G-scan / S-scan

G-scan / S-scanManual de calidad de imagen y secuencias

350003240 Rev. 05

Esaote S.p.A.Génova

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EdiciónMarzo de 2020

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ÍNDICE

350003240 Rev. 05 1 / 4• • • •••

• • • • • • ÍNDICE

Introducción Introducción . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1

Capítulo 1 - Calidad de la imagen de RM Señal y ruido . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1

Resolución espacial . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2

Contraste de la imagen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3

Relaciones entre parámetros, calidad de imagen y duración de la secuen-cia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4

Tiempo de repetición TR . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4

Tiempo de eco TE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5

Tiempo de inversión TI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6

Ángulo de giro FA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 7

Espesor del corte . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9

Número de cortes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9

Gap . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9

Número de adquisiciones . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10

Campo de visión de la adquisición . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10

Número de series . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13

Matriz . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15

Técnica SpeedUp . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16

Llenado elíptico del espacio K . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18

Corrección de artefactos de movimiento . . . . . . . . . . . . . . . . . 19

Relación entre parámetros característicos de las secuencias Fast Spin Echo y calidad de imagen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 20

Tiempo entre ecos (Echo Spacing) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 20

Longitud de la serie de ecos (Echo Train Length) . . . . . . . . . . 20

Compensación de flujo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 21

Relajación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 22

Factor de multiplicación de la frecuencia de muestreo . . . . . . . 23

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Técnica X-MAR . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .24

Reducción del TR . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .25

Contraste mielográfico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .26

Imagen visualizada . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .27

Sistemas con zona de homogeneidad estándar . . . . . . . . . . . .28

Sistemas con zona de homogeneidad ampliada . . . . . . . . . . .55

Métodos de adquisición . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .83

Adquisición 2D multicorte . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .83

Adquisición 3D . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .84

3D isotrópico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .84

3D anisotrópico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .85

Factor de calidad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .85

Reconocimiento y corrección de artefactos . . . . . . . . . . . . . . . . . . .85

Artefactos producidos por inhomogeneidad . . . . . . . . . . . . . . . . . .86

Inhomogeneidad del campo magnético . . . . . . . . . . . . . . . . .86

Inhomogeneidad local del campo magnético . . . . . . . . . . . . . .88

Artefacto “Cebra” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .89

Artefactos relacionados con perturbaciones magnéticas . . . . . .89

Artefactos relacionados con perturbaciones de radiofrecuencia .91

Artefactos producidos por la variación de frecuencia del imán . . . . .92

Artefactos de tipo “Edge” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .93

Chemical shift contours . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .93

“Ringing” causado por el muestreo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .93

Artefactos de tipo “ghosting” y “smearing” . . . . . . . . . . . . . . .95

Artefactos de tipo “wrap-around” (back folding) . . . . . . . . . . . . . . .99

Artefactos causados por el fenómeno del “magic angle”..................102

Artefactos típicos de las secuencias Fast Spin Echo . . . . . . . . . . . . 103

Artefactos típicos de las secuencias de tipo "Estado estacionario" . . 108

Artefactos típicos de las secuencias de tipo “XBONE” . . . . . . . . . . . 109

Artefactos típicos debidos a la utilización de la técnica SpeedUp . . . 111

Capítulo 2 - Secuencias y protocolos de examenSecuencias por impulsos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .1

ÍNDICE

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Secuencias para obtener el contraste T1 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2

Secuencia “Spin Echo T1” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4

Secuencia “Spin Echo T1 HE” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4

Secuencia “Spin Echo T1 HF” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5

Secuencia “Fast Spin Echo T1” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6

Secuencia “IR” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6

Secuencias para obtener el contraste T2 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 7

Secuencia “Spin Echo T2” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 8

Secuencia “Spin Echo Proton Density-T2” . . . . . . . . . . . . . . . 8

Secuencia “Turbo Multi Echo 3 Ecos” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9

Secuencia “Turbo Spin Echo” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9

Secuencias “Fast Spin Echo T2” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10

Secuencia “FSE Proton Density T2” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11

Secuencia “Fast FLAIR” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11

Secuencia “Turbo Multi Echo” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11

Secuencias para obtener el contraste de “densidad protónica” . . . . . 12

Secuencia “SPED” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 12

Secuencias Gradient Echo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14

Secuencias “Gradient Echo, TE = 6 ms”,“Gradient Echo, TE = 10 ms”, “Gradient Echo, TE = 14 ms y “Gradient Echo, TE = 16 ms” . . . 15

Secuencia “Gradient Echo T2” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15

Secuencia “XBONE” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16

Secuencia “2D HYCE” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 17

Secuencia “2D HYCE S” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18

Secuencias para suprimir la grasa . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18

Secuencia “STIR” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18

Secuencia “STIR T2 A” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 19

Secuencia “Gradient Echo STIR, TE = 25 ms” . . . . . . . . . . . . . 20

Secuencias “Fast STIR” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 21

Secuencias para obtener contrastes híbridos . . . . . . . . . . . . . . . . . 21

Secuencia “Spin Echo T2, TE = 50 ms” . . . . . . . . . . . . . . . . . 22

Secuencia “Turbo Spin Echo T2, TE = 50 ms” . . . . . . . . . . . . . 22

Secuencias tridimensionales . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 22

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Secuencia “Turbo 3D T1” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .22

Secuencia “3D HYCE” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .23

Secuencia “3D SST1” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .24

Secuencia “3D SST2” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .24

Secuencia “3D SHARC” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .24

Protocolos de examen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .25

Elección de los protocolos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .26

Capítulo 3 - Especificaciones técnicasEspecificaciones técnicas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .1

Secuencias . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .1

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CAPITOLO 1• • • • • •

Introducción

Este manual del usuario 350003240 Rev. 05 es solo una parte de lasinstrucciones necesarias para el uso correcto y seguro de los equipos G-Scan o S-scan, en todas sus configuraciones. El resto de las instrucciones que el usuario de los equipos G-scan y S-scandebe leer se encuentran en los manuales siguientes, que se suministranjunto con los dispositivos correspondientes.

