Puntos básicos de la MRI

1. RESONANCIA 2.0

2. GENERALIDADES
✘ Las señales se originan de protones en agua libre y grasa, están orientados
aleatoriamente y no tienen una magnetización nuclear neta
✘ Una vez colocados bajo un campo magnético producen una MAGNETIZACIÓN
NUCLEAR NETA de protones desapareados alineados en dirección con el campo
magnético externo.
✘ Solo estos núcleos en exceso en el estado de menor energía (spin up) contribuyen
a la señal de RM.
✘ Por convención, la magnetización longitudinal se toma como punto en el eje z Y la
magnetización transversal se toma en el plano xy
✘ Esta magnetización giratoria se puede detectar como un voltaje inducido en una
bobina

3. GENERALIDADES
✘ H como pequeñas esperas girando sobre si
mismas. SPINNING
✘ La orientación se puede mantener debido a que
realiza un movimiento de giro alrededor de la
dirección de B denominado PRECESIÓN, donde
el núcleo únicamente gira sobre si mismo y no
realiza ningún desplazamiento, aparece solo por
el hecho de estar bajo un campo magnético y se
realiza en una frecuencia que es proporcional al
campo (LEY DE LARMOR)
✘ El 𝐵 será una suma vectorial de tres
componentes
○ Campo principal
○ 𝐵 gradiantes
○ 𝐵 bioquímico o estructuras bioquímicas de
su alrededor

4. MAGNETIZACIÓN DE UN ELEMENTO DE VOLUMEN
✘ Un voxel sometido a un Bo precesan y sus spines se
orientarán formando la misma angulación respecto a la
dirección del campo magnético, pero sus frecuencias
serán ligeramente distintas ya que dependen del entorno
bioquímico, aunque se muevan en la misma angulación
unos se adelantaran es decir se desfasan (NO ESTAN EN
FASE), según la ley de Larmor entraran en resonancia en
frecuencia especifica por ello por el pulso de RF contiene
un ancho de banda.
✘ Los estados energéticos constituyen la MEGNETIZACIÓN
DEL ELEMENTO DEL VOLUMEN O VOXEL (𝑀 es
resultante de los movimientos de precesión) por la mayor
abundancia de los estados menos energéticos hay sentido
y dirección 𝐵 , y su magnitud relacionada con la densidad

5. GENERALIDADES
✘ Es útil tomar la dirección del 𝐵 como el eje Z
o eje longitudinal (equilibrio térmico). El
plano x, y constituirá el plano transversal o
plano de proyección de los spins.
✘ Cuando los núcleos del voxel entran en
resonancia 𝑀 se desplazan en espiral
respecto al campo 𝐵0 describiendo un
movimiento conocido como nutación
✘ La separación respecto a la posición de
equilibrio se determina por el ángulo 𝛼0
DE
INCLINACIÓN/TIP ANGLE/FLIP ANGLE
✘ La duración de emisión de RF es de
microseg por lo que se denomina PULSOS
DE RF y se cuantifican por el 𝛼0

6. GENERALIDADES AL APLICAR PULSO
✘ Después de un pulso de 90° el componente longitudinal es nulo (esta sobre el plano
x,y), el núcleo num. De núcleos en estado Up iguala al Down, se habla de estado de
SATURACIÓN.
✘ También inmediatamente después del puso están en fase e irán desfasandose con el
tiempo.
✘ Los grupos de H se pueden dividir en dos grades poblaciones:
○ Forman parte de moléculas lipídicas
○ Forman parte de las moléculas de agua a su vez
■ Agua libre
■ Agua ligada donde los núcleos están sometidos a campos bioquímicos
magnéticos , lo que hace que su frecuencia dependa mucho de su
entorno.
✘ La relajación no es un proceso espontaneo requiere de que el entorno sea capaz de
absorber la energía del núcleo, de ahí que sea muy influenciada por su entorno bioquímico,
las estructuras capaces de intercambiar esta energía se llaman globalmente RED, LATEX
O MEDIO.

7. GENERALIDADES
✘ La relajación de la magnetización
induce una señal eléctrica en la
antena la FID (FREE INDUCTION
DECAY) es una señal sinusoide que
es impuesta por el valor del campo
magnético durante la relajación.
✘ Aunque los componente longitudinal
y transversal de la relajación se crean
de manera instantánea y simultanea
se estudian por separado.

