TÉCNICA DE LA IMAGEN POR RESONANCIA MAGNÉTICA - serme es

RESONANCIA MAGNÉTICA (RM) La imagen por resonancia magnética (IRM) es un método tomográfico de emisión cuyas principales ventajas sobre otros ... tanto su separación durante la relajación es mayor que en SE. Su inconveniente principal es la necesidad de aplicar tiempos de repetición más largos, para que la relajación longitudinal se


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H, previamente introduci-dos en un potente campo magnŽtico est‡tico, denominado B
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La intensidad del campo magnŽtico que se utiliza para la ob-
Fig. 1.Se–al de resonancia magnŽtica. El vector de magnetiza-ci—n se inclina 90
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, desde el eje z, paralelo al CM, hasta el planotransversal Òx,yÓ. Su precesi—n produce una corriente elŽctrica al-
La aplicaci—n del pulso de inversi—n cuando el vector de unpara eliminar la se–al de tejidos con un T1 muy corto como, porna o inversi—n recuperaci—n con un tiempo de inversi—ncorto (Fig. 4). Utilizando un TI largo tambiŽn se puede elimi-nar la se–al de tejidos con un T1 largo como, por ejemplo, el
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secuencia IR, adem‡s de los par‡metros TR y TE, se a–ade porlo tanto un tercer par‡metro: el tiempo de inversi—n (TI) otiempo de aplicaci—n del pulso de 90
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, que determina no s—lo elcontraste de la imagen sino que posibilita la eliminaci—n de laEn IR el contraste de la imagen y la se–al del fondo pueden ma-linterpretarse debido a que la reconstrucci—n de la imagen pue-Secuencias de eco de gradiente con ‡ngulo limitado (EG)Este tipo de secuencias abarcan un amplio y diverso grupocuya principal caracter’stica es la obtenci—n del eco mediantela aplicaci—n de gradientes alternantes o inversos, en vez depulsos de refase de RF de 180
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. Junto a este tipo de refase seutilizan ‡ngulos de excitaci—n limitados, menores de 90
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, quepermiten la utilizaci—n de TR mucho m‡s cortos que en SE. Es-ta combinaci—n de ‡ngulo limitado y refase por gradientes per-mite acortar el tiempo de adquisici—n de la imagen de una ma-nera notable.
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El acortamiento del TR es uno de los meca-nismos de reducci—n del tiempo de exploraci—n. Con TR cor-tos es necesaria la utilizaci—n de ‡ngulos de excitaci—n meno-
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La aplicaci—n de un ‡ngulo menor de 90¼ inclina el vector demagnetizaci—n, de modo que puede descomponerse en una com-ponente longitudinal (Mz) y otra transversal (Mxy) (Fig. 5a). Laintensidad de la se–al de RM va a depender œnicamente del com-ponente transversal (Mxy). Con ‡ngulos menores de 90
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, al par-tir de una posici—n m‡s cercana al eje z, la recuperaci—n del vec-tor de magnetizaci—n longitudinal es m‡s r‡pida, siendo posiblela aplicaci—n de TR cortos sin saturar la muestra (Fig. 5b). Co-mo contrapartida, el componente transversal es menor. La se-–al es m‡s baja y las im‡genes son m‡s ruidosas. Habitualmen-te, esto obliga a aumentar el nœmero de adquisiciones.En las secuencias SE se aplica un pulso de RF de 180¼ pa-ra refasar los protones, mientras que en las secuencias EG el
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APêTULO
TŽcnica de la Imagen por Resonancia MagnŽtica Â¥ La diferencia de se–al entre los diferentes tejidos traducela resoluci—n de contraste. Esta es superior a la de cualquierotro mŽtodo de imagen diagn—stica. En la IRM, la se–al y elsegœn las diferentes potenciaciones de las secuencias, inclusopuede suprimirse la se–al de diferentes tejidos. Esta posibilidadexploraci—n. Desde la utilizaci—n pr‡ctica de la resonancia mag-dŽcada de los ochenta, la disminuci—n en los tiempos de ex-ploraci—n junto con mejoras en la resoluci—n espacial, han sidoobjetivos preferentes en la evoluci—n tecnol—gica de este mo-
Secuencias de lectura
