Una secuencia de IRM en imágenes de resonancia magnética (IRM) es un ajuste particular de secuencias de pulsos y gradientes de campo pulsado , lo que da como resultado una apariencia de imagen particular. [1]
Una resonancia magnética multiparamétrica es una combinación de dos o más secuencias y / o que incluye otras configuraciones de resonancia magnética especializadas , como la espectroscopia . [2] [3]
Tabla de resumen
Esta tabla no incluye secuencias experimentales y poco comunes .
Grupo | Secuencia | Abbr. | Física | Principales distinciones clínicas | Ejemplo |
---|---|---|---|---|---|
Eco de giro | T1 ponderado | T1 | Medición de la relajación espín-retícula mediante el uso de un tiempo de repetición corto (TR) y un tiempo de eco (TE). |
Cimentación estándar y comparación para otras secuencias | |
T2 ponderado | T2 | Medición de la relajación giro-giro mediante el uso de tiempos TR y TE largos |
Cimentación estándar y comparación para otras secuencias | ||
Densidad de protones ponderada | PD | TR largo (para reducir T1) y TE corto (para minimizar T2). [7] | Enfermedad y lesión articular . [8]
| ||
Eco de gradiente (GRE) | Precesión libre en estado estacionario | SSFP | Mantenimiento de una magnetización transversal residual constante durante ciclos sucesivos. [10] | Creación de videos de resonancia magnética cardíaca (en la imagen). [10] | |
Efectivo T2 o "T2-estrella" | T2 * | GRE reenfocado después de la excitación con un pequeño ángulo de giro. [11] | Señal baja de depósitos de hemosiderina (en la foto) y hemorragias. [11] | ||
Recuperación de inversión | Recuperación de la inversión tau corta | REVOLVER | Supresión de grasa estableciendo un tiempo de inversión donde la señal de grasa es cero. [12] | Señal alta en edema , como en fracturas por estrés más severas . [13] Foto de férulas en las espinillas: | |
Recuperación de inversión atenuada por fluido | INSTINTO | Supresión de fluidos mediante el establecimiento de un tiempo de inversión que anula los fluidos. | Señal alta en infarto lacunar , placas de esclerosis múltiple (EM) , hemorragia subaracnoidea y meningitis (en la foto). [14] | ||
Recuperación de doble inversión | DIR | Supresión simultánea de líquido cefalorraquídeo y sustancia blanca mediante dos tiempos de inversión. [15] | Señal alta de placas de esclerosis múltiple (en la foto). [15] | ||
Difusión ponderada ( DWI ) | Convencional | DWI | Medida del movimiento browniano de las moléculas de agua. [dieciséis] | Señal alta a los pocos minutos de un infarto cerebral (en la foto). [17] | |
Coeficiente de difusión aparente | ADC | Se redujo la ponderación de T2 al tomar múltiples imágenes DWI convencionales con diferente ponderación DWI, y el cambio corresponde a la difusión. [18] | Minutos de señal baja después de un infarto cerebral (en la foto). [19] | ||
Tensor de difusión | DTI | Principalmente tractografía (en la imagen) mediante un mayor movimiento browniano general de las moléculas de agua en las direcciones de las fibras nerviosas. [20] |
| ||
Perfusión ponderada ( PWI ) | Contraste de susceptibilidad dinámica | DSC | Se inyecta el contraste de gadolinio , y las imágenes repetidas rápidas (generalmente ponderadas en T2 de eco de gradiente-eco-plano ) cuantifican la pérdida de señal inducida por susceptibilidad. [22] | En el infarto cerebral , el núcleo infartado y la penumbra tienen una perfusión disminuida (en la imagen). [23] | |
Contraste dinámico mejorado | DCE | Medición del acortamiento de la relajación espín-retícula (T1) inducida por un bolo de contraste de gadolinio . [24] | |||
Etiquetado de spin arterial | ASL | Etiquetado magnético de sangre arterial debajo de la placa de imagen, que posteriormente ingresa a la región de interés. [25] No necesita contraste de gadolinio. [26] | |||
Resonancia magnética funcional ( fMRI ) | Imágenes dependientes del nivel de oxígeno en sangre | NEGRITA | Los cambios en el magnetismo de la hemoglobina dependiente de la saturación de oxígeno reflejan la actividad tisular. [27] | Localización de áreas cerebrales altamente activas antes de la cirugía, también se utiliza en la investigación de la cognición. [28] | |
