias EPI son muy rápidas aunque no de muy buena calidad en general. Se usan para imágenes que requieren ser repedas muchas veces en forma rápida, como, por ejemplo, en resonancia funcional, en difusión y en otras aplicaciones donde es necesario capturar cambios temporales rápidos (imágenes de alta resolución temporal).
Tiempo de difusión, definiendo la distancia potencialmente recorrida por el agua durante este tiempo, es un parámetro relevante, en parcular en relación a la dimensión celular del tejido observado.
Una observación que confirma la presencia de fenómenos de restricción de movimientos de difusión se ha visto en fibras de la sustancia blanca, midiendo la difusión del N‐Acetylaspartato (NAA) paralela y perpendicularmente a la dirección principal de las fibras. En el caso de la medición paralela, la distribución de probabilidad de desplazamiento se “ensancha” cuando el empo de difusión aumenta, en forma similar a lo que pasa en un medio libre. Cuando se mide perpendicularmente a la dirección de las fibras, el ancho a mitad de altura de la distribución aparece fijo cuando se aumenta el empo de difusión.
Otra observación corresponde a la medición realizada en las fibras músculo‐esquelécas: medido en la dirección paralela a las fibras, el desplazamiento promedio aumenta con el empo de difusión. Sin embargo, al medirlo en la dirección perpendicular a las fibras, el desplazamiento promedio parece llegar a un valor asintóco, con un orden de magnitud correspondiente al tamaño de una celula muscular.
Sin embargo, al día de hoy, no está claramente establecido qué barreras exactamente restringen los movimientos de difusión del agua, se ha mostrado un comportamiento de difusión similar a lo presentado aquí en ausencia de membranas celulares o, incluso, en el espacio intracelular del axón gigante. En el tejido nervioso, la presencia y el buen estado de las vainas de mielina, es muy relevante en los fenómenos de restricción del movimiento de difusión del agua, aun cuando no son las únicas responsables de este fenómeno. Es probable que existan otras “barreras” que afecten el proceso traslación aleatoria de las moléculas de agua en el tejido nervioso.
El ADC medido en el tejido siempre es inferior al coeficiente de difusión que correspondería en medio libre,
Esta observación corresponde al efecto de “trabamiento” del camino de traslación de las moléculas de agua en el espacio extracelular. Se ha definido el parámetro λ a través del cual se puede cuanficar la tortuosidad de dicho espacio extracelular. La tortuosidad es el grado de vueltas o rodeos que se puede tener. A mayor densidad celular, el espacio extracelular se reduce, λ aumenta y se ha observado que disminuye el ADC en estudios in vitro. Se ha descrito también el aumento del coeficiente de tortuosidad λ en relación al po de tumor estudiado, y en tejidos afectados por una isquemia. La medición del ADC podría ser entonces un marcador potencial de la densidad celular.
Tbn se usa para..
Para eso se utiliza corte grueso
Habitualmente se obtiene de modo radial
Respecto al arbol biliar y al CPP
Es rapida
Fuente para orientar la adquision radial de las imagenes
6-10 o 12 angulaciones distintas
Edema e pancreas
Hiposeñal tumoral solida
Adenocarcinoma primario del pancreas