cias, la mayor’a son modificaciones y variantes de las secuen-cias b‡sicas que se van a describir a continuaci—n. Para crearuna imagen es necesaria la aplicaci—n de pulsos de excitaci—nde RF durante el proceso de relajaci—n. Inmediatamente des-puŽs, se mide la se–al obtenida, generalmente en forma de eco.la aplicaci—n de uno o m‡s pulsos de refase de RF, o bien degradientes. El conjunto de cada pulso de excitaci—n de RF y lospulsos o gradientes de refase posteriores necesarios para pro-ducir una se–al medible se denomina ciclo de pulsos. Junto alos pulsos de RF es necesaria la aplicaci—n de gradientes decampo magnŽtico para la localizaci—n y codificaci—n espacial dela se–al. En IRM, es necesario repetir estos ciclos 64, 128, 256,512 — 1024 veces para rellenar el espacio K o matriz de datosLa secuencia m‡s elemental, m‡s conocida y, probable-mente todav’a hoy, la m‡s utilizada en IRM, es la secuencia es-p’n-eco, eco de esp’n o SE. El esquema b‡sico de la misma con-siste en un pulso de excitaci—n inicial de 90
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para inclinar el vec-tor de magnetizaci—n longitudinal al plano transversal, seguidode uno o dos pulsos de refase de 180
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para obtener uno o dos
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Cuando el ciclo de pulsos contiene m‡s de una se–al deeco, generalmente dos, se denomina secuencia multieco, do-ble eco o dual echo. En este caso, con cada eco se forma unaimagen. Esta secuencia produce un contraste est‡ndar entretejidos, de f‡cil reconocimiento, que depende preferentemen-
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heterogeneidades del campo magnŽtico, no aleatorias, y, enmenor medida, las heterogeneidades en los campos magnŽti-cos locales producidas por diferencias de susceptibilidad mag-nŽtica de los tejidos. Los ecos obtenidos decaen exclusiva-mente por la relajaci—n T2 de los tejidos, debido a la interac-
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El contraste de la imagen, seleccionando una potenciaci—nen DP, T1 o T2, se regula manejando los par‡metros: a) tiem-po de repetici—n (TR), que controla la cantidad de relajaci—nlongitudinal, y b) tiempo de eco (TE), que controla la cantidadde desfase del componente transversal de la magnetizaci—n. Lapotenciaci—n en T1 se obtiene combinando un TR corto y unTE largo; la potenciaci—n en DP con un TR largo y un TE cor-to, y la potenciaci—n en T2 con un TR largo y un TE largo. Losel mismo TR tras un œnico pulso de excitaci—n. T’picamente,en la secuencia SE el tiempo de adquisici—n de im‡genes po-tenciadas en T1 y T2 puede variar de 1 a 10 minutos, depen-diendo de la longitud del TR, del nœmero de pixeles de la ma-triz en la direcci—n de la codificaci—n de fase y del nœmero deLos ciclos de pulsos de la secuencia inversi—n recuperaci—n
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el vector de la magnetizaci—n longitudinal. Durante su relaja-
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poder medir la se–al. En este momento, el ciclo continœa co-mo en la secuencia SE, aplic‡ndose posteriormente un pulso
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una fuerte potenciaci—n en T1, debido a que las curvas de re-lajaci—n longitudinal comienzan desde un valor doble, y por loSu inconveniente principal es la necesidad de aplicar tiemposcomplete. La utilizaci—n de TR largos prolonga el tiempo de ad-
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10Â¥ RM del Sistema MusculoesquelŽtico
Fig. 3. Esquema de la secuencia IR. Pulso inicial de 180
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que in-vierte la magnetizaci—n longitudinal. Durante el proceso de relaja-ci—n se aplica un pulso de 90
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que traslada la magnetizaci—n lon-gitudinal, desde cualquier valor positivo o negativo, al plano trans-
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y otro de 180
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para la obtenci—n del eco.
Fig. 4. Curvas de relajaci—n T1 en la secuencia IR. Durante la re-lajaci—n longitudinal, la aplicaci—n de un pulso de 90
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en el mo-mento a, suprime la se–al de un tejido con un T1 corto (STIR). Sise aplica en el tiempo b, se suprime la se–al de un tejido con un T1
TR tienen la misma codificaci—n de fase; cada l’nea del espaciono es un factor limitante, el tiempo de adquisici—n de la imagenes inversamente proporcional al nœmero de ecos o longitud delricamente el tiempo de adquisici—n por un factor de ocho. Elnœmero de l’neas que se rellenan en cada TR se denomina seg-El contraste obtenido en la secuencia TSE es en generalsimilar al de una secuencia SE convencional. Las diferenciassa aœn en im‡genes potenciadas en T2.