• Manual de usuario G-scan (sólo G-scan)• Manual de usuario S-scan (sólo S-scan)• Manual de la interfaz de usuario • Manual de uso del monitor LCD TFT • Manual de uso de la grabadora de CD/DVD

El idioma original de todos los manuales de usuario de los equipos G-scany S-scan es el italiano. Esaote S.p.A. ha traducido dichos manuales alinglés, alemán, portugués y castellano. Consulte la disponibilidad de este manual en su idioma.

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CAPÍTULO 1• • • • • •

Calidad de la imagen de RM

El objetivo de este capítulo es facilitar al usuario la información básicanecesaria para seleccionar los protocolos, las secuencias y los parámetroscon el fin de optimizar la calidad de las imágenes de RM y la duración delexamen.La calidad de imagen depende de:☛ Relación señal/ruido

☛ Resolución espacial

☛ Contraste de la imagen

☛ Artefactos (véase el apartado “Reconocimiento y corrección deartefactos” para una breve descripción de los mismos)

Señal y ruidoLa imagen de RM está integrada por una matriz de píxeles. Cada píxeltiene un valor de gris que depende de dos factores:☛ la intensidad de la señal de RM de un vóxel (la unidad de volumenasociada al píxel);

☛ el ruido.

En el apartado “Resolución espacial” se incluye una definición másdetallada del vóxel.

INTENSIDAD DE LA SEÑALLa intensidad de la señal depende de:☛ los parámetros característicos del tejido examinado: densidadprotónica, tiempos de relajación T1 y T2;

☛ los parámetros de la secuencia de impulsos: tiempo de repetición TR,tiempo de eco TE, tiempo de inversión TI, ángulo de giro FA, espesor decorte, campo de visión FOV, tamaño de la matriz, número deadquisiciones, etc.;

☛ los parámetros de reconstrucción: interpolación, etc.;

☛ los parámetros del sistema: intensidad del campo magnético y tipo debobinas receptoras utilizado.

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2 / 112 Capítulo 1

RUIDOEl ruido es una fluctuación estadística de la intensidad de la señal que noañade información a la imagen. Los factores que determinan el ruido son:☛ la presencia del paciente en el imán;

☛ el ruido eléctrico generado por el sistema receptor de RF;

☛ el ruido electromagnético exterior.

En RM la relación señal/ruido se utiliza como medida de la calidad deimagen. Se define como el cociente entre la intensidad real de la señal y elruido de fondo indeseado que se le superpone.Cuando la relación señal/ruido es inferior a un umbral que depende de lasecuencia utilizada y los parámetros configurados, aparece el siguientemensaje “La imagen se ha adquirido con una relación señal ruido muybaja”.

Resolución espacialLa resolución espacial es la capacidad del sistema para distinguir dospuntos contiguos del espacio y visualizarlos como separados y diferentes.Depende del tamaño del vóxel: cuanto menor es un vóxel, mayor es laresolución espacial.La intensidad de la señal, que es proporcional al número de protonesexcitados, también es directamente proporcional al tamaño del vóxel:cuanto más pequeño es el vóxel, menor es el número de protonesexcitados y más baja la intensidad de señal.El tamaño del vóxel depende de los siguientes parámetros de lasecuencia:☛ Espesor del corte, es decir la profundidad de cada uno de los cortes enque se divide la región anatómica a examinar.

☛ Campo de visión (FOV) de la adquisición, es decir el área del corte delque el sistema adquiere información.

☛ Tamaño de la matriz, es decir el número de líneas por columnas en lasque se divide la imagen.

tamaño vóxel = (tamaño píxel) x (espesor del corte)

tamaño píxel = FOV / (tamaño matriz)

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fig. 1.1 - Matriz de adquisición: vóxel y píxel

Contraste de la imagenEl contraste es la diferencia de intensidad entre las señales de dos tejidosdiferentes de la región anatómica examinada. Es un criterio muyimportante para distinguir los tejidos sanos de los enfermos.El contraste de la imagen depende de:☛ Tipo de secuencia utilizado.

☛ Parámetros de la secuencia: TR, TE, TI, Ángulo de giro.

☛ Parámetros característicos de las secuencias FSE: Echo Spacing, EchoTrain Length, Compensación de flujo, Relajación.

☛ Utilización del medio de contraste.

En RM el contraste depende de los tiempos de relajación T1 y T2 de losdistintos tejidos. Existen numerosas técnicas de adquisición de imágenes (secuencias deimpulsos) para distinguir los tejidos por sus tiempos de relajación: parauna breve descripción de las secuencias y del contraste, véase el capítulo“Secuencias y protocolos de examen” de este documento.

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4 / 112 Capítulo 1

Relaciones entre parámetros, calidad de imagen y duración de la secuencia

Tiempo de repetición TREs el intervalo que separa el inicio de dos secuencias consecutivas deimpulsos. Una secuencia es una serie de impulsos de RF y de gradientes que seutiliza para:☛ excitar la señal de RM de la muestra colocada bajo la influencia delcampo magnético;

☛ codificar esta señal con información espacial.