Angiografía por resonancia magnética ( ARM ) y venografía | Tiempo de vuelo | TOF | La sangre que ingresa al área de la imagen aún no está saturada magnéticamente , lo que le da una señal mucho más alta cuando se usa un tiempo de eco corto y una compensación de flujo. | Detección de aneurisma , estenosis o disección [29] | |
Imágenes por resonancia magnética de contraste de fase | PC-MRA | Se utilizan dos gradientes de igual magnitud, pero en dirección opuesta, para codificar un cambio de fase, que es proporcional a la velocidad de los espines . [30] | Detección de aneurisma , estenosis o disección (en la imagen). [29] | ( VIPR ) | |
Ponderada por susceptibilidad | SWI | Sensible a la sangre y al calcio, mediante una secuencia de pulsos de eco de gradiente recuperado (GRE) totalmente compensado por flujo y eco largo para aprovechar las diferencias de susceptibilidad magnética entre tejidos | Detección de pequeñas cantidades de hemorragia (en la imagen de una lesión axonal difusa ) o calcio. [31] |
Eco de giro
T1 y T2
Cada tejido vuelve a su estado de equilibrio después de la excitación por los procesos de relajación independientes de T1 ( espín-rejilla ; es decir, magnetización en la misma dirección que el campo magnético estático) y T2 ( espín-espín ; transversal al campo magnético estático).Para crear una imagen ponderada en T1, se permite que la magnetización se recupere antes de medir la señal de RM cambiando el tiempo de repetición (TR). Esta ponderación de imagen es útil para evaluar la corteza cerebral, la identificación de tejido graso, la caracterización de las lesiones hepáticas focales, y en general, la obtención de información morfológica, así como para la post-contraste de formación de imágenes.Para crear una imagen ponderada en T2, se permite que la magnetización decaiga antes de medir la señal de RM cambiando el tiempo de eco (TE). Esta ponderación de la imagen es útil para detectar edema e inflamación, revelar lesiones en la sustancia blanca y evaluar la anatomía zonal de la próstata y el útero .
La visualización estándar de las imágenes de resonancia magnética es representar las características de los fluidos en imágenes en blanco y negro , donde los diferentes tejidos resultan de la siguiente manera:
Señal | Ponderado en T1 | Ponderado en T2 |
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Elevado |
|
|
Intermedio | Materia gris más oscura que la materia blanca [34] | Materia blanca más oscura que la materia gris [34] |
Bajo |
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|
Densidad de protones
Densidad de protones (PD): las imágenes ponderadas se crean teniendo un tiempo de repetición largo (TR) y un tiempo de eco corto (TE). [35] En las imágenes del cerebro, esta secuencia tiene una distinción más pronunciada entre materia gris (brillante) y materia blanca (gris más oscuro), pero con poco contraste entre el cerebro y el LCR. [35] Es muy útil para la detección de enfermedades y lesiones articulares . [36]
Eco de gradiente
Una secuencia de eco de gradiente es la base de muchas secuencias derivadas importantes, como las imágenes ecoplanares y las secuencias estacionarias SSFP. Permite obtener tiempos de repetición (TR) muy cortos, y por tanto adquirir imágenes en poco tiempo.
La secuencia de eco de gradiente se caracteriza por una única excitación seguida de un gradiente aplicado a lo largo del eje de lectura llamado gradiente de desfase. Este gradiente modifica la fase de espín de manera espacialmente dependiente, de modo que al final del gradiente la señal se cancelará por completo porque la coherencia entre los espines se destruirá por completo.
En este punto se aplica el gradiente de lectura de polaridad opuesta, para compensar el efecto del gradiente de disparidad. Cuando el área del gradiente de lectura es igual a la del gradiente de desajuste, los espines tendrán una nueva fase coherente (excepto por los efectos de la relajación T 2 *) y, por lo tanto, una señal será detectable nuevamente. Esta señal toma el nombre de eco o más específicamente de señal de eco de gradiente, porque se produce mediante un cambio de fase debido a un gradiente (a diferencia de la señal de eco de espín, cuyo cambio de fase se debe a un pulso de radiofrecuencia).