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Esto es debido al efec-mœltiples pulsos de refase de 180
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. Este efecto pude obviarsecon la aplicaci—n de tŽcnicas de supresi—n grasa. Otras dife-rencias son la aparici—n de artefacto por emborronamientocuando se utilizan tiempo de eco largos. El detalle puede me-jorarse aplicando tŽcnicas de HF en TSE segmentado. Por œl-timo el efecto de transferencia de la magnetizaci—n, igualmen-
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, puede saturar algunas estructuras y disminuir la capaci-En TSE, el manejo del TE es similar, debiendo situar las l’-neas centrales del espacio K alrededor del TE seleccionado, yaque son las l’neas centrales, o de codificaciones de fase bajas,las que aportan el contraste global a la imagen. En TSE, eltiempo de eco se denomina TE efectivo (TE
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), debido a quetiempo de eco de los centrales en el espacio K determina el con-La secuencia TSE se puede combinar con prepulsos depreparaci—n de la magnetizaci—n, como un pulso de inversi—nde 180
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(IR-TSE), o con tŽcnicas de saturaci—n de la grasa
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La secuencia eco-planar (EPI) es un una forma de adquisi-
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Sin embargo, hasta la dŽcada de los noventa no ha tenido apli-La rapidez de la secuencia deriva de la adquisici—n de mœl-tiples l’neas del espacio K tras el pulso de excitaci—n. Al igualdificaciones de fase por TR. En su forma m‡s pura se adquie-ren todos los perfiles o vistas tras un œnico pulso de excitaci—n(single-shot o snapshot). En estas condiciones, y con una ma-triz de baja resoluci—n, la adquisici—n de la imagen puede durarEn EPI, los ecos se obtienen a partir de la FID, aplicandomuy r‡pidamente gradientes de lectura alternativos de signopueden adquirir cuatro ecos de gradiente en el mismo tiempoEn EG-EPI la potenciaci—n es muy fuerte en T2*. Las con-secuencias son: a) una alta sensibilidad a artefactos por sus-ceptibilidad magnŽtica; b) un desplazamiento qu’mico muchomayor que en cualquier otra secuencia que, adem‡s, al con-de la codificaci—n de fase, y c) una SNR pobre. El gran despla-Para la tŽcnica de disparo œnico (), en la que to-das las codificaciones de fase se producen tras un œnico pulsode excitaci—n, se aplican gradientes muy intensos y r‡pidos, del
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La tŽcnica de mœltiples disparos (), en la se ad-quiere œnicamente una parte del espacio K tras cada pulso deexcitaci—n (segmentaci—n del espacio K), es la m‡s utilizada ac-tualmente para la adquisici—n de im‡genes diagn—sticas. Esta
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La alta resoluci—n temporal de EG-EPI efectuar estudios funcionales y de perfusi—n cerebrales, y es-tudios cardiacos con secuencias de 10-12 im‡genes por segun-do. En el sistema mœsculo-esquelŽtico son posibles los estudioscinem‡ticos articulares. Esta forma de EPI es la base de la fluo-eco del esp’n (SE-EPI), cuya utilidad es la potenciaci—n en T2,fase de 180
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(Fig. 10). SE-EPI puede combinarse con pulsos deinversi—n previos (IR-EPI), para aumentar el contraste de laSe puede decir, genŽricamente, que en todas las secuen-cias de RM la rapidez de la adquisici—n es inversamente pro-fiesto en la secuencia EPI. Por ello, en las aplicaciones actua-les en estudios de cuerpo el relleno del espacio K en la secuen-cia EPI se realiza de forma segmentada; el espacio K se rellenacon mœltiples disparos (m). Al igual que en TSE, el nœ-
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APêTULO
TŽcnica de la Imagen por Resonancia MagnŽtica Â¥ eco se forma por un mecanismo diferente: la aplicaci—n de ungradiente, generalmente en la direcci—n del eje x (Gx) (Fig. 6).En las secuencias EG se puede producir el eco a partir dela FID o a partir de un eco m‡s lejano, con una estructura si-milar a la de una secuencia SE. Las secuencias EG se puedenEn estas secuencias, el contraste de la imagen y su poten-de inclinaci—n y del TE. La aplicaci—n de ‡ngulos entre 40
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de im‡genes puras T1 es necesario destruir cualquier magneti-zaci—n transversal residual antes de cada pulso de excitaci—nque pudiera ÒcontaminarÓ el siguiente ciclo.