TR afecta el contraste de la imagen: T1 depende principalmente del valorde TR.TR tiene un valor mínimo que depende de la secuencia de impulsos, deltiempo de eco TE y del número de cortes seleccionados.

Efectos de la variación de TR

Aumento Disminución

Aumenta el contraste T2, con TE largos.Se obtiene un contraste con “densidad protónica”, con TE cortos.

Aumenta el contraste T1, con TE cortos.

Permite aumentar el número de cortes. Puede ser necesario disminuir el número de cortes.

Aumenta la duración de la secuencia como se indica a continuación:duración del scan = (núm. codificaciones de fase) x (núm. de adquisiciones) x TR

Disminuye la duración de la secuencia.

Debido al tiempo de relajación T1, aumenta la intensidad de las señales de todos los tejidos.

Disminuye la intensidad de las señales de todos los tejidos: el tiempo para recuperar la magnetización longitudinal es insuficiente.

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Tiempo de eco TEEs el tiempo que transcurre entre el centro del impulso de excitación de RFy el centro del eco (Spin Echo o eco de gradiente). TE afecta el contraste de la imagen: T2 depende principalmente del valorde TE.TE tiene un valor mínimo que depende de la secuencia de impulsos y unvalor máximo que depende de la secuencia de impulsos y de la relaciónseñal/ruido mínima que se considera aceptable para el sistema.

Efectos de la variación de TE

fig. 1.2 - Secuencia Spin Echo


Aumenta el contraste T2, con TR largos. Aumenta el contraste T1, con TR cortos.Se obtiene un contraste con “densidad protónica”, con TR largos.

Debido al tiempo de relajación T2, disminuye la intensidad de las señales de todos los tejidos.

La intensidad de la señal aumenta de acuerdo con el T2 de cada tejido.

Puede aumentar la duración de la secuencia: en efecto, el aumento del TE puede comportar el aumento del TR.

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6 / 112 Capítulo 1

Tiempo de inversión TIEs el tiempo que transcurre entre el impulso RF de inversión a 180° (porel que la magnetización neta está en dirección contraria al campomagnético estático) y el siguiente impulso de excitación a 90° que senecesita para obtener la señal de RM en las secuencias “InversionRecovery” (IR).TI afecta el contraste de la imagen: la amplitud de la magnetizaciónlongitudinal (que se relaja durante TI) depende de T1. Si el impulso deexcitación a 90° se aplica exactamente en el momento en el que la curvade relajación de un determinado T1 pasa por cero, se suprime la señal deltejido correspondiente.Un TI corto determina la supresión de la grasa de la imagen, mientras queun TI largo aumenta el contraste T1.

Efectos de la variación de TI

fig. 1.3 - Secuencia Inversion Recovery


Debido al tiempo de relajación T1 de la magnetización longitudinal, disminuye la intensidad de las señales de todos los tejidos.

Aumenta la intensidad de la señal, debido a la gran cantidad de magnetización longitudinal neta en el momento en que se aplica el impulso de excitación a 90°.

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Ángulo de giro FAEste ángulo mide la desviación de la magnetización neta con respecto a ladirección del campo magnético estático, causada por el impulso deexcitación RF.FA afecta el contraste de la imagen en las secuencias Gradient Echo de lasiguiente manera:☛ FA 75°, con TE 14 ms, determinan contrastes pseudo T1

☛ FA 45°, con TE 18 ms, determinan contrastes pseudo T2.

Las secuencias Gradient Echo son secuencias rápidas que adoptan TRcortos. Con un TR corto y FA = 90°, se puede recuperar solo una pequeñacantidad de la magnetización longitudinal entre dos impulsos deexcitación consecutivos; por ello, solo una cantidad muy pequeña de lamagnetización neta se puede trasladar al plano transversal reduciendo laintensidad de la señal.Con un TR corto y FA inferior a 90° entre dos impulsos de excitaciónconsecutivos se recupera una cantidad más grande de magnetizaciónlongitudinal y se produce una señal de mayor intensidad. La intensidad de la señal depende de los valores de FA y TR: para undeterminado TR hay un FA que maximiza la intensidad de la señal.

fig. 1.4 - Intensidad de la señal, en función de TR, al variar FA

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8 / 112 Capítulo 1

fig. 1.5 - Secuencia Gradient Echo

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Espesor del corteEl espesor del corte es la profundidad de cada uno de los cortes en que sedivide la región anatómica a examinar.El tamaño del vóxel depende del espesor del corte:

En las condiciones típicas de examen de RM, el espesor del corte es mayorque las otras dos medidas y la señal deriva de un conjunto de tejidosdiferentes (efecto “volumen parcial”).

Efectos de la variación del espesor del corte

Número de cortesLa señal de RM procedente de distintos cortes de la misma regiónanatómica se puede medir con la técnica de adquisición multicorte.El número máximo de cortes depende del valor de TR que ha seleccionadoel usuario y del TR mínimo típico de la secuencia utilizada.Para aumentar el número de cortes más allá del máximo permitido,primero hay que incrementar el TR y luego el número de cortes. Al hacerlo, aumenta la duración de la secuencia.

GapEl gap es la distancia entre dos cortes adyacentes.Los cortes adyacentes pueden ser contiguos o separados por un pequeñoespacio: el gap.

tamaño vóxel = (tamaño píxel) x (espesor del corte)


Al aumentar el tamaño del vóxel, aumenta la intensidad de la señal por píxel.