Las secuencias del tipo eco de gradiente permiten lograr tiempos de repetición muy cortos, ya que la adquisición de un eco corresponde a la adquisición de una línea de espacio k, y esta adquisición se puede hacer más rápida aumentando la amplitud de los gradientes de reprocesamiento y lectura. . En cambio, una secuencia del tipo eco de espín debe esperar el agotamiento de la señal que se forma espontáneamente después de la aplicación del impulso de excitación antes de que pueda producir un eco (decaimiento de inducción libre).
A efectos de comparación, el tiempo de repetición de una secuencia de eco de gradiente es del orden de 3 milisegundos, frente a unos 30 ms de una secuencia de eco de espín.
Arruinando
Al final de la lectura, la magnetización transversal residual puede interrumpirse (mediante la aplicación de gradientes adecuados y la excitación mediante pulsos con una frecuencia de fase variable) o mantenerse.
En el primer caso hay una secuencia estropeada, como la secuencia FLASH (Fast Low-Angle Shot), mientras que en el segundo caso hay secuencias SSFP ( Steady-state free precesión de imágenes ).
Precesión libre en estado estacionario
La imagen de precesión libre en estado estacionario (SSFP MRI) es una técnica de MRI que utiliza estados estables de magnetizaciones. En general, las secuencias de resonancia magnética SSFP se basan en una secuencia de resonancia magnética de eco de gradiente (ángulo de giro bajo) con un tiempo de repetición corto que, en su forma genérica, se ha descrito como la técnica FLASH MRI . Mientras que las secuencias de eco de gradiente estropeadas se refieren a un estado estable de magnetización longitudinal solamente, las secuencias de eco de gradiente SSFP incluyen coherencias transversales (magnetizaciones) de ecos de espín de múltiples órdenes superpuestos y ecos estimulados. Esto generalmente se logra reenfocando el gradiente de codificación de fase en cada intervalo de repetición para mantener constante la integral de fase (o momento de gradiente). Las secuencias de resonancia magnética SSFP totalmente equilibradas alcanzan una fase cero al reenfocar todos los gradientes de imágenes.
Los nuevos métodos y variantes de los métodos existentes se publican a menudo cuando pueden producir mejores resultados en campos específicos. Ejemplos de estas mejoras recientes son T* 2turbo espín-eco ponderado ( T 2 TSE MRI), MRI de recuperación de doble inversión (DIR-MRI) o MRI de recuperación de inversión sensible a la fase (PSIR-MRI), todos ellos capaces de mejorar la imagen de las lesiones cerebrales. [38] [39] Otro ejemplo es MP-RAGE (adquisición rápida preparada por magnetización con eco de gradiente), [40] que mejora las imágenes de las lesiones corticales de la esclerosis múltiple. [41]
En fase y fuera de fase
Las secuencias en fase (IP) y fuera de fase (OOP) corresponden a secuencias de eco de gradiente emparejadas que utilizan el mismo tiempo de repetición (TR) pero con dos tiempos de eco diferentes (TE). [42] Esto puede detectar incluso cantidades microscópicas de grasa, que tiene una caída en la señal en OOP en comparación con IP. Entre los tumores renales que no muestran grasa macroscópica, tal caída de señal se observa en el 80% del tipo de carcinoma de células renales de células claras , así como en el angiomiolipoma de grasa mínima . [43]
T2 efectivo (T2 * o "T2-estrella")
Se pueden crear imágenes ponderadas en T2 * como una secuencia de eco de gradiente reenfocada postexcitación con un pequeño ángulo de giro. La secuencia de un GRE T2 * WI requiere una alta uniformidad del campo magnético. [44]
Nombres comerciales de secuencias de eco de gradiente
Clasificación académica | Eco degradado estropeado | Precesión libre en estado estable (SSFP) | Precesión libre equilibrada en estado estacionario (bSSFP) | ||
Tipo ordinario | Tipo turbo ( preparación de magnetización , ángulo de disparo extremadamente bajo , TR corto ) | FID -como | Como un eco | ||
Siemens | FLASH F ast Imaging usando L ow A ngle Sh ot | TurboFLASH Turbo FLASH | FISP F ast I Maging con S teady-estado P recesión | PSIF FISP invertido | TrueFISP True FISP |
GE | SPGR Sp aceitado GR CULO | FastSPGR Fast SPGR | GRASS G radient R eCall A cquisition usando S teady S Tates | SSFP S teady S tate F ree P recesión | FIESTA F ast que forjamagia E mploying St eady estado Un cquisition |
Philips | T 1 FFE T 1 ponderadas F ast F ield E cho | TFE T urbo F ield E cho | FFE F ast F ield E cho | T 2 -FFE T 2 ponderadas F ast F ield E cho | b-FFE B alanced F ast F ield E cho |
Recuperación de inversión
Recuperación de inversión atenuada por fluido
Recuperación por inversión atenuada por fluido (FLAIR) [45] es una secuencia de pulsos de recuperación por inversión que se utiliza para anular la señal de los fluidos. Por ejemplo, se puede utilizar en la formación de imágenes cerebrales para suprimir el líquido cefalorraquídeo con el fin de resaltar lesiones hiperintensas periventriculares, como placas de esclerosis múltiple. Al elegir cuidadosamente el tiempo de inversión TI (el tiempo entre los pulsos de inversión y excitación), se puede suprimir la señal de cualquier tejido en particular.
