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Capítulo 10

10-01
Introducción

10-02
Los factores principales de contraste

10-03
Los procesos básicos

TR – el tiempo
  de repetición

TE – el tiempo de eco
10-04
Secuencias espín-eco múltiple ("multiecho")

Espín-eco rápido
10-05
Señal-inversión: TI – el tiempo de inversión

10-06
Supresión de grasa
y agua

10-07
Eco de gradiente

Ángulo de in­cli­na­ción
10-08
Intensidad estática
de campo


10-05 Señal-inversión: TI – el tiempo de inversión

En la década de 1980 el grupo de investigación del Hospital Hammersmith en Londres logró obtener imágenes del cerebro con tan excelente resolución espa­ci­al y de contraste que sólo se podían comparar con los cortes vistos antes en la ne­crop­si­as. Usaron las secuencias de pulsos inversión-recuperación (IR) [⇒ Byd­der].

En las secuencias de IR a la magnetización inicial se le da la vuelta mediante un pulso de 180°. Por lo tanto la recuperación comienza con un valor negativo, llega a 0 después de 0,69 veces el T1 correspondiente, entonces se convierte en positivo y vuelve a su equilibrio después de aproximadamente cinco veces T1 (Fi­gu­ra 10-08 arriba). En algún momento durante este período, se emite un pul­so de 90° lo que transforma la magnetización parcialmente recuperada lon­gi­tu­di­nal en magnetización transversal observable. Comúnmente esto es seguido por otro pulso 180° que crea un eco de espín. Se puede encontrar una descripción de­ta­lla­da de esta secuencia de pulsos en el Capítulo 4.

En realidad, la magnetización negativa inicial se pierde debido al cálculo de la magnitud de la imagen o módulo (líneas continuas en la Figura 10-08 arriba) a partir de las señales reales e imaginarias, acción que forma parte del pro­ce­di­mi­en­to estándar en la mayoría de los sistemas. Por lo tanto, las señales negativas se registran como señales positivas de la misma fuerza, y la señal es positiva a cada lado de un punto nulo. El contraste de la imagen en secuencias IR refleja este comportamiento (Figure 10-08 abajo).



Figura 10-08:
Arriba: Signal-intensity (SI) behavior of an inversion-recovery sequence with a repetition time TR = 2000 ms, B0 = 1.5 T. Note that until 0.69 × T1 has been reached, the signal is negative (dot­ted lines). The solid lines depict the IR signal intensity behavior in reality (magnitude image): the (positive) signal decreases to zero, then increases again until it reaches equilibrium.

Abajo: Relative contrast between gray and white matter and CSF in the same inversion-recovery experiment. There is poor contrast with short inversion times. It then increases and rea­ches a peak at approximately 400 ms. Immediately afterwards, there is a sharp drop in gray/ white-matter contrast; it disappears completely, and then turns negative, reaching another peak. With long inversion times, it disappears again. CSF/white-matter contrast behaves similarly. Note that peaks of optimal contrast can be very close to zero contrast. When looking for pathology, this means that lesions may easily be overlooked if wrong inversion times are chosen.

Imágenes: One of the main problems with the IR sequence is that its contrast behavior can change dramatically with only minimal changes of the inversion time (see also Figure 10-09 below).

Figura 10-09:
Animation: In all images, TR = 4000 ms (different from the graph in Figure 10-08). TI from 100 ms to 2000 ms, increasing in steps of 100 ms.

Software de simulación: MR Image Expert®


Para respetar la información que contiene la señal se necesita una imagen de referencia para que la fase de cada píxel pueda ser comparada. Se puede con­se­guir esto mediante la utilización de una secuencia entrelazada IR/PS.

En las imágenes con tiempos largos de inversión (TI) no observamos casi di­fe­ren­ci­as de intensidad entre los tejidos vecinos, excepto las creadas por las di­fe­ren­ci­as en densidad de protones, mientras que las imágenes con un TI corto mu­es­tran un contraste elevado.

Al igual que en las secuencias de saturación parcial, las secuencias de IR se ven muy determinadas por el tiempo T1 de relajación longitudinal. La intensidad de una señal promediada se puede calcular con la siguiente ecuación:


SI = K × ρ × M0 (1 - 2exp {-TI / T1} + exp {-TR / T1})

donde SI es la intensidad de señal, K es una constante que comprende el volumen de flujo, difusión, perfusión y otros parámetros, ρ es la densidad de protones, M0 es la magnetización en el tiempo 0, TI es el tiempo de inversión, TR es el tiempo de repetición, y T1 es el tiempo de relajación longitudinal.


Por tanto la intensidad de la señal para un determinado T1 depende en gran me­di­da de los tiempos de inversión y repetición.

Las secuencias de IR realizadas en máquinas clínicas añaden un segundo pul­so de 180° después del pulso de 90° para que se manifiesten las influencias de T2 en la señal. De este modo, las imágenes obtenidas mediante secuencias IR en la clínica presentan también influencia de T2 en el resultado final, sin embargo T2 no es una fuente primaria de contraste en la imagen IR y por ese motivo lo ob­vi­a­re­mos en este contexto.

Si se elige un TR más corto que T1 de un componente particular de la muestra puede suceder que, dado un TI más corto que T1, la intensidad de señal relativa de este componente de tejido sea mayor que la de otro componente del tejido con un T1 más corto. Este comportamiento complicado y ambiguo del contraste se explica mejor en las Figuras 10-08 y 10-09. Los gráficos y las imágenes mu­es­tran que las diferencias entre sin contraste y alto contraste son muy pequeñas. Si no hay cambios imprevisibles patológicos presentes en la muestra se puede preveer el contraste esperable. Los problemas surgen cuando se deben en­con­trar lesiones desconocidas.

Para evitar falsas interpretaciones de las imágenes de RM, es recomendable obtener varias imágenes con diferentes diferentes TI. Sin embargo esto prolonga los tiempos de adquisición de imagen y el tiempo total de la prueba. Es posible producir varias imágenes con diferentes valores de TI en un único intervalo uti­li­zan­do una secuencia de IR especial pero la relación señal-ruido de esta se­cu­en­cia se reduce debido a que se aplican para cada excitación ángulos menores de 90° [⇒ Graumann; ⇒ Young].

Por lo general, las imágenes de las secuencias IR se adquieren como imágenes multicorte. Esto significa que se obtiene información de varios cortes paralelos, en lugar de un solo corte, en cada adquisición de imagen. Esta es una forma prac­ti­ca para ahorrar tiempo y acortar el examen y aumenta en gran medida la eficacia de los estudios mediante IR, que habitualmente requieren mucho ti­em­po para su realización.

Las secuencias de pulsos utilizadas para realizar estudios multicorte en IR se conocen como secuencias BIR (Balanced IR) ó MDEFT (Modified Driven Equi­li­bri­um Fourier Transformation). Con estas secuencias se obtiene mayor con­tras­te en imágenes potenciadas en T1 que con las secuencias SE potenciadas en T1.

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