Al disminuir el tamaño del vóxel, disminuye la intensidad de la señal por píxel.

Aumenta el volumen adquirido con un único scan.

Disminuye el volumen adquirido con un único scan.

Aumenta el efecto "volumen parcial", especialmente en la interfaz oblicua entre tejidos diferentes.

Disminuye el efecto "volumen parcial".

Disminuye la resolución espacial, debido al aumento del tamaño del vóxel.

Aumenta la resolución espacial, debido al aumento del tamaño del vóxel.

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10 / 112 Capítulo 1

Si el gap es inferior al 10% del espesor del corte, las señales de cortesadyacentes interfieren entre sí (efecto “crosstalk” o diafonía) reduciendola intensidad de la señal por corte.

Efectos de la variación del gap

Número de adquisicionesEs el número de veces que el impulso de excitación se aplica al mismovóxel durante una secuencia.Si el impulso se aplica varias veces y se calcula el promedio de lasmediciones realizadas, se obtiene una relación señal/ruido más grandeque con una única aplicación.Puesto que el ruido de cada señal se suma de forma incoherente, el factorde aumento es igual a la raíz cuadrada del número de adquisiciones.

Efectos de la variación del número de adquisiciones

Campo de visión de la adquisiciónEl campo de visión de la adquisición (FOV) determina el tamaño del áreade la que el sistema adquiere información. El área puede ser cuadrada orectangular y sus medidas son “FOV Lectura” y “FOV Codificación”.




Disminuyen las interferencias entre cortes adyacentes y por consiguiente aumenta la intensidad de la señal por corte.

Aumentan las interferencias entre cortes adyacentes y por consiguiente disminuye la intensidad de la señal por corte.

Aumenta el riesgo de no detectar patologías de tamaño pequeño entre los cortes.

Disminuye el riesgo de no detectar patologías de tamaño pequeño entre los cortes.


Aumenta la relación señal/ruido de todos los tejidos.

Disminuye la relación señal/ruido de todos los tejidos.

Gracias al promedio de la señal, disminuyen los artefactos de movimiento y de flujo.

Aumentan los artefactos de movimiento y de flujo.

Aumenta la duración de la secuencia:duración del scan = (núm. codificaciones de fase) x (núm. de adquisiciones) x TR


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El FOV de lectura es la dirección en la que el sistema toma la muestra delectura (frecuencia).El FOV de codificación es la dirección en la que el sistema toma la muestrade fase.El número de muestras tomadas en la dirección de la lectura (frecuencia)y el número de codificaciones de fase determinan el tamaño de la matrizde los datos brutos.El FOV tiene un valor mínimo que depende de la intensidad máxima de losgradientes.

Efectos de la variación del tamaño del FOV cuadrado

FOV = (FOV Lectura) x (FOV Codificación)


Con el tamaño de la matriz fijado, aumenta la intensidad de la señal por píxel debido al aumento del tamaño del vóxel.

Con el tamaño de la matriz fijado, disminuye la intensidad de la señal por píxel debido a la disminución del tamaño del vóxel.



Con el tamaño de la matriz fijado, puede aumentar el artefacto por “wrap-around”.

Con el tamaño de la matriz fijado, disminuye la resolución espacial debido al aumento del tamaño del vóxel.

Con el tamaño de la matriz fijado, aumenta la resolución espacial debido al aumento del tamaño del vóxel.

Disminuyen los artefactos por "ringing".

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Efectos de la variación del tamaño del FOV rectangularPara obtener FOV rectangulares el usuario solo puede seleccionar un FOVde codificación menor que el FOV de lectura (el software no permite locontrario).El número efectivo de codificaciones de fase depende de los valoresseleccionados del FOV de codificación y de lectura y del número decodificaciones de fase y se calcula con la fórmula siguiente:

En un FOV rectangular, la resolución espacial es la misma que se obtendríacon un FOV cuadrado cuyo lado fuera igual al lado mayor del rectángulo(entre FOV de lectura y FOV de codificación).

número efectivo de codificaciones de fase =

(número de codificaciones de fase) x (FOV Cod./Fov Lect.)

Disminución del FOV de codificación

Disminuye la duración de la secuencia, a causa de la reducción del número efectivo de codificaciones de fase: duración del scan = (núm. efectivo de codificaciones de fase) x (núm. adquisiciones) x TR

Disminuye la relación señal/ruido, por la reducción del tamaño del FOV.

Aumento del FOV de lectura

Disminuye la duración de la secuencia, a causa de la reducción del número efectivo de codificaciones de fase: duración del scan = (núm. efectivo de codificaciones de fase) x (núm. adquisiciones) x TR

Aumenta la relación señal/ruido, por el aumento del tamaño del FOV.

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Número de seriesEs el número de veces en que se adquiere automáticamente la secuenciaen el tiempo de un TR.El usuario puede configurar directamente este parámetro en todas lassecuencias Fast Spin Echo (FSE) y de tipo Estado estacionario.El parámetro de la serie actúa de forma diferente según el tipo desecuencias en que se utiliza:Familia de secuencias Fast Spin Echo (FSE)El número máximo de series actualmente configurables para este tipo desecuencias es 2.En caso de dos adquisiciones, se generan dos espacios K distintos ycomplementarios entre sí, dejando en el centro de ambos el ecoseleccionado por el usuario mediante el TE; al final, los dos espacios K secombinan adecuadamente para obtener la imagen con el contrastedeseado.

Efectos de la variación del número de series en FSE

Familia de secuencias de tipo Estado estacionarioPara este tipo de secuencias no hay limitación del número máximo deseries programables.Con n adquisiciones, cada una precedida por un oportuno cambio de fasedel impulso, se generan n espacios K distintos y n imágenes; al final detoda la secuencia las n imágenes se combinan para obtener una imagenen la que se minimiza y/o desaparece el artefacto de tipo "banding".

Efectos de la variación del número de series en las secuencias de tipo Estado estacionario

Función activada Función desactivada

Aumenta el número de veces en que la secuencia se adquiere automáticamente.

Disminuye el número de veces en que la secuencia se adquiere automáticamente.

Puesto que los espacios K se llenan de forma complementaria, disminuyen los artefactos por "blurring".

Aumentan los artefactos por "blurring".

Aumenta la duración de la secuencia:duración del scan = (núm. de codificaciones de fase) x (núm. series) x TR/ETL



Aumenta el número de veces en que la secuencia se adquiere automáticamente.

Disminuye el número de veces en que la secuencia se adquiere automáticamente.

• • • •••


Disminuyen los artefactos por banding. Aumentan los artefactos por banding.

Aumenta la duración de la secuencia:duración del scan = (núm. de codificaciones de fase) x (núm. series) x TR



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MatrizExisten dos tipos de matriz:☛ la matriz de datos brutos

☛ la matriz de la transformada de Fourier, que deriva de la matriz de datosbrutos y es la matriz de visualización de la imagen. Lo píxeles de la matrizde visualización siempre son cuadrados y su tamaño puede ser:

Para obtener la resolución espacial, el usuario puede elegir el tamaño dela matriz de datos brutos a través del número de muestreos en ladirección de la lectura (frecuencia) y el de codificaciones de fase en ladirección de la codificación de fase.

Efectos de la variación del tamaño de la matriz

tamaño píxel (1) = FOV / (128 x 128)




Con el tamaño del FOV fijado, aumenta la resolución espacial debido a la disminución del tamaño del vóxel.

Con el tamaño del FOV fijado, disminuye la resolución espacial debido al aumento del tamaño del vóxel.

Aumenta la probabilidad de artefacto por “ringing”.

Con el tamaño del FOV fijado, disminuye la intensidad de la señal por píxel debido a la disminución del tamaño del vóxel.

Con el tamaño del FOV fijado, aumenta la intensidad de la señal por píxel debido al aumento del tamaño del vóxel.

Aumenta la duración de la secuencia por el aumento del número efectivo de codificaciones de fase: duración del scan = (núm. efectivo de codificaciones de fase) x (núm. de adquisiciones) x TR

Disminuye la duración de la secuencia por la disminución del número efectivo de codificaciones de fase.

• • • •••


Técnica SpeedUpSpeedUp es una técnica de producción de imágenes que aumenta lavelocidad del scan reduciendo el tiempo de adquisición. La técnicaaprovecha la dispersión intrínseca de las imágenes de RM parasubmuestrear el espacio K, generando artefactos incoherentes (similaresal ruido). Al reducir el número de líneas adquiridas del espacio K, sereduce el tiempo de adquisición y se consigue la imagen final mediante unmétodo de reconstrucción no-lineal.El usuario puede habilitar e inhabilitar directamente la técnica SpeedUpexclusivamente en las siguientes secuencias 2D y 3D:Secuencias 2D para las que está disponible la técnica SpeedUp(con la licencia “Speed Up 2D Acquisition“)☛ Spin Echo T1 (SET1)

☛ Spin Echo T2 (SET2)

☛ Multi-Echo (SE_PD_T2)

☛ Inversion Recovery (IR)

☛ Short TI Inversion Recovery (STIR)

☛ Short Time Inversion Recovery Gradient Echo (GE-STIR)

☛ Gradient Echo (GE)

☛ Fast Spin Echo (FSET1, FSE STIR, FAST FLAIR, FSE T2, FSE PD, FSE PDT2)

☛ XBONE

☛ 2D HYCE

Secuencias 3D para las que está disponible la técnica SpeedUp(con la licencia “ Speed Up 3D Acquisition “)☛ Gradient Echo 3D (T3D T1)

☛ 3D SHARC

☛ 3D SST1

☛ 3D SST2

☛ Spin Echo T1 3D

☛ Short Time Inversion Recovery 3D (STIR 3D)

☛ Short Time Inversion Recovery Gradient Echo 3D (GE STIR 3D)

☛ 3D Hyce (se non è abilitata la tecnica Partial Fourier)

Secuencias 3D para las que nunca está disponible la técnicaSpeedUp, aunque se disponga de la licencia “Speed Up 3DAcquisition“

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La técnica SpeedUp está desactivada para el usuario en las siguientessecuencias, aunque se disponga de la licencia “Speed Up 3D Acquisition”,puesto que las dos técnicas (SpeedUp y Half Fourier) son incompatiblesentre sí y por consiguiente a la misma secuencia se puede aplicar solo unade ellas.☛ Spin Echo T1 3D Half Fourier

☛ Short Time Inversion Recovery 3D Half Fourier(STIR 3D HF)

☛ Short Time Inversion Recovery Gradient Echo 3D Half Fourier(GE STIR3DHF)

Secuencias 3D en las que no se puede utilizar la técnica SpeedUp,aunque se disponga de la licencia correspondienteSi ya está activada la técnica de adquisición Partial Fourier, la técnicaSpeedUp está desactivada para el usuario, en las secuencias que seindican a continuación; en efecto, la primera es incompatible con latécnica SpeedUp y por consiguiente a la misma secuencia se puede aplicarsolo una de ellas.☛ 3D Hyce (se abilitata la tecnica Partial Fourier).

El algoritmo de reconstrucción provoca un deterioro de la imagen final,que es mayor cuanto más elevado es el factor de SpeedUp aplicado. Estedeterioro consiste en primer lugar en la pérdida de definición de lasestructuras anatómicas, especialmente las de bajo contraste, queconlleva un efecto general de desenfoque (blurring) de la imagen.Además, con valores elevados de Speed Up la imagen final puede serafectada por artefactos similares a los provocados por el truncamiento delos datos (ringing). Estos problemas son más evidentes en imágenes conpotenciación de contraste en T1, densidad protónica o XBONE respecto aimágenes de alto contraste como las potenciadas en T2 o imágenes consupresión de la grasa tipo STIR).Para el funcionamiento óptimo del algoritmo de reconstrucción y atenuarlos artefactos “blurring” y “ringing” en la imagen final, se recomiendautilizar (compatiblemente con los demás parámetros de la secuencia)matrices de adquisición grandes, FOV reducidos y aumentar el factor desobremuestreo.

Efectos de la variación del factor de aceleración (SpeedUp)


Disminuye la duración del scan en un tiempo igual al factor SpeedUp/100

Aumenta progresivamente la duración del scan hasta alcanzar el tiempo de scan sin aplicar la técnica SpeedUp

Introduce artefactos de tipo "blurring" y progresivamente de tipo "ringing"

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• • • •••


Llenado elíptico del espacio KLa habilitación del parámetro “Llenado elíptico del espacio K” activa unatécnica de llenado del espacio K con la que se adquieren únicamente lascodificaciones en el plano 2D/3D pertenecientes a la elipse inscrita en elrectángulo correspondiente al espacio K estándar.El llenado elíptico respeta la simetría del espacio K estándar.La forma de la elipse depende de los parámetros “NúmFases” y “Fases 3D”seleccionados por el usuario, que determinan el tamaño de la elipserespectivamente en las direcciones 2D y 3D del plano.El usuario puede activar y desactivar directamente la técnica de llenadoelíptico del espacio K en todas las secuencias 3D, excepto en las que yaesté activada la adquisición con técnica “Half Fourier” o “Partial Fourier”.

Efectos inducidos por la técnica de llenado elíptico del espacio K

Valor Efecto

Desactivado La técnica de llenado elíptico del espacio K no está activada.No se modifican la duración de la secuencia y los demás parámetros.

Activado La técnica de llenado elíptico del espacio K está activada. Sin modificar los demás parámetros, permite una reducción del tiempo de scan en detrimento de una menor pérdida de resolución espacial, menor respecto a la que se alcanzaría obteniendo el mismo tiempo de scan por medio de una reducción de la matriz de adquisición.

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Corrección de artefactos de movimientoLa técnica de corrección de artefactos de movimiento permite reducir losartefactos causados por movimientos de tipo random del paciente, que in-cluyen pequeños movimientos involuntarios - causados por la contracciónde una o varias estructuras nerviosas y/o musculares – y pequeños movi-mientos voluntarios de la región anatómica examinada debidos a incomo-didad o leves parestesias momentáneas (véase el apartado “Artefactoscausados por movimientos de tipo random” de este capítulo).Dicha técnica realiza el tratamiento de los datos después de la adquisiciónpara compensar los efectos “blurring” y “ghosting”, típicos del artefactocausado por movimientos de tipo random. Se puede aplicar a todos los tipos de secuencias 2D – excepto las secuen-cias que implementan las técnicas Half-Echo y Half-Fourier y a las adqui-siciones de tipo Streaming – pero no es compatible con la utilización de latécnica SpeedUp descrita anteriormente.

Efectos inducidos por la técnica de corrección de artefactos por movimiento

Valor Efecto

Desactivado La técnica de corrección de artefactos por movimiento no está activada.Ningún efecto en las imágenes.

Activado La técnica di corrección de artefactos por movimiento está activada: se reduce la apa-rición eventual de artefactos causados por pequeños movimientos del paciente.El tiempo di reconstrucción de las imágenes aumenta.La técnica SpeedUp no se puede utilizar.

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Relación entre parámetros característicos de las secuencias Fast Spin Echo y calidad de imagen

Tiempo entre ecos (Echo Spacing)El tiempo entre ecos (Echo Spacing) es el tiempo que transcurre entre dosecos consecutivos de la secuencia FSE (Fast Spin Echo).Debido a la construcción especial de la FSE, donde el contraste sedetermina por el eco adquirido que se coloca en el centro de los datosbrutos a reconstruir, el valor de ESP (Echo Spacing) define los posibles TEcomo múltiplos de ESP:TE = n x ESP, con n = de 1 a ETLAl aumentar el ESP con ETL igual, aumenta el tiempo necesario para laadquisición de cada corte.El ESP es un parámetro que varía según el tipo de secuencia FSE que sedesee utilizar (FSE, FSE STIR, FSE FLAIR, FSE PD T2).

Efectos de la variación del ESP

Longitud de la serie de ecos (Echo Train Length) La longitud de la serie de ecos (Echo Train Length) es el número de ecosrealmente adquiridos por una secuencia Fast Spin Echo. La estructuraespecial de la secuencia FSE, donde a cada eco adquirido le correspondeuna codificación de fase diferente, permite agilizar más la adquisicióncuanto más alto sea el ETL (Echo Train Length). Debido a la construcción especial de la FSE, donde el contraste sedetermina por el eco adquirido que se coloca en el centro de los datosbrutos a reconstruir, el valor de ETL define los valores posibles de TE comomúltiplos de ESP:TE = n x ESP, con n = de 1 a ETLAl aumentar el ETL con ESP igual, aumenta el tiempo necesario para laadquisición de cada corte.El ETL es un parámetro que varía de 2 a 16 según el tipo de secuencia FSEque se desee utilizar (FSE, FSE STIR, FSE FLAIR, FSE PD T2) y el ESPseleccionado por el usuario.


Puede ser necesario disminuir el número de cortes.

Permite aumentar el número de cortes.

Separa más los valores posibles de TE. Acerca más los valores posibles de TE.

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Efectos de la variación del ETL

Compensación de flujoLa técnica de la compensación de flujo permite reducir los artefactos deflujo en condiciones especiales. Esta técnica conlleva modificaciones de lasecuencia que podrían tener como resultado una disminución de larelación señal/ruido de la imagen, como indicado por el factor de calidaddel scan.El usuario puede activar/desactivar directamente la función decompensación de flujo solo en las siguientes secuencias FSE:☛ FSE (solo si ESP=30)

☛ FSE STIR (solo si ESP=30).

Efectos de la función Compensación de flujo


Aumenta el número de opciones posibles para el TE.

Disminuye el número de opciones posibles para el TE.

Puede ser necesario disminuir el número de cortes.

Permite aumentar el número de cortes.

Disminuye la duración de la secuencia como se indica a continuación:duración del scan = (núm. de codificaciones de fase) x (núm. de adquisiciones) x TR / ETL.

Aumenta la duración de la secuencia.

Valor Efecto

Ninguno Posible presencia de artefactos de flujo.

Lectura Reduce los artefactos de flujo si el flujo es principalmente en el plano de adquisición, en dirección de la lectura.

Selección Reduce los artefactos de flujo si el flujo es principalmente a través del plano de adquisición.

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RelajaciónLa habilitación de la relajación activa una técnica de adquisición quepermite añadir al final del TR de la secuencia un impulso RF a 90° que, alconvertir la magnetización residual transversal en magnetizaciónlongitudinal, agiliza la relajación de la señal permitiendo que los tejidoscon T1 alto (por ejemplo, el fluido cerebroespinal) resulten hiperintensostambién con un TR relativamente corto.La activación de la relajación aumenta el tiempo necesario para laadquisición de cada corte.El usuario puede activar/desactivar directamente la función “Relajación"solo en las siguientes secuencias FSE: ☛ FSE

☛ FSE STIR

☛ FSE PD-T2

Efectos de la función Relajación

Valor Efecto

No Contraste “tradicional” determinado por TR y TE.

Sí Señal especialmente hiperintensa de tejidos con T1 largo (líquidos); puede requerir una disminución del número de cortes respecto al caso “No”.

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Factor de multiplicación de la frecuencia de muestreoLa técnica del aumento de la frecuencia de muestreo permite reducir losartefactos por inhomogeneidad local del campo magnético que seproducen en pacientes con prótesis o clips (cuya utilización en entorno deRM sea segura o en determinadas condiciones), residuos o fragmentosmetálicos presentes en la región anatómica examinada.

Esta técnica conlleva una modificación de la secuencia cuyo resultado esla disminución de la relación señal/ruido de la imagen, como indicado porel factor de calidad del scan.El valor seleccionable es de 1 a 10, pero el valor máximo de esteparámetro puede ser limitado por la selección de los demás parámetrosde producción de imágenes de RM: en este caso aparece el mensaje“Error en el control de los límites de los gradientes” y no es posibleaumentar aún más el valor.El usuario puede habilitar/inhabilitar directamente la técnica de lafrecuencia de muestreo en todas las secuencias FSE:

Efectos del factor de multiplicación de la frecuencia de muestreo

A d v e r t e n c i aConsulte el capítulo 3, apartado “Evaluación previa de los pacientes”,

del Manual de usuario para conocer los posibles riesgos para el examen de pacientes con clips quirúrgicos o cuerpos extraños

metálicos implantados en área intracraneal, endoocular o vascular y de pacientes portadores de objetos metálicos .

Valor Efecto

1 No aumenta la frecuencia de muestreo.

De 1,1 a 10 en pasos de 0,1. Al aumentar el valor, disminuye la presencia de artefactos por inhomogeneidad local del campo magnético en las imágenes, así como la relación señal/ruido.

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Técnica X-MARLa técnica X-MAR permite reducir los artefactos por inhomogeneidad localdel campo magnético que se producen en pacientes con prótesis o clips(cuya utilización en entorno de RM sea segura o en determinadascondiciones), residuos o fragmentos metálicos presentes en la regiónanatómica examinada.

La técnica X-MAR reduce la deformación de la imagen en el plano, conintroducción del desenfoque (blurring) en la dirección de lectura, ademásdel desenfoque (blurring) en la dirección de la codificación de fase que seencuentra típicamente en las imágenes FSE.La técnica X-MAR solo se utiliza en combinación con las secuencias FSEcon el tiempo entre ecos igual a 12: el efecto colateral del desenfoque(blurring) introducido por la técnica se mitiga por la selección de untiempo entre ecos corto (en las secuencias Fast Spin Echo, cuanto máscorto es el tiempo entre ecos, menor es el efecto del desenfoque(blurring).Efectos de la activación de la X-MAR

A d v e r t e n c i aConsulte el capítulo 3, apartado “Evaluación previa de los pacientes”, del Manual de usuario para conocer los posibles riesgos para el exa-men de pacientes con clips quirúrgicos o cuerpos extraños metálicos implantados en área intracraneal, endoocular o vascular y de pacien-

tes portadores de objetos metálicos.

Valor Efecto

No La técnica X-MAR no se aplica.

Sí La utilización de la técnica X-MAR disminuye la presencia de artefactos por inhomogenei-dad local del campo magnético en las imáge-nes y aumenta el efecto del desenfoque (blu-rring).

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Reducción del TRAl habilitar el parámetro de reducción del TR, se activa una técnica deadquisición que incluye la reorganización del espacio K en las distintasseries evitando oportunamente que se llenen algunas líneas del espacio Ken todas las series.La secuencia lleva a cabo la adquisición utilizando un número efectivo deecos inferior al programado con el parámetro ETL. Esta condición permite la reducción automática del TR y por consiguientela reducción de la duración total de la propia secuencia.Para todas las secuencias potenciadas en T2 o densidad protónica, elusuario debe comprobar, después de la habilitación del parámetro dereducción del TR y desde el entorno de posicionamiento, que el tiempo derepetición programado automáticamente no sea inferior al valor mínimorequerido para conseguir las imágenes con estos contrastes.Esta técnica se puede activar solo si desde el entorno de posicionamientoel usuario ha configurado el parámetro Serie a un valor superior a 1.

Efectos de la técnica de reducción del TR

Valor Efecto

Ninguno La reducción del TR no está habilitada.El TR y la duración de la secuencia no se modifican.

Bajo, medio, alto, máximo La reducción del TR está habilitada.Al valor seleccionado, entre los disponibles, le corresponde una disminución diferente del TR hasta conseguir el valor mínimo. Al disminuir el TR, disminuye la duración total de la secuencia y de la relación Señal/Ruido.

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Contraste mielográfico Esta técnica se utiliza para el estudio del canal espinal y el espaciosubaracnoideo y consiste en la utilización de una secuencia con fuerteponderación T2 para lograr un elevado contraste entre la parte “oscura”de la médula espinal y sus nervios y la parte “brillante” del fluidocerebroespinal (CSF). Este tipo de contraste se utiliza principalmente para el estudio de lossacos radiculares.El fluido cerebroespinal (CSF) es la estructura anatómica a la quecorresponde el tiempo de relajación T2 más largo; por lo tanto, paralograr un contraste similar al mielográfico hay que utilizar TR y TE muylargos, compatibles solo con la utilización de una serie de ecos (ETL) muylarga.La activación de la licencia “Myelo Contrast Imaging” permite al usuarioseleccionar el número de ecos hasta un máximo de 64, a través delparámetro Echo Train Lenght (ETL).

Efectos inducidos por la técnica de contraste mielográfico

Valor Efecto

La técnica de contraste mielográfico no está disponible.El límite máximo para el parámetro ETL no se modifica y por consiguiente sigue siendo 16.

La técnica de contraste mielográfico está disponible.El límite máximo para el parámetro ETL se eleva a 64.

ETL 16

16 ETL 64

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Imagen visualizadaCon respecto al sistema G-scan y S-scan es imprescindible aclarar larelación entre el campo de visión (FOV) de la adquisición, la zona dehomogeneidad del imán, la zona de sensibilidad de las bobinas 17 y 18Columna (solo para exámenes de la columna vertebral) y la imagenvisualizada.

CAMPO DE VISIÓN DE ADQUISICIÓNEl campo de visión (FOV) de adquisición varía entre 100 mm x 100 mm y400 mm x 400 mm, por lo que es posible optimizar la relación señal/ruidoy la resolución espacial de la imagen.

ISOCENTRO DEL IMÁN EN LA IMAGEN VISUALIZADAToda información acerca de la imagen visualizada que se detalle en estedocumento se refiere al isocentro del imán.Para identificar correctamente el isocentro del imán dentro de la imagenvisualizada:Abra la secuencia SCOUT correspondiente al estudio del que forma partela imagen visualizada.En el menú Ver, active la función Proyección de cortes (véase el apartado"Proyección de cortes" del capítulo 4 del manual de interfaz de usuario).En la imagen visualizada aparecen dos líneas rectas de color rojo, unavertical y otra horizontal, cuyo punto de intersección indica el isocentrodel imán.

ZONA DE HOMOGENEIDAD DEL IMÁNPara todos los sistemas con número de serie hasta 5090 o 7085 (G-scan oS-scan) incluido, la zona de homogeneidad del imán se corresponde conuna esfera de 250 mm de diámetro centrada en el isocentro del mismo.A partir del número de serie 5091 o 7086 (G-scan o S-scan), la zona dehomogeneidad del imán se ha ampliado a una esfera de 270 mm dediámetro centrada en el isocentro del mismo.El número de serie del sistema se encuentra en la placa de característicasdel aparato colocada en la parte delantera del armario de la electrónica delsistema.

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Sistemas con zona de homogeneidad estándarIMAGEN VISUALIZADA PARA TODAS LAS REGIONES ANATÓMICASEXCEPTO LA COLUMNA VERTEBRAL Y LA ARTICULACIÓNTEMPOROMANDIBULARPara todas las regiones anatómicas, excