10-04 Secuencias espín-eco múltiple

Las secuencias de spin eco no están limitadas a un único pulso de 180° y su eco. Sus ventajas residen en la posibilidad de formar una multitud de ecos mediante la transmisión de un tren de pulsos de 180°. Así podremos recibir una serie de imágenes con TE en aumento constante.

La secuencia MSE más conocida es la secuencia de Carr-Purcell-Meiboom- Gill (CPMG). La eficiencia de una secuencia multiecho es mucho mayor que un solo eco o una secuencia de inversión-recuperación, tanto en términos de tiempo de exploración como en la creación de contraste [⇒ Rinck]. Las secuencias SE sim­ples y múltiples permiten la adquisición de un único segmento, de múltiples cortes y modos 3D. Las imágenes multicorte están limitadas por el TE y TR. Su contraste también se ve influido por los espacios entre los cortes y el flujo en los vasos. En las imágenes en 3D, se excitan simultáneamente el volumen de in­te­rés completo y los cortes se obtienen mediante el uso de una fase adicional de co­di­fi­ca­ción de gradiente. Sin embargo, la adquisición de imágenes 3D mediante secuencias SE implica mucho tiempo y es prohibitivamente larga en entornos clínicos.

10-04-01 Espín-eco rápido

La adquisición múltiple de datos mediante spin-eco puede ser acelerada uti­li­zan­do secuencias espín-eco rápido (Rapid Spin-Echo, RSE). También se les conoce como RARE (Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement – Ad­qui­si­ción Rápida con Relajación Mejorada), FSE (Fast Spin-Echo), y TSE (Turbo Spin-Echo). Se pueden añadir al arsenal de secuencias RSE otras que pueden utilizar trenes más largos de eco (HASTE, GRASE y similares).

En lugar de utilizar la misma codificación defase para cada eco, y cada eco co­mo una línea de una imagen asociada con un TE particular, se pueden aplicar distintos niveles de codificación. Así, estos ecos puede ser representados por diferentes líneas en el espacio k de una imagen. El ahorro de tiempo en esta se­cu­en­cia viene determinado por el numero de ecos incorporados a la imagen por cada excitación. Si en utilizamos una secuencia spin-eco, con una matriz de la imagen de 256×256, y un tiempo de adquisición de datos de 256 segundos (4 minutos y 16 segundos), mediante una secuencia RSE con 8 ecos necesitaremos para la adquisición de datos: 256/8 = 32 segundos; con 16 ecos, necesitaremos para la adquisición: 256/16 = 16 segundos. Secuencias de múltiples cortes ne­ce­si­ta­rán más tiempo, acorde con el número de cortes que se quieran adquirir.

Por tanto en las secuencias de RSE hay que tener en cuenta, además de TR y TE, otros dos parámetros: el número de ecos por excitación (también llamado longitud del tren de ecos, el factor de TSE, o el factor de turbo) y el espa­ci­a­mi­en­to de eco. Dado que el tiempo de eco en las secuencias de RSE similar a un ti­em­po "medio", el TE se llama TE efectivo (Figura 10-06 y Tabla 10-04).

Figura 10-06:
A rapid spin-echo sequence utilizes an initial 90° pulse followed by multiple 180° refocusing pul­ses, producing an echo train. In our example, all echoes are used for one k-space. The echo with the ‘effective TE’ is assigned to the center slab of k-space and determines overall image contrast; the data of other echoes are placed in the slabs further away.

Tabla 10-04: The pulse-sequence parameters of an RSE sequence are different from those of a conventional SE sequence (with the exception of TR).

No es tan obvio qué tipo de contraste podemos obtener en las secuencias de RSE como con podría parecerlo con las técnicas de imagen convencionales. No es posible realizar un sencillo cálculo de intensidad de señal, similar a los que se podrían llevar a cabo en estudios con secuencias de pulsos convencionales. Bá­si­ca­men­te, el contraste en secuencias RSE depende del orden en el que se aplica la codificación de fase. La manipulación de contraste se logra por diferentes or­de­na­ci­o­nes de las contribuciones al espacio k, ni TR ni el TE se cambian sino que los ecos son asignados de forma diferente para la reconstrucción en el espacio k. Las imágenes pueden ser potenciadas en densidad de protones o en T2.

La mejora de la velocidad es menor en RSE ponderado en T1 con respecto a las imágenes convencionales SE; el contraste potenciado en T1 se puede obtener mediante secuencias IR ( inversión-recuperación) o de saturación parcial, con la aplicación de TR más cortos. Afortunadamente en un gran numero de si­tu­a­ci­o­nes clínicas las imágenes po­ten­ci­a­das en ρ pueden sustituir a las imágenes po­ten­ci­a­das en T1. El inconveniente de las secuencias RSE son varias aunque su­ti­les diferencas en el contraste, las mas importantes relacionadas con la diferente intensidad de señal en de los tejidos grasos (Figura 10-7) [⇒ Henkelman]. En las imágenes de RSE, la señal de los lípidos suele ser mayor que en las imágenes equivalentes en secuencias comunes SE. Esto se deber a varios factores, in­clu­yen­do acoplamiento de spin de los protones de los glicidos.

Figura 10-07: Comparison of rapid spin echo and con­ven­ti­o­nal spin echo. (a) RSE: ETL = 8; eff. TE = 64 ms; ES = 16 ms; TR = 3000 ms (b) SE: TE = 64, TR = 3000 ms. With the exception of the signal from sub­cu­ta­neous fat, contrast is very similar.

Se dan también fenómenos de transferencia de magnetización que hacen que los tejidos con alto contenido proteico aparezca mas "oscuros" que en imágenes similares obtenidas mediante SE convencional; mientras en la hemorragia con hemosiderina aparece menos oscura y el LCR aparece relativamente más bri­llan­te, haciendo desaparecer el contraste entre los ventrículos y, por ejemplo, las placas periventriculares de esclerosis múltiple. También se podría cambiar la ni­ti­dez de la imagen para mejorar o difuminar los bordes, dependiendo del mo­men­to en que esta información se incorpore al espacio k, al principio o al final.