Magnitud de recuperación de la inversión turbo
La magnitud de recuperación de la inversión turbo (TIRM) mide solo la magnitud de un eco de espín turbo después de un pulso de inversión anterior, por lo que es insensible a la fase. [46]
TIRM es superior en la evaluación de la osteomielitis y en la sospecha de cáncer de cabeza y cuello . [47] [48] La osteomielitis aparece como áreas de alta intensidad. [49] En los cánceres de cabeza y cuello, se ha encontrado que TIRM da una señal alta en la masa tumoral, así como un bajo grado de sobreestimación del tamaño del tumor por cambios inflamatorios reactivos en los tejidos circundantes. [50]
Difusión ponderada
La resonancia magnética de difusión mide la difusión de moléculas de agua en los tejidos biológicos. [51] Clínicamente, la resonancia magnética de difusión es útil para el diagnóstico de afecciones (p. Ej., Accidente cerebrovascular ) o trastornos neurológicos (p. Ej., Esclerosis múltiple ) y ayuda a comprender mejor la conectividad de los axones de la sustancia blanca en el sistema nervioso central. [52] En un medio isotrópico (dentro de un vaso de agua, por ejemplo), las moléculas de agua se mueven naturalmente al azar de acuerdo con la turbulencia y el movimiento browniano . Sin embargo, en tejidos biológicos, donde el número de Reynolds es lo suficientemente bajo para el flujo laminar , la difusión puede ser anisotrópica . Por ejemplo, una molécula dentro del axón de una neurona tiene una baja probabilidad de atravesar la membrana de mielina . Por tanto, la molécula se mueve principalmente a lo largo del eje de la fibra neural. Si se sabe que las moléculas en un vóxel particular se difunden principalmente en una dirección, se puede suponer que la mayoría de las fibras en esta área son paralelas a esa dirección.
El reciente desarrollo de la formación de imágenes con tensor de difusión (DTI) [53] permite medir la difusión en múltiples direcciones y calcular la anisotropía fraccionada en cada dirección para cada vóxel. Esto permite a los investigadores hacer mapas cerebrales de las direcciones de las fibras para examinar la conectividad de diferentes regiones del cerebro (mediante tractografía ) o examinar áreas de degeneración neural y desmielinización en enfermedades como la esclerosis múltiple.
Otra aplicación de la resonancia magnética de difusión son las imágenes ponderadas por difusión (DWI). Después de un accidente cerebrovascular isquémico , la DWI es muy sensible a los cambios que ocurren en la lesión. [54] Se especula que los aumentos en la restricción (barreras) a la difusión del agua, como resultado del edema citotóxico (hinchazón celular), es responsable del aumento de la señal en una exploración DWI. El realce de DWI aparece dentro de los 5 a 10 minutos posteriores al inicio de los síntomas del accidente cerebrovascular (en comparación con la tomografía computarizada , que a menudo no detecta cambios de infarto agudo hasta 4 a 6 horas) y permanece hasta dos semanas. Junto con la obtención de imágenes de la perfusión cerebral , los investigadores pueden resaltar regiones de "desajuste de perfusión / difusión" que pueden indicar regiones capaces de salvarse mediante terapia de reperfusión.
Como muchas otras aplicaciones especializadas, esta técnica suele ir acompañada de una secuencia de adquisición de imágenes rápida, como la secuencia de imágenes eco planar .
Perfusión ponderada
Las imágenes ponderadas por perfusión (PWI) se realizan mediante 3 técnicas principales:
- Contraste de susceptibilidad dinámica (DSC): se inyecta el contraste de gadolinio y las imágenes repetidas rápidas (generalmente ponderadas en T2 de eco de gradiente-eco-planar ) cuantifican la pérdida de señal inducida por la susceptibilidad. [55]
- Mejora de contraste dinámico (DCE): medición del acortamiento de la relajación de la red de espín (T1) inducida por un bolo de contraste de gadolinio . [56]
- Etiquetado de giro arterial (ASL): etiquetado magnético de sangre arterial debajo de la placa de imagen, sin necesidad de contraste de gadolinio. [57]
Los datos adquiridos se procesan posteriormente para obtener mapas de perfusión con diferentes parámetros, como BV (volumen sanguíneo), BF (flujo sanguíneo), MTT (tiempo medio de tránsito) y TTP (tiempo hasta el pico).
En el infarto cerebral , la penumbra tiene una perfusión disminuida. [23] Otra secuencia de resonancia magnética , la resonancia magnética ponderada por difusión , estima la cantidad de tejido que ya está necrótico y, por lo tanto, la combinación de esas secuencias puede usarse para estimar la cantidad de tejido cerebral que se puede salvar mediante trombólisis y / o trombectomía .
Resonancia magnética funcional
La resonancia magnética funcional (fMRI) mide los cambios de señal en el cerebro que se deben a cambios en la actividad neuronal . Se utiliza para comprender cómo las diferentes partes del cerebro responden a los estímulos externos o la actividad pasiva en un estado de reposo, y tiene aplicaciones en la investigación conductual y cognitiva , y en la planificación de neurocirugía de áreas elocuentes del cerebro . [58] [59] Los investigadores utilizan métodos estadísticos para construir un mapa paramétrico tridimensional del cerebro que indica las regiones de la corteza que demuestran un cambio significativo en la actividad en respuesta a la tarea. En comparación con las imágenes anatómicas T1W, el cerebro se escanea con una resolución espacial más baja pero con una resolución temporal más alta (por lo general, una vez cada 2-3 segundos). Los aumentos en la actividad neuronal provocan cambios en la señal de RM a través de T*
2cambios; [60] este mecanismo se conoce como efecto BOLD ( dependiente del nivel de oxígeno en sangre ). El aumento de la actividad neuronal provoca una mayor demanda de oxígeno, y el sistema vascular en realidad lo compensa en exceso, aumentando la cantidad de hemoglobina oxigenada en relación con la hemoglobina desoxigenada. Dado que la hemoglobina desoxigenada atenúa la señal de RM, la respuesta vascular conduce a un aumento de la señal que está relacionado con la actividad neural. La naturaleza precisa de la relación entre la actividad neuronal y la señal BOLD es un tema de investigación actual. El efecto BOLD también permite la generación de mapas 3D de alta resolución de la vasculatura venosa dentro del tejido neural.
Si bien el análisis de señales BOLD es el método más común empleado para estudios de neurociencia en sujetos humanos, la naturaleza flexible de la resonancia magnética proporciona un medio para sensibilizar la señal a otros aspectos del suministro de sangre. Las técnicas alternativas emplean el etiquetado de espín arterial (ASL) o la ponderación de la señal de resonancia magnética mediante el flujo sanguíneo cerebral (CBF) y el volumen sanguíneo cerebral (CBV). El método CBV requiere la inyección de una clase de agentes de contraste para resonancia magnética que ahora se encuentran en ensayos clínicos en humanos. Debido a que este método ha demostrado ser mucho más sensible que la técnica BOLD en estudios preclínicos, puede potencialmente expandir el papel de la resonancia magnética funcional en aplicaciones clínicas. El método CBF proporciona más información cuantitativa que la señal BOLD, aunque con una pérdida significativa de sensibilidad de detección. [ cita requerida ]
Angiografía por resonancia magnética
La angiografía por resonancia magnética ( ARM ) es un grupo de técnicas basadas en la obtención de imágenes de los vasos sanguíneos. La angiografía por resonancia magnética se utiliza para generar imágenes de arterias (y con menos frecuencia de venas) con el fin de evaluarlas en busca de estenosis (estrechamiento anormal), oclusiones , aneurismas (dilataciones de la pared de los vasos, en riesgo de ruptura) u otras anomalías. La MRA se usa a menudo para evaluar las arterias del cuello y el cerebro, la aorta torácica y abdominal, las arterias renales y las piernas (este último examen a menudo se denomina "escurrimiento").
Contraste de fase
La resonancia magnética de contraste de fase (PC-MRI) se usa para medir las velocidades del flujo en el cuerpo. Se utiliza principalmente para medir el flujo sanguíneo en el corazón y en todo el cuerpo. La PC-MRI puede considerarse un método de velocimetría por resonancia magnética . Dado que la PC-MRI moderna generalmente se resuelve en el tiempo, también se puede denominar imágenes 4-D (tres dimensiones espaciales más tiempo). [61]
Imágenes ponderadas por susceptibilidad
Las imágenes ponderadas por susceptibilidad (SWI) son un nuevo tipo de contraste en la resonancia magnética diferente de las imágenes de densidad de espín, T 1 o T 2 . Este método aprovecha las diferencias de susceptibilidad entre los tejidos y utiliza un escaneo de eco de gradiente 3D de alta resolución, tridimensional, con compensación de velocidad total y de alta resolución. Esta adquisición de datos y procesamiento de imágenes especiales produce una imagen de magnitud de contraste mejorada muy sensible a la sangre venosa, la hemorragia y el almacenamiento de hierro. Se utiliza para mejorar la detección y el diagnóstico de tumores, enfermedades vasculares y neurovasculares (accidente cerebrovascular y hemorragia), esclerosis múltiple, [62] Alzheimer, y también detecta lesiones cerebrales traumáticas que pueden no diagnosticarse con otros métodos. [63]
Transferencia de magnetización
La transferencia de magnetización (MT) es una técnica para mejorar el contraste de la imagen en ciertas aplicaciones de resonancia magnética.
Los protones unidos están asociados con proteínas y, como tienen una desintegración T2 muy corta, normalmente no contribuyen al contraste de la imagen. Sin embargo, debido a que estos protones tienen un pico de resonancia amplio, pueden ser excitados por un pulso de radiofrecuencia que no tiene ningún efecto sobre los protones libres. Su excitación aumenta el contraste de la imagen mediante la transferencia de giros saturados de la piscina ligada a la piscina libre, reduciendo así la señal de agua libre. Esta transferencia de magnetización homonuclear proporciona una medida indirecta del contenido macromolecular en el tejido. La implementación de la transferencia de magnetización homonuclear implica elegir compensaciones de frecuencia adecuadas y formas de pulso para saturar los espines enlazados con suficiente fuerza, dentro de los límites de seguridad de la tasa de absorción específica para MRI. [64]
El uso más común de esta técnica es para la supresión de la señal de fondo en la angiografía por resonancia magnética en tiempo de vuelo. [65] También existen aplicaciones en la neuroimagen, en particular en la caracterización de las lesiones de la sustancia blanca en la esclerosis múltiple . [66]
Eco de giro rápido
El eco de giro rápido (FAISE o FSE, ref 65bis), también llamado eco de giro turbo (TSE) es una secuencia que da como resultado tiempos de escaneo rápidos. En esta secuencia, se entregan varios pulsos de radiofrecuencia de reenfoque de 180 durante cada intervalo de tiempo de eco (TR), y el gradiente de codificación de fase se activa brevemente entre los ecos. [67] La secuencia de pulsos FSE / TSE se asemeja superficialmente a una secuencia convencional de eco de espín (CSE) en el sentido de que utiliza una serie de pulsos de reenfoque de 180º después de un único pulso de 90º para generar un tren de ecos. Sin embargo, la técnica FSE / TSE cambia el gradiente de codificación de fase para cada uno de estos ecos (una secuencia convencional de ecos múltiples recopila todos los ecos en un tren con la misma codificación de fase). Como resultado de cambiar el gradiente de codificación de fase entre ecos, se pueden adquirir múltiples líneas de espacio k (es decir, pasos de codificación de fase) dentro de un tiempo de repetición dado (TR). Debido a que se adquieren múltiples líneas de codificación de fase durante cada intervalo TR, las técnicas FSE / TSE pueden reducir significativamente el tiempo de obtención de imágenes. [68]
Radiografía que muestra una sospecha de fractura subcapital compresiva como una línea radiodensa
La tomografía computarizada muestra lo mismo, atípico para una fractura, ya que la corteza es coherente
La resonancia magnética turbo spin eco ponderada en T1 confirma una fractura, ya que la médula ósea circundante tiene poca señal de edema.
65-bis - Ph. MELKI, RV MULKERN, LP PANYCH, FA JOLESZ. Comparación de secuencias de eco de giro con el método FAISE. J. Magn. Reson. Imag. 1991; 1: 319-326.
65-Ter Ph. MELKI, FA JOLESZ, RV MULKERN. Eco planar de RF parcial con el método FAISE: Evaluación experimental y teórica de artefactos de imagen. revista Res. Medicina. 1992; 26: 328-341.
65-Quatro - Ph. MELKI, FA JOLESZ, RV MULKERN. Imagen planar de eco de RF parcial con el método FAISE: equivalencia de contraste con secuencias de eco de espín. revista Res. Medicina. 1992; 26: 342-354.
Supresión de grasa
La supresión de grasa es útil, por ejemplo, para distinguir la inflamación activa en los intestinos de la deposición de grasa, tal como puede ser causada por una enfermedad intestinal inflamatoria de larga duración (pero posiblemente inactiva) , pero también por obesidad , quimioterapia y enfermedad celíaca . [69] Las técnicas para suprimir la grasa en la resonancia magnética incluyen principalmente: [70]
- Identificar la grasa por el cambio químico de sus átomos, lo que provoca diferentes cambios de fase dependientes del tiempo en comparación con el agua.
- Saturación selectiva en frecuencia del pico espectral de grasa mediante un pulso de "saturación de grasa" antes de la obtención de imágenes.
- Recuperación de inversión de tau corta (STIR), un método dependiente de T1
- Presaturación espectral con recuperación de inversión (SPIR)
Imágenes de neuromelanina
Este método aprovecha las propiedades paramagnéticas de la neuromelanina y se puede utilizar para visualizar la sustancia negra y el locus coeruleus . Se utiliza para detectar la atrofia de estos núcleos en la enfermedad de Parkinson y otros parkinsonismos , y también detecta cambios en la intensidad de la señal en el trastorno depresivo mayor y la esquizofrenia . [71]
Secuencias experimentales y poco comunes
Las siguientes secuencias no se usan comúnmente en la clínica y / o se encuentran en una etapa experimental.
T1 rho (T1ρ)
T1 rho (T1ρ) es una secuencia de resonancia magnética experimental que puede usarse en imágenes musculoesqueléticas. Todavía no tiene un uso generalizado. [72]
Las moléculas tienen una energía cinética que es función de la temperatura y se expresa como movimientos de traslación y rotación, y por colisiones entre moléculas. Los dipolos en movimiento perturban el campo magnético, pero a menudo son extremadamente rápidos, por lo que el efecto promedio en una escala de tiempo prolongada puede ser cero. Sin embargo, dependiendo de la escala de tiempo, las interacciones entre los dipolos no siempre se promedian. En el extremo más lento, el tiempo de interacción es efectivamente infinito y ocurre cuando hay grandes perturbaciones de campo estacionario (por ejemplo, un implante metálico). En este caso, la pérdida de coherencia se describe como un "desfase estático". T2 * es una medida de la pérdida de coherencia en un conjunto de giros que incluye todas las interacciones (incluido el desfase estático). T2 es una medida de la pérdida de coherencia que excluye el desfase estático, utilizando un pulso de RF para revertir los tipos más lentos de interacción dipolar. De hecho, existe un continuo de escalas de tiempo de interacción en una muestra biológica dada, y las propiedades del pulso de RF de reenfoque se pueden ajustar para reenfocar más que un simple desfase estático. En general, la tasa de caída de un conjunto de espines es función de los tiempos de interacción y también de la potencia del pulso de RF. Este tipo de desintegración, que se produce bajo la influencia de RF, se conoce como T1ρ. Es similar a la desintegración de T2 pero con algunas interacciones dipolares más lentas reenfocadas, así como interacciones estáticas, por lo tanto, T1ρ≥T2. [73]
Otros
- Las secuencias de recuperación de saturación rara vez se utilizan, pero pueden medir el tiempo de relajación del retículo de espín (T1) más rápidamente que una secuencia de pulsos de recuperación de inversión. [74]
- Las imágenes de codificación de difusión de doble oscilación (DODE) y codificación de difusión doble (DDE) son formas específicas de imágenes de difusión de resonancia magnética, que se pueden utilizar para medir diámetros y longitudes de los poros de los axones . [75]
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