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Estas secuenciasse denominan spoiled gradient-echo. Por el contrario, ‡ngulosEn estas secuencias, la potenciaci—n es en T2* y no en T2,debido a que los gradientes para la formaci—n de los ecos nocancelan los efectos de las heterogeneidades del campo mag-nŽtico y los efectos de susceptibilidad magnŽtica, como suce-
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En las secuencias EG, al igual que en SE e IR, cada TR co-La secuencia turbo esp’n-eco (TSE) o fast spin-echo es una secuencia r‡pida desarrollada comercialmente a partir
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El ciclo de pulsos de esta secuencia se caracteri-
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en SE,y la posterior formaci—n de dos o m‡s ecos de esp’n pro-ducidos por pulsos de refase de 180
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(Fig. 7). T’picamente, enla utilizaci—n convencional de la secuencia se adquieren entre4 y 32 ecos (siempre m‡s de 2), aunque pueden llegar a 256 engitud del tren de ecos, echo train length, ETL, factor turbo oTF. La caracter’stica b‡sica de esta secuencia es que cada ecosecuencia inmediata es una disminuci—n dr‡stica del tiempo deadquisici—n, proporcional al TF, o lo que es lo mismo al nœme-ro de l’neas del espacio K que se rellenan en cada TR. En la se-cuencia SE convencional cada eco, uno o dos, obtenidos en un
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con tres pulsos de refase de 180
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, que producen otros tantos ecos.
Fig. 8. Secuencia TSE. Esquema de un segmento o TR en TSE, y su
de esp’n, en vez de la FID, el que se descompone en mœltiples ecos
Fig. 14. Codificaci—n de frecuencia. Antes de la se–al de eco seaplica un gradiente que desfasa los protones en sentido horizon-tal. Durante la lectura y muestreo del eco, los protones se refasanprogresivamente. Este gradiente var’a las frecuencias en sentidotransversal. En el centro del eco, el gradiente tiene un valor igual a0 y la frecuencia es 0. En este instante la fase y frecuencia de losprotones es igual en todo el corte. En los extremos del gradiente
Fig. 15. a)Codificaci—n de fase 0: los protones de este corte esquem‡tico del cr‡neo tienen la misma fase en sentido vertical. b)Codifi-caci—n de fase 1: mediante la aplicaci—n de un gradiente los protones se desfasan 360
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en sentido vertical. c)Codificaci—n de fase 2: ungradiente m‡s intenso que en la figura 15 b, los protones se desfasan 720
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en sentido vertical.
Fig. 13. Esquema del gradiente de lectura. Durante la lectura deleco se aplica un gradiente negativo-positivo, que produce dife-
Fig. 16. Se–ales de los ecos y su ordenaci—n en el espacio K. ecos con codificaciones de fase bajas (a) tienen una intensidad ma-yor que los ecos con una codificaci—n de fase extrema (b). Por con-venci—n, el eco con una codificaci—n de fase 0 se sitœa en el centrodel espacio K, y los ecos con una codificaci—n de fase m‡xima en
del espacio K corresponde a una se–al de eco, y se representa me-diante puntos. Cada punto representa una muestra del eco con unacodificaci—n diferente en sentido horizontal. El eje Kx representa lasfrecuencias espaciales horizontales y el eje Ky las verticales. La TF
Fig. 20. Ejemplo de partial scan o zero-filling. n una matriz dede fase, siendo sustituidas por valores 0. Se mantiene un FOV cua-
Fig. 21. Ejemplo de relleno parcial. Ejemplo de adquisici—n deldel tobillo la notable disminuci—n del detalle en adquisici—n con
esto no sucede, por lo que en la pr‡ctica se adquieren algo m‡sde la mitad de las l’neas (Fig. 25), debido a los errores de fasea travŽs de la muestra.