8. SECUENCIAS
CLÁSICAS

10. IMÁGENES POTENCIADAS EN DENSIDAD PROTONICA (DP)
✘ POTENCIADA EN DENSIDAD
donde la intensidad de señal es
proporcional a la densidad de
núcleos de hidrogeno, ya que la
señal de agua ligada es
prácticamente imposible de detectar,
la señal básicamente depende del
agua libre en el voxel.
✘ Puede realizarse
○ Pulso de 90° RF y TR:
SECUENCIA DE
SATURACIÓN-
RECUPERACIÓN (SR) y
tiempos de TR suficientemente
largos

11. IMÁGENES POTENCIADAS EN T1 (relajación de red de
espín)
✘ Las variaciones en el tiempo del vector
del eje Mz (RELAJACIÓN
LONGITUDINAL), dan idea de la
rapidez con que logra de nuevo el
estado inicial (facilidad de liberación de
energía a +intensidad y T1 + corto),
tiene una forma exponencial expresada
en miliseg , entre ↓T1 sea, más
rápidamente alcanza el equilibrio es
decir; un T1 corto corresponde a una
liberación rápida de energía, es
fuertemente dependiente del tipo y
movilidad de las moléculas que se
relacionan con H, como en el caso del
agua que depende de su correlación
con otras moléculas su intensidad será
intermedia, cuanto mayor es la libertad
✘ Es decir consideraremos una imagen estándar
en T1 aquella en la que LA INTENSIDAD DE
LA SEÑAL ES INVERSAMENTE
PROPORCIONAL AL VALOR DE T1 y por
tanto directamente proporcional a la
facilidad de la relajación energética.

12. IMÁGENES PONDERADAS EN T1
✘ Puede realizarse:
○ Secuencia IR (la secuencia IR o
INVERSIÓN-RECUPERACIÓN,
consiste en un pulso de 180 ° dejar
relajar un TI o TIEMPO DE
INVERSIÓN+90 ° para leer
obteniendo un FID en el plano x,y +
TR +180 °)
○ La intensidad varia dependiendo del TI
así podemos obtener secuencias con:
■ TI corto (ej. 150ms) con grasa en
negro llamada STIR O SHORT
TIME IR
■ TI donde LCR su T1 sea cero
llamada FLAIR O FLUID
ATTENUATED INVERSION
RECOVERY
○ Secuencia SR + 90 ° para leer la señal

13. IMÁGENES POTENCIADAS EN T2 Y T2* (relajación espín-espín )
✘ Brida información del componente en el plano x,y o Mx,y o Relajación
transversal, si es igual a 0 significa se a alineado con el Mz, implica el tiempo
que tardan los espines en alcanzar su orientación al azar (miliseg) (T2 largo
+intensidad +coherencia), al liberar su energía el núcleo lo hará a una
frecuencia que dependerá de cambios magnéticos bioquímicos locales de los
tejidos o INTERACCIÓN SPIN-SPIN originándose una relajación asincrónica
o INCOHERENTE, el agua libre por la movilidad de las moléculas sus
variaciones locales son nulas por lo que tendrán un gran relajación
COHERENTE, un gran sincronismo o muy poco desfase, en consecuencia
se tardaran los spin en alcanzar el azar y que el vector Mx,y se verticalice, la
intensidad de señal será entonces directamente proporcional al valor de T2,
mayor coherencia por menor influencia entre núcleos por mayor
desestructuración. El decrecimiento es exponencial y es potenciada en:
○ T2 si no se consideran las influencias de las heterogeneidades del
campo magnético externo ni las variaciones locales.

14. POTENCIACIÓN
✘ En una imagen potenciada en T1,
las sustancias con T1 largo serán HIPO
las sustancias con T1 corto serán HIPER
✘ En una imagen potenciada en T2,
las sustancias con T2 largo serán HIPER
las sustancias con T2 corto serán HIPO
✘ En una imagen potenciada en DP,
las sustancias con DP alta serán HIPER
las sustancias con DP baja serán HIPO
✘ • Es decir:
– A más DP, más hiper en DP
– A más T2, más hiper en T2
– A menos T1, más hiper en
T1
✘ T2 disminuye con el aumento de la viscosidad y la disminución de la movilidad molecular.
✘ Los valores de T2 del tejido son aproximadamente independientes de la intensidad del
campo magnético.

16. INTENSIDADES
• Las intensidades de señal
dominantes de diferentes
tejidos son:
• líquido (p. ej., orina, LCR):
intensidad de señal baja
(negro)
• músculo: intensidad de
señal intermedia (gris)
• gordo: intensidad de
señal alta (blanco)
• cerebro
• materia gris: intensidad
de señal intermedia
(gris)
• sustancia blanca:
hiperintensa en
comparación con la
sustancia gris
(blanquecina)
PONDERACIONES
• Eco de espín T1W (SE)
• Eco de gradiente T1W
(GRE)
• secuencias poscontraste
de gadolinio (secuencias
de eco de gradiente)
• Tiempo de vuelo
Secuencias de
angiografía por RM 2D o
3D
• angiografía por RM con
contraste
• secuencia de doble eco
(en fase y fuera de fase)
HIPERINTENSIDAD
• gordo
• metahemoglobina
• medios de contraste
paramagnéticos, por
ejemplo, agentes a base
de gadolinio
• melanina
• sangre que fluye
lentamente
• fluido proteico
• calcio 3
• cobre 3
• manganeso 3
• hierro 3
T1

17. INTENSIDADES
• las intensidades de señal
dominantes de diferentes
tejidos son:
• líquido (por ejemplo,
orina, LCR): intensidad de
señal alta (blanco)
• músculo: intensidad de
señal intermedia (gris)
• gordo: intensidad de
señal alta (blanco)
• cerebro
• materia gris: intensidad
de señal intermedia
(gris)
• materia blanca:
hipointensa en
comparación con la
materia gris (oscura)
PONDERACIONES
• tiempo de repetición
(TR) : largo
• tiempo de eco (TE) : largo
• ángulo de giro : menos
importante que con la
ponderación T1
• grasa: intermedio-brillante
• fluido: brillante
T2

18. GENERALIDADES
✘ T1 depende mucho del valor de
Bo, los T2 son poco sensibles al
campo magnético. Con un mismo
teslaje, los T2* son siempre
inferiores a T2.
✘ Los módulos de secuencias de
pulso separados en intervalos
adecuados se denominan
TIEMPO DE REPETICIÓN.
✘ Por muy complicadas que
parezcan las secuencias solo
pueden lograr señal generando
ecos o bien mediante pulsos de
radiofrecuencia (ECOS POR
RF/ECOS DE SPIN) o generando

19. SECUENCIA CLÁSICA: SE O SPIN-ECO
✘ Consiste en un primer pulso de 90 ° + TE/2 +180 ° +TE/2 y se recoge la señal;
○ Al analizarlo el primer pulso vuelca a Mx,y , la relajación es desigual para los
núcleos y tras cierto tiempo (TE/2) se desfasan el decrecimiento obedece al valor
T2* (pues considera todos los factores que influyen sobre el desface)
○ Si después enviamos 180 ° unos se retrasaran y otros se adelantaran, aquellos
adelantados en sentido horario por heterogeneidades externas fijas, seguirán
recibiendo esta influencia, pero tras el pulso parten de una situación retrasada, es
decir se van a refasar.
○ por tanto tras un cierto tiempo (TE/2) los spines se encontrarían en su situación
inicial en fase es decir esta secuencia permite corregir las heterogeneidades del
campo.
○ En este tipo de secuencia SE la potenciación viene regulada por TE y TR:
■ Presentes tres factores D, T1 y T2
■ Cuando mayor es el TE, mayor es la potenciación en T2
■ Cuando menor es el TR, mayores es la potenciación en T1

20. GENERALIDADES
✘ TEJIDOS QUE SE VEN HIPOINTENSOS
EN CUALQUIER POTENCIACIÓN SON
POR DENSIDAD DE h BAJA; HUESO
CORTICAL,, CALCIFICACIONES,
PNEUMATIZACIÓN, LIGAMENTOS,
MENISCOS Y TENDONES.
✘ TEJIDOS DENTRO DE LA ESCALA DE
GRISES EN CUALQUIER
POTENCIACIÓN: SUSTANCIA BLANCA
(+HIPOINTENSA EN T2 POR TENER UN
T2 + CORTO) Y GRIS, TEJIDO
MUSCULAR.
✘ LA ESTRATEGIA EN EL ELGIR UN TIPO
DE POTENCIA ES QUE LOS TEJIDOOS
A VALORAR TENGA DISTINTO
CONTRASTE
✘ Utilizar TR más cortos, implicaría un

23. SECUENCIA GE/GRE(GRADIENT RECALLED ECHO) O FE
(FIELD ECHO)
✘ Para mejorar el tiempo al pulso inicial con un ángulo α°, tendríamos que obtener una
medida mientras los núcleos se están desfasando. Una manera de inferir el proceso de
desfasamiento, mediante un gradiente de desfase (con lo que la señal disminuiría), para
después invirtiendo hacer aumentar la señal (gradiente de refase), hacer aumentar la señal
hasta alcanzar el valor de decaimiento normal en T2*. Con ello se puede detectar una señal
(ECO GRADIANTE) que hará una imagen con los valores de relajación. Estos dos gradiantes
(DESFASE, REFASE) de igual amplitud, tiempo, pero de signos opuestos recibe el nombre
de GRADIANTE BIPOLAR.
✘ Mediante esta secuencia permite la recogida de seña con TE y TR muy cortos, se consiguen
T1-GRE (liquido en reposo hipointensos), T2* (líquidos hiperintensos, no se corrige las
heterogeneidades externas)
✘ En general estas imágenes son más artefactuadas y con mas ruidos que las SE.
✘ Elementos metálicos producen cambios locales (variaciones de susceptibilidad) donde los H
perciben campos distintos y hace que el desfase aumente. No se corrige con GRE a
diferencia de SE.

24. SELECCIÓN DEL PLANO TOMORAFICO
✘ Para lograr una excitación selectiva por
planos hay que instaurar una variación
uniforme del campo según la dirección
perpendicular a los planos elegidos, lo que
constituye un GRADIANTE MAGETICO (se
crean mediante bobinas de corriente
continua en sentido contrario) en aquella
dirección.
✘ Los núcleos sobre un plano perpendicular
al gradiente (transversal o axial al px)
especifico tendrán la misma fx de precesión
(ligeramente distinta de los planos
adyacentes (esta señal especifica tendrá
que emitir la RF especifica o no entrará en
resonancia según lo marca la ley de
Larmor)
✘ Mediante tres pares de bobina en las tres
direcciones del espacio se consiguen

25. GRADIENTES
✘ Los gradientes se activan
únicamente durante la excitación
durante el primer pulso siendo
quitados inmediatamente para
proceder a la obtención de la
señal de relajación que tiene que
ser codificado mediante el
establecimiento de nuevos
gradientes, eso implica que la
entrada y salida de los gradientes
se realice en microsegundos y por
tanto se hable de PULSOS DE
GRADIENTE. Por tanto, cada
voxel vendrá determinado por un
intervalo de fx alrededor de un a
fx media.

26. SELECCIÓN DEL CORTE
✘ El gradiente de selección del plano (Gz) la amplitud del pulso puede
regularse mediante la amplitud del pulso variar el valor del gradiente
(pendiente de Gz) mediante bobinas (corrientes eléctricas), disminuir el
grosor implica disminuir el tamaño del voxel quedarnos con menos H en
consecuencia disminuye la señal, que a su vez puede solventarse
aumentando el número de adquisiciones y por lo tanto el tiempo de
adquisición.
✘ Así como la selección de plano se realiza en la excitación, el FOV se
determina durante la relajación.
✘ Por el poco tiempo para selección de plano, permite dentro del tiempo del
TR pueden ser activados otros planos, técnica multiplanar y mutidireccional.
✘ Durante la relajación la antena receptora, capta señales de relajación de los
núcleos del plano. Para reconstruir la imagen se precisa individualizar la
señal del voxel. Mediante un sistema de gradiente que identificara

30. RECONSTRUCCIÓN DE IMAGEN

31. DIGITALIZACIÓN DE LA SEÑAL

32. LLENADO DEL ESPACIO K O ESPACIO DE FOURIER

33. SECUENCIAS RAPIDAS
✘ ESQUELETO COMPUESTO POR
TRES PARTES:
○ LA EXITACIÓN INICIAL los
pulsos de RF simples o
combinaciones formando
preparaciones tisulares con
las que se contrastara la
imagen
○ EL LLENADO DEL ESPACIO
K tan solo puede ser llenado o
con ecos por pulsos de RF o
con ecos por gradientes
bipolares
○ LOS COMPLEMENTOS

34. GRUPOS DE SECUENCIAS RAPIDAS
✘ DERIVADAS DE SE PERO QUE LOGRAN LLENAR VARIAS LINEAS DEL ESPACIO K
EN EL MISMO TR: FAST/TURBO SPIN ECO
✘ SUPRIMIENDO EL PULSO DE 180 (COMO GRE)
○ FAST GRE /FAST FIELD ECHO (FFE)
○ GRE CON PREPARACIÓN TISULAR MP-GRE/MP-FFE
✘ LAS EPI POR SU CONFIGURACIÓN DE GRADIENTE PRECISEN PREPARACIÓN
TISULAR Y LLENEN EL ESPACIO K CON SOLO ECOS DE GRADIENTE
✘ HIBRIDAS (GRASE) LLENAN EL ESPACIO K MEDIANTE ECOS DE SPIN Y ECOS
GRADIENTE
✘ SECUENCIAS RAPIDAS EN INVERSIÓN RECUPERACION: FAST/FURBO IR

35. DIAGRAMA DE
REPRESENTACIÓN
✘ Los tres ejes de tiempo
corresponden a cada uno d
ellos gradientes :
○ Gsection (Gz)
○ Gphase (Gy)
○ Greadout (Gx o
frecuencia)
✘ El sentido positivo o negativo
estaría como un área hacia
arriba o hacia abajo.

36. GRE o FIELD ECHO CLASICAS
1. Obtienen los ecos mediante gradientes
bipolares en Gx.
2. Inician cada TR con un pulso αº.
3. Utilizan una codificación de fase Gy en cada
TR.
4. Se llena una línea del espacio K en cada TR.
5. El espacio K se llena secuencialmente
A medida que vamos bajando el TR, no puede
recuperarse totalmente, creándose después de
varios TR, un estado de equilibrio (STEADY
STATE), tiene una importancia cuando los
valores de TR alcanzan los valores de relajación
tisulares. (≤100ms). Este hecho es usado para
lograr diversas potenciaciones.
✘ SEGÚN SEA EL MANTENIMIENTO
O NO DEL COMPONENTE
RESIDUAL SE DIVIDE EN DOS
GRANDES FAMILIAS
○ INCOHERENTES
■ FAST GRE/FAST FIELD
ECHO
○ COHERENTES
■ SP GRE (SPOILED GRE)
O FAST STEADY STATE
INCOHERENT
SEQUENCES

37. TECNICA DE SPOILER (INCOHERENTE)
✘ Maniobras para aniquilar el componente transversal residual
al final de cada TR
✘ La potenciación es básicamente en T1
✘ Existen varias técnicas que pueden usarse:
○ GRADIANTES DESFASADORES O SPOILER
GRADIENTS con amplitudes variables de TR
○ RANDOMIZACIÓN DE LA FASE EN LOS VALORES
DE 𝛼0
✘ Se engloban las secuencias:
○ FLASH (fast low angle shot)
○ SPGR (spoiled Grass)
○ FMPSGR (fast multiplanar spoiled GASS:GE)
○ CE FFE T1 (Contrast enhacement fast field echo with
T1 weigthg
○ RF FAST (radio frequency spoiled fourrier adquired
Steady state
○ 3D FLASH (VIBE:volumentric interpolated breath hold
examination)

38. GRE COHERENTES: con alta intensidad de señal en líquidos
estáticos
✘ Tratan de aprovechar el
componente transversal residual
al final de cada TR mediante
técnicas de refase (rewind
gradiants)
✘ Imágenes potenciadas en T2* el
contraste depende básicamente
del cociente T1/T2 de los tejidos
✘ Los líquidos estáticos aparecen en
blanco y la señal de los líquidos
en movimientos dependerá de la
efectividad para minimizar la
sensibilidad del componente
transversal al movimiento
(TECNICA SANGRE BLANCA)

39. ✘ Aprovecha los dos componentes de la
magnetización residual, dificultad con los
líquidos móviles, FID SAMPLING
(SS_GRE_FID) O STEADY STATE
COHERENT GRE (SS-GRE)
○ GRASS (Gradient recalled adquisition
in the steady-state)
○ FISP (Fast imaging with steady-state
precession)
○ FFE (Fast field echo)
○ FAST
✘ Implica menos influencia del componente
longitudinal, más sensibilidad al movimiento,
CE-GRE
○ CE-GRASS (Contras enhanced
GRASS)
○ PSIF (reversal FISP)
○ CE FFE T2 (Contrast enhanced fast
field echo with T2 weigthing)
○ CE FAST (contrast-enhanced FAST)

40. ✘ TECNICAS DUALES O MIXTAS
✘ Si se diseña para lograr una fase final nula
○ FADE (fast adquisition double echo)
○ DESS (dual echo steady state)
USPOILED O
COHERENTES_FAST_(GRE/F)_ECHO en
versión 3D es decir mantener el componente
transversal en las 3 direcciones del espacio lo
que permite obtener sangre blanca poco
afectada por el movimiento. Siendo útil en
reconstrucciones del oído interno y nervios
craneales.
✘ True FIS
✘ BALANCED
✘ FIESTA
✘ ED CISS

41. GRE CON PREPARACIÓN TISULAR: MAGNETIZATION
PREPARED GRADIENT/FIELD ECHO: MP-GRE
✘ Utilizar la rapidez de llenado de las secuencias GRE con TR ultracortos y lograr la
potenciación mediante una preparación tisular previa.
✘ Para preparar el tejido utilizan una o varias emisiones de RF según queramos la
potenciación, esperando un cierto tiempo llamado TIEMPO DE PREPARACIÓN (TP) para
establecer las diferencias tisulares que buscamos
○ Potenciadas en T1
○ Contraste en T2
✘ Aplicar el 𝛼0
inicial de la secuencia GRE que sirve para llenar el espacio K
○ MP-RAGE (Magnetizatión Prepared Rapid Gradient Echos: SIEMENS)
IR FAST-GRASS ( Inversion Recovery FAST Gradient Adquisition in the Steady State:GE).
DE FAST-GRASS (Driven Equilibrium Prepared FAST- GRASS:GE)
IR MP-RAGE (GE)
RAM-FAST ( Rapid Acquisition Magnetization-Prepared FAST: MARCONI-PHILIPS)
SINGLE SHOT TURBOFLASH (SIEMENS)
SINGLE SHOT TURBOFISP (SIEMENS)
SINGLE SHOT TFE (Turbo Field Echo:PHILIPS)
✘ La pérdida de señal es un inconveniente que se supera con un llenado concéntrico del
espacio K, otra opción es hacer varias preparaciones tisulares y llenar línea por línea del

42. SECUENCIAS EPI
✘ Llenan el espacio K con ecos de
gradiente
ECHO_PLANAR_IMAGING (EPI)
después de la excitación inicial
generan un ECHO TRAIN LENGTH
dentro de un TR, cada TR utilizado
constituye un SHOT
○ SNAP/SINGLE SHOT
○ MULTISHOT EPI/ EPI
SEGMENTADA
✘ Ganan tiempo mediante gradientes
de codificación de frecuencia
bipolares
✘ Se diferencian
○ SE EPI se logra equivalentes a
T1 y T2
0
✘ Debido a su diseño la hacen muy
sensible a las variaciones de
susceptibilidad tisular (no existe
pulso refasador) haciendo que
aparezca un artefacto de distorsión
en la dirección de la fase:
desplazamiento químico entre el
agua y la grasa, también las hace
sensibles a movimiento y artefactos
de flujo.

43. SECUENCIAS FAST/TURBO SE
✘ Para bajar el tiempo de las clásicas
seria realizar algunas opciones
como:
○ NEX FRACCIONADOS
○ BANDWITH (BW)
○ FOV ASIMETRICO
✘ Recogen la idea de vías líneas de
espacio K por cada TR mediante
TREN DE ECOS o LONGITUD DE L
ACADENA DE ECOS se deben
repetir tantos módulos como Dim-
fase/ETL, el ETL algunas veces se
denomina TURBO FACTOR (Tf)
✘ Son muy efectivas para lograr
potenciaciones en T2 ej:
○ TSE (TURBO SPIN ECHO)
✘ Un aspecto característico de las
TURBO SE es que la intensidad de
señal grasa es mayor que en las
clásicas
✘ De las opciones para obtener el
llenado de varias líneas con un TR:
○ SINGLE SHOT(FAST/TURBO)
○ SPIN ECHO (SSFSE)
✘ O que se lleve poco mas de la mitad
del espacio
○ SINGLE SHOT FAST SPIN
ECHO (SSFSE) CON HALF
FOURIER y a la
HASTE (HALF FOURIER
SINGLE TURBO SPIN ECHO)

44. SECUENCIAS HIBRIDAS: GRADIENT_SPIN_ECHO
(GRASE, GRSE)
✘ Combinan la obtención de
ecos de spin, con la
obtención de gradiente
dentro de un mismo TR y
ecos spin. Presentan la
ventaja de disminuir los
artefactos de
susceptibilidad. El número
de ecos en cada módulo es
impar y se conoce como
FACTOR EPI (Ef)

45. AVANCES EN LAS SECUENCIAS IR
✘ A pesar de su buen
contraste en T1, las clásicas
fueron dejadas de lado por
su largo tiempo y se usan
solo para anular la señal
grasa en STIR, pero las
nuevas técnicas de llenado
del espacio K las han
revitalizado las técnicas IR,
explorado la características
que después de un pulso
inversor de 180, todo tejido
presenta un TI en que su
señal es nula, si con un
llenado rápido del espacio K
podemos captar esto,
estaremos ante una forma
de preparación tisular
✘ Anulación grasa
○ FAST/TURNO
○ EPI STIR
✘ Anulación de liquido
○ FAST/TURBO/E
PI (FLAIR)
✘ También podemos
usar dos pulsos para
anular dos estructuras
○ DIRFSE, TIRSE
✘ Anulación de tejido
○ Angiografia de
sangre negra
(Black blood
ARM: BBARM)

46. AVANCES EN LAS SECUENCIAS IR
✘ Marcadores de H de la sangre en el
calculo de flujo entre spin marcados y
no marcados, para cálculos de
perfusión sin contraste
○ STAR (signak targeting with
alternating radiofrecuency)
○ Con EPI (EPISTAR)
✘ También se utiliza la diferencia entre
dos pulsos no selectivo y selectivo
○ FAIR (Flow sensitive alternating
inversión recovery)

47. El punto de partida es
que por más sofisticada
que sea la secuencia, el
eco que va a llenar
una línea del espacio K,
únicamente puede
generarse mediante una
emisión de
radiofrecuencia (Eco
de Spin) o mediante un
gradiente bipolar (Eco
de Gradiente).

48. CONTROL DE LAS SECUENCIAS MEDIANTE LA IMAGEN:
LOS NAVIGATORS Y LOS TRACKING ECHOS
✘ Una nueva generación de técnicas de exploración
controlan el llenado del espacio K mediante una
señal que proviene de un volumen de interés
seleccionada previamente. A partir de estos ecos
guía o “navigator echos ” la señal recogida en la
secuencia es admitida o no para formar la imagen
aceptando unos intervalos de tolerancia que pueden
variarse. La utilización de ecos de navegación
permite reducir los artefactos debidos al movimiento
del paciente o al movimiento consecuencia del flujo
del LCR.
✘ Las secuencias actuales están dirigidas a controlar
mediante ecos rastreadores la señal que
llega de una región de interés. (ESCOPIA POR RM)

49. ADQUISICIÓN EN PARALELO/PARALLELIMAGING,
PARCIAL PARALLEL ADQUISITION (PPA. iPAT)

50. TECNICAS DE DIFUSIÓN
✘ La difusión solo implica los movimientos de traslación molecular y no los de
rotación o vibración, la difusión es independiente del valor del campo magnético.
✘ El agua libre está en continuo movimiento aleatorio debido a la agitación térmica.
A medida que pasa el tiempo aumenta su distribución mediante un ratio donde D
es un parámetro del medio llamado COEFICIENTE DEDIFUSION que se expresa
en cm2/s
✘ Causas que originan la imagen; el desfase de los spin tras un pulso, el agua con
sus interacciones spin-spin (mayor asincronismo), el hecho que difundan donde
se encuentran con campos magnéticos distintos, lo que origina un cambio en la fx
de relajación, las técnicas mas usadas son la STEJSKAL Y TANNER.
✘ Las secuencias son sensibles a la difusión únicamente en la dirección en que se
aplica el gradiente, por lo que será necesario aplicar al menos tres en las 3
direcciones del espacio.
✘ El contraste en la imagen final viene dado por el factor b (es el grado de
potenciación), si el valor es pequeño la sensibilidad de mov. En difusión es
minima y el contraste en T2 domina, para eliminar la contaminación en T2, es
preciso obtener imágenes en diferentes valores de b.

51. COEFICIENTE APARENTE DE DIFUSIÓN.

52. INTERPRETACIÓN
✘ El agua libre, sin proteínas, y estática, es
muy hiperintensa en T2 y muy hipointensa
en T1 Pero el agua con proteínas puede ser
hiperintensa en T1.
✘ Las imágenes pot. en T1 suelen tener
mejor SNR (signal-to-noise ratio) que las
pot. en T2
✘ Las imágenes pot. en T1 suelen tener
mejor SNR (signal-to-noise ratio) que las
pot. en T2

53. ✘ TOF Los protones de los tejidos estacionarios se
visualizarán saturados a causa de la repetición
continua de pulsos de radiofrecuencia bajando su
intensidad de señal, los protones de los tejidos no
estacionarios (con movimiento), como los que
componen la sangre, no experimentan excitación y
por lo tanto no se saturan, generando una alta
intensidad de señal. Para evitar la superposición de
interferencia entre vasos arteriales y venosos, la
técnica TOF utiliza bandas de saturación.
✘ Su finalidad es suprimir o saturar el sentido de uno de
los 2 tipos de vasos (arteria o vena). En el estudio de
las arterias carótidas la banda de saturación se sitúa
cranealmente, con la finalidad de suprimir la dirección
del flujo de las venas, principalmente la yugular, de tal
manera que solo se ve aumentada la señal en las
arterias carótidas, agilizando la lectura adecuada de
su recorrido vascular
✘ Todo vaso que no se encuentre en posición
perpendicular al plano de estudio se verá saturado o

54. ✘ . La técnica TOF3D utiliza un tiempo de eco (TE) menor y tiene mejor relación señal-r
✘ Las técnicas TOF2D y 3D abarcan 3 grupos principales; TOF2D, TOF3D y TOF3D segmentado
uido en comparación a la técnica TOF2D
✘ Las principales limitaciones de la técnica TOF son la susceptibilidad a la pérdida de señal en
zonas de flujo turbulento o muy lento3 y la necesidad de adquirir la imagen de manera
perpendicular a la dirección del flujo de los vasos de interés.
✘ Por otra parte, la técnica3D, a pesar de sus numerosas ventajas, tiene como principal limitación
la saturación progresiva de la sangre producida cuando esta fluye a través del volumen y está
sometida a repetidos pulsos de RF, dando como resultado una intensidad de la señal que
disminuye continuamente en la dirección del flujo.
✘ secuencias TOF se pueden visualizar artefactos relacionados con los tejidos que tengan un T1
muy corto.

55. ✘ La Phase contrast (PC) es una secuencia eco de gradiente en la que se aplica un gradiente
bipolar que provoca un desfase que depende de los componentes de la velocidad de los
tejidos. Esta técnica se basa en los cambios de fase de magnetización transversal de los
protones de la sangre con respecto a los de los tejidos estacionarios a lo largo de un
gradiente. Los tejidos estacionarios no presentan un cambio en la fase, a diferencia de la
sangre, que sí produce un cambio en la señal. Este desfase permite obtener imágenes
angiográficas en 3D y cuantificación del flujo en 2D
✘ Fenómeno físico de la técnica Phase contrast (PC). A través de un gradiente bipolar los
espines de los tejidos estacionarios se saturan, mientras que los espines en movimiento no
permanecen saturados.
✘ Por otra parte, la técnica PC combinada con la resonancia magnética convencional es la
técnica de elección más aceptada para descartar trombosis venosa cerebral, así como para
descartar la ausencia de flujo en los senos venosos principales. La técnica de PC2D está
indicada para distinguir flujo venoso lento de trombosis. Por otra parte, para los estudios de
alta resolución suelen utilizarse secuencias PC3D5.

56. Chemical shift artifacts of
the second kind are also
significantly affected by
an increase in magnetic
field
strength. These phase
cancellation or “India ink”
artifacts are seen in
voxels sharing both fat
and water
protons at specific TEs
corresponding to times
when fat and water
protons precess out of
phase with each other
resulting in signal
cancellation.

62. ✘ FIESTA (fast imaging employing steady state acquisition),
✘ Heavily T2-weighted MR cisternography–
type sequences—such as 3D driven equilibrium (DRIVE), fast imaging employing steadystate acquisition (FIESTA), or
constructive
interference in steady state (CISS) eco gradiante estado estacionario totalmente reenfocada CISS es una
modificación de TrueFISP
✘ LAVA : VIBE
✘ FIESTA es CISS
✘ Por necesidad, los tiempos de eco son relativamente largos, por lo que las imágenes HASTE suelen ser
ponderadas en T2. Sin embargo, junto con los pulsos de inversión preparatorios, se puede hacer que
asuman algún grado de contraste ponderado por densidad de espín y T1.
✘ HANSE These include 90°-180”-90” preparation pulse turbofast low-angle shot (FLASH) (2), long TE gradient
echo (3). PSIF (4), gradient and spin echo (GRASE) (5), and echo-planar imaging
y. Lack of artifacts is also an important attribute for an imaging sequence, and we had observed negligible
artifacts in all patients in this study. Breathing-related ghosting artifact, bowel motion, chemical shift, and
susceptibility artifact were virtually absent in all examinations
✘ DIXON on chemical shift and designed to achieve uniform fat suppression. suppression of fat signal is more uniform
and less affected by artifacts than many other techniques

63. ✘ The Dixon technique exploits the fact that water and fat molecules precess at different rates. As such, over time, they will
alternate between being in-phase and opposed-phase. Acquiring both in-phase and opposed-phase images simultaneously
allows the images to be combined mathematically in two ways which result in a total of four sequences 1:
1. in-phase = (water + fat)
2. opposed-phase = (water - fat)
3. fat only = in-phase - opposed phase = (water + fat) - (water - fat)
4. water only = in-phase + opposed phase = (water + fat) + (water - fat)
✘ The water only image can be used as a fat-suppressed image.
✘ The fat only image can then be combined with other sequences of various weightings to give fat suppression. It can also be
used for quantification in certain scenarios.
✘ One limitation of this method is that of fat-water swapping artifact which occurs in cases of magnetic field inhomogeneity.

64. ✘ ESTEATOSIS: con imágenes de cambio químico al identificar la pérdida de intensidad de la señal de
cambio químico difuso en la imagen de RM de fase opuesta
✘ WASP integra diferentes técnicas adaptativas para reducir los artefactos de susceptibilidad
causados por los implantes métalicos
✘ SPACE PVS CISS PARA PARES CRANEALES

65. DEFINICIONES
✘ Sequences with intense RF pulses such as
fast spin echo (FSE) and fluid-attenuated inversion recovery (FLAIR) have high SAR, as well as
GRE sequences with short TR such as SSFP and
MRA sequences.
✘ TOF tiempos de eco cortos y depende del flujo sanguíneo.
✘ T2 TSE
✘ DarK FLUID T2 TSE
✘ Hemo T2 FL2D (ECO GRADIANT)
✘ TOF FL3D T1??? (ECO GRADIANT) ANGIO SIN CONTRASTE TIEMPO DE VUELO
✘ ANGIO FL3D T2??? (ECO GRADIANT) CONTRASTE