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Estas l’neas adicionales sirven para la
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La disminuci—n del tiempo de adquisici—n en la tŽcnica deFourier parcial es proporcional al nœmero de l’neas que se de-jan de obtener. Normalmente suele ser del 40-45% (Fig. 26).Con esta tŽcnica, el FOV y el tama–o del v—xel permanecenLa tŽcnica de Fourier parcialse ve penalizada con una cier-ta pŽrdida de la SNR. Por ejemplo, con una adquisici—n al 50%la SNR se reduce por un factor, comparada con una lectura to-Los artefactos por movimiento son m‡s acentuados, pues-to que si aparecen durante una fase de la adquisici—n, tambiŽnson duplicados con los datos sintŽticos o calculados. Por estemotivo, se aplica con frecuencia al estudio de estructuras y zo-nas anat—micas menos susceptibles a artefactos por movi-miento, as’ como para tŽcnicas de alta resoluci—n, que preci-Existen combinaciones de todas las tŽcnicas revisadas (por-centaje de scan, FOV rectangular, Fourier parcial). Inclusoexisten otras combinaciones encaminadas a la obtenci—n m‡sr‡pida de im‡genes, como es la utilizaci—n de una secuencia conun TR corto, TE corto y Fourier parcial, como en la secuencia
Otras lecturas del espacio K
En las secuencias que se basan en el relleno de varias l’ne-as del espacio K por cada TR se pueden realizar dos tipos de ba-rrido o relleno. El recorrido del espacio K desde una codificaci—nde fase extrema hasta la opuesta pasando por el centro se de-nomina barrido lineal. Inicialmente se obtiene el eco con una co-dificaci—n de fase -127 y finalmente el eco +128 (Fig. 27).Otra posibilidad es un relleno que comienza en el centro,con la codificaci—n de fase 0, y alternativamente se obtienencentro-extremos o ) (Fig. 27). Este barrido se puedeefectuar alternado codificaciones de fase positivas y negativasen un segmento, o adquiriendo segmentos que tengan codifi-
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En el barrido centro-extremos (), las codificacio-nes de fase bajas, que aportan el contraste de la imagen, se ad-quieren al comienzo del TR, mientras que en el barrido lineallos ecos centrales se adquieren en la mitad del barrido (Fig. 28).
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APêTULO
TŽcnica de la Imagen por Resonancia MagnŽtica Â¥ RM es posible eliminar codificaciones fase extremas sin ser sus-tituidas por ningœn valor. Si simult‡neamente se mantiene uncaci—n de fase (p’xel rectangular). Esto produce un emborro-Este tipo de relleno se basa en la adquisici—n alterna de l’-neas del espacio K. La alternancia se efectœa a expensas de lasl’neas m‡s alejadas del centro del espacio K para no compro-meter la resoluci—n de contraste ni la SNR, al ser adquiridosecos con mayor se–al. Las l’neas no adquiridas no se represen-drado. Este mŽtodo se utiliza para acortar el tiempo de adqui-sici—n y, simult‡neamente, acoplar el campo de medici—n a de-nen, ya que se adquieren suficientes codificaciones de fase ex-se miden, œnicamente, 192 codificaciones de fase o perfiles yel tama–o del FOV final en la direcci—n de la codificaci—n de fa-La imagen con Fourier parcial o Half Fourieres un mŽto-o ecos de aproximadamente la mitad del espacio K. (Fig. 24).
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Aunque en teor’a es posible la lectura de s—lo la mitad del es-sici—n tambiŽn se la denomina tŽcnica de simetr’a de fase con-En algunas publicaciones se la denomina, de manera inco-rrecta, NEX fraccionado. Esta œltima denominaci—n es err—-Las im‡genes generadas mediante Fourier parcial se basanta anteriormente (Fig. 24). La se–al de eco obtenida con unamŽtrica con respecto a la se–al con la misma codificaci—n depunto simŽtrico respecto al origen. Ambos puntos tienen uncomponente real del mismo signo y un componente imagina-La simetr’a es perfecta si el campo magnŽtico principal y
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Fig. 24. Simetr’a hermitiana del espacio K. Representaci—n delda del espacio K: cada punto de muestreo del eco a un lado del es-
Fig. 27. Barridos del espacio K. Tipos b‡sicos de lectura del espa-cio K: barrido centro-extremos (izquierda), y barrido lineal de ex-
Fig. 26. Fourier parcial. Ejemplo de un corte sagital del cr‡neo conun espacio K al 100% (imagen superior), y la misma con un es un 40% menor. La calidad de la imagen es pr‡cticamente igual.
secuencias, siempre que el TR sea lo suficientemente largo pa-ra excitar simult‡neamente varios cortes. En la adquisici—n 2Dla resoluci—n en la direcci—n del plano (x,y) puede ser muy al-ta. Por ejemplo con un FOV de 150 y una matriz de 256, la re-soluci—n es de 0,5. El grosor de corte m’nimo es de 3-4 mm,Con la tŽcnica 3D se puede mejorar mucho la resoluci—nen la direcci—n del grosor de corte. En esta forma se adquiereen la direcci—n del grosor de corte (habitualmente el eje z), apli-de codificaciones de fase en el eje z (particiones). El n¼ de cor-tes o particiones del volumen depende del n¼ de codificacionesde fase en esta direcci—n, y suele ser de 30 hasta 128. Debidoal largo tiempo de adquisici—n, se utilizan secuencias EG, cuyoventajas de la tŽcnica 3D es la adquisici—n de cortes muy finos
SEMIOLOGêA BçSICA
La se–al de RM y como consecuencia el contraste en lasim‡genes depende preferentemente de la DP, el T1 y T2 de lostejidos, y en menor medida del flujo, perfusi—n, difusi—n, etc.tejido puede verse blanco, negro, o en todo el rango de grisesDe una manera elemental la mayor’a de los tejidos patol—-gicos, al contener una mayor proporci—n de agua libre, tienenun T1 m‡s largo y un T2 tambiŽn m‡s largo por lo que se vende la se–al en DP depende de si la imagen est‡ verdaderamen-te potenciada en DP. Para esto se requieren TR muy largos conel fin de eliminar totalmente el efecto T1 (en SE aproximada-mente 3000-4000ms). En este caso las lesiones son general-mente ligeramente hiperintensas. Habitualmente se utilizanTR m‡s cortos, por lo que la patolog’a y las estructuras con unaEn la tabla siguiente se esquematiza la se–al de algunas es-tructuras y patolog’as en T1 y T2, en secuencias con un con-
IntermediaIntermediaIntermedia-bajaIntermedia-altaIntermedia-altaIntermediacalcificaciones, tendones:Bajainflamaci—n, tumor:BajaHematoma subagudo:AltaVariableAltaVariableBaja
Cart’lago hialino:BajaIntermedia
Naturalmente la intensidad de la se–al de un proceso pa-tol—gico depende del —rgano o estructura de referencia, o en elque asiente. Por ejemplo en una rotura meniscal, la zona de
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APêTULO
TŽcnica de la Imagen por Resonancia MagnŽtica Â¥ cio tras un œnico pulso de excitaci—n (256 ecos). Este tipo deSin embargo, en la pr‡ctica es m‡s habitual la adquisici—nsegmentada del espacio K. Los ecos de cada TR rellenan par-cialmente el espacio K, siendo necesario m‡s de un pulso de ex-citaci—n para el relleno total. Por ejemplo, en una matriz de256, si cada TR tiene 8 ecos, son necesarios 32 TR o 32 seg-Existe un relleno especial del espacio K consistente en unalectura espiral. Este tipo de relleno se utiliza en la secuenciaEPI. Se adquieren inicialmente los puntos centrales del espa-cio K y, progresivamente siguiendo una espiral, los m‡s aleja-dos del centro (Fig. 29). Para esto es necesaria la aplicaci—n de
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y a los artefactos por movimiento. En su modalidad se utiliza con matrices de 64x64, obteniŽndose im‡genes deLa forma de adquisici—n espiral segmentada se utiliza paraim‡genes con mayor resoluci—n. En esta modalidad cada espi-
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En cualquiera de sus modalidades, puede considerarse que
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na circular del espacio K. Las im‡genes obtenidas son muy po-trucci—n de la imagen a partir de los datos obtenidos de estemodo, por lo que en la pr‡ctica cl’nica no ha sustituido al FOVEsta modalidad de adquisici—n r‡pida de im‡genes se iniciacon una primera adquisici—n de alta resoluci—n de todo el es-veces con un porcentaje de barrido muy bajo, para reducir eltiempo de exploraci—n. Para la reconstrucci—n final de todas lasim‡genes se utilizan los datos completos de la primera, quete. Esta secuencia se aplica fundamentalmente para estudios
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TŽcnicas con preparaci—n del contraste
En este apartado las tŽcnicas m‡s conocidas son las quepermite la supresi—n de la se–al de la grasa. Una secuencia quese utiliza habitualmente con este prop—sito es la secuenciaSTIR. Tras la aplicaci—n de un pulso de inversi—n de 180
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rante su recuperaci—n longitudinal, la grasa se suprime apli-cando el pulso de 90
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cuando su magnetizaci—n longitudinal porel punto 0. En los sistemas de medio y alto campo el este tiem-po de inversi—n suele ser de 100-150 ms. Los inconvenientes deesta tŽcnica son los largos tiempos de exploraci—n y una S/Rbaja (im‡genes muy ruidosas)y una alta sensibilidad al movi-miento. Su principal aplicaci—n en ME es la detecci—n de zonascon mayor cantidad de agua libre, como el edema, especial-mente si se localiza en la mŽdula —sea,
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donde mediante otrassecuencias puede ser dif’cil la diferenciaci—n entre edema y mŽ-Otras tŽcnicas de supresi—n de la grasa se basan en la sa-turaci—n de la grasa por saturaci—n espectral. Estas secuencias(CHESS, SPIR, etc.) se basan en la distinta frecuencia de pre-
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al comienzo de la secuencia pulsos de RF en la frecuencia deprecesi—n de la grasa, esta se satura. Posteriormente se iniciael ciclo con pulsos de excitaci—n de RF en la frecuencia del
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en el agua para adquirir la imagen. En el sistema mœsculo es-quelŽtico esta forma de supresi—n grasa es œtil para el estudiode meniscos, cart’lago articular y para estudios realzados conEn la secuencias turbo EG (Turbo FLASH, TFE etc.) seaplica un pulso de preparaci—n consistente en un pulso de in-versi—n de 180
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, para aumentar el contraste durante la adqui-sici—n de la imagen. Esta secuencia r‡pida, basada en las se-cuencias de EG, tiene escasas aplicaciones en ME, utiliz‡ndo-
Adquisici—n 2D versus 3D
La adquisici—n 2D supone la excitaci—n de cortes indepen-dientes, bien un corte por cada TR, o bien varios cortes por ca-da TR (tŽcnica multicorte). La primera forma de adquisici—nse aplica preferentemente en las secuencias r‡pidas, para es-tudios din‡micos o con respiraci—n mantenida, mientras que latŽcnica multicorte se aplica de forma habitual en todo tipo de
22Â¥ RM del Sistema MusculoesquelŽtico
del fŽmur adyacente. Mixoma intramuscular asociado a displasia
el hueco popliteo, hiperintensa y de estructura heterogŽnea. Diag-
sible en el receso suprarotuliano con extensas im‡genes hipoin-tensas en la sinovial que corresponden a dep—sitos de hemosideri-na. Las secuencias de eco de gradiente (EG) son muy sensibles alos efectos de susceptibilidad magnŽtica facilitando la identifica-ci—n de dep—sitos de hemosiderina. Diagn—stico: Sinovitis vellono-
Fig. 34. Corte axial de la rodilla potenciado en DP con satura-ci—n espectral de la grasa.El cart’lago muestra una intensidad de
Fig. 35. Artograf’a RM de hombro.Corte axial T1 con saturaci—nde la grasa. Ausencia de visualizaci—n, por avulsi—n, del rodete gle-
actuales permiten la combinaci—n de varias bobinas para el es-‡reas extensas con una alta S/R se utilizan bobinas multiele-
CONTRASTE INTRAVENOSO (GADOLINIO)
Aunque el contraste entre los tejidos es muy alto en la RM,en ocasiones es insuficiente para diferenciar las estructuras nor-males y patol—gicas, o para caracterizar estas œltimas. Los me-dios de contraste utilizados en el sistema mœsculo-esquelŽticomodifican la se–al de los tejidos aumentando la relajaci—n T1.El medio de contraste m‡s utilizado son los compuestos de ga-dolinio (Gd). El Gd
+ + +
es una sustancia paramagnŽtica que tie-t—n. Los medios de contraste de Gd no son espec’ficos de nin-gœn tejido. Su mecanismo de acci—n es indirecto, influencian-do la relajaci—n de los tejidos adyacentes, su T1. La distribu-ci—n del contraste en los tejidos es bicompartimental, como enEs posible aumentar el contraste entre tejido normal y lalesi—n aprovechando la fase vascular del realce, marcando lasdiferencias de la vascularizaci—n entre un parŽnquima normalEn los tumores de partes blandas y en los tumores —seos lautilizaci—n de compuestos de gadolinio, tanto en forma de estu-dios din‡micos como est‡ticos, permite diferenciar zonas de tu-mor viable, necrosis y edema peritumoral, y por lo tanto la res-puesta al tratamiento. Asimismo es œtil para la diferenciaci—n en-tre una recidiva tumoral y cambios postquirœrgicos. Para el diag-n—stico rutinario de los tumores de las partes blandas no est‡ in-dicada la utilizaci—n de gadolinio, ya que aumenta la duraci—n dela exploraci—n, la encarece, y no suele aumentar la capacidad dedetecci—n ni la caracterizaci—n. Se ha propuesto la diferenciaci—nentre tumores benignos y malignos por el grado de vasculariza-ci—n y realce. Sin embargo el gran solapamiento que puede exis-tir entre ambos no permite una diferenciaci—n fiable por el gra-do y rapidez del realce tras la administraci—n de Gd (35).En las lesiones inflamatorias articulares la administraci—nde contraste permite diferenciar entre el l’quido articular y lacontraste resulta œtil en la evaluaci—n de la infecci—n musculo-nosa, donde va a existir un realce difuso, de un absceso que va
BIBLIOGRAFêA
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APêTULO
TŽcnica de la Imagen por Resonancia MagnŽtica Â¥ ta. En la tŽcnica TOF la se–al de los vasos puede realzarse conla administraci—n de gadolinio endovenoso. Los cortes obteni-La tŽcnica angiogr‡fica de contraste de fase (phase contrasto PC) es algo m‡s compleja, y requiere una tecnolog’a m‡s so-fisticada. Se basa en los cambios de fase de los protones de lasangre con respecto a los de los tejidos estacionarios a lo largode un gradiente. Se aplican gradientes bipolares (gradiente po-refasar los protones) en las tres direcciones del espacio. Los te-jidos no m—viles (tejidos estacionarios) no presentan una ga-nancia neta de la fase al compensarse el gradiente positivo conel negativo. La sangre, sin embargo, mantiene un cierto cam-bio de fase al moverse fuera del plano, que no se compensa conel segundo gradiente. Este desfase se puede medir. La selec-ci—n y amplitud de los gradientes permiten demostrar sangrearterial o venosa, segœn la velocidad del flujo. Se puede adqui-rir con tŽcnica 2D o 3D. Los cortes son reconstruidos y los va-sos se muestran finalmente con tŽcnica MIP, al igual que enTOF. Las secuencias utilizadas en la angiograf’a por son lasLas tŽcnicas de sangre negra se basan en la pŽrdida de se-–al que presentan los protones m—viles en las secuencia basa-das en los ecos del esp’n. Para producir una se–al, los proto-nes deben recibir un pulso de excitaci—n y otro de refase de
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. Los protones estacionarios reciben ambos, mientras quelos protones m—viles (la sangre) que han abandonado el corteantes del pulso de refase, no emiten se–al. Al contrario de loque sucede en las tŽcnicas descritas previamente (la se–al proviene de los tejidos estacionarios, mientras que lasangre es negra. Este efecto de sangre negra aumenta cuan-to mayor es la velocidad de la sangre, mayor es el grosor delcorte y mayor es el par‡metro TE. El efecto tambiŽn es m‡smarcado en las secuencias SE multieco, como la secuenciaTSE.
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La angiograf’a RM con gadolinio se basa en el acortamien-to del T1 de la sangre cuando se inyecta una sustancia para-magnŽtica, como un compuesto de Gd. Se utiliza la tŽcnica 3DEl gadolinio produce una r‡pida recuperaci—n del vector demagnetizaci—n longitudinal (acortamiento del T1) de la sangre,que no se satura aœn con tiempos de repetici—n tan cortos,mientras que los tejidos estacionarios sufren el efecto de la sa-turaci—n, y la consiguiente pŽrdida de se–al. Los datos 3D seadquieren durante el primer paso del bolo de contraste por elde paso o muy preciso. Como el tiempo de circulaci—nde la sangre puede ser muy variable, es aconsejable la utiliza-ci—n de un inyector autom‡tico en vez de inyecci—n manual, yun mecanismo de detecci—n autom‡tica de la llegada del bolode contraste. Con esta tŽcnica los tiempos de exploraci—n sonm‡s cortos que en las tŽcnicas anteriores, del orden de segun-dos, pudiendo efectuarse con respiraci—n mantenida. Es la tŽc-nica utilizada actualmente para el estudio de los grandes vasos,
BOBINAS
Las bobinas o antenas de recepci—n son los elementos quese colocan cerca de la zona a explorar para recibir la se–al deRM. Para los estudios del sistema mœsculo-esquelŽtico se pue-den utilizar segœn su forma antenas de volumen o antenas desuperficie, y segœn su tecnolog’a antenas lineales y antenas decuadratura. Lo ideal es la combinaci—n de antenas de volumen,que rodean casi totalmente la zona a estudiar, y antenas decuadratura, que reciben la se–al por dos canales ortogonales,aumentando la se–al en un 40% con respecto a las bobinas li-neales. Como principio b‡sico la bobina debe estar lo m‡s cer-
26Â¥ RM del Sistema MusculoesquelŽtico
Figs. 36 y 37. a)Cortes sagitales de rodilla SE T1.Im‡genes tubulares hipointensas de aspecto serpinginoso que se dirigen desde losvasos popliteos hacia la articulaci—n. Angiograf’a RM por contraste de fase. Se delimita correctamente la lesi—n vascular y sus vasos de
grasa, tras la administraci—n de Gd intravenoso.Masa de as-pecto infiltrativo entre la esc‡pula y la pared tor‡cica que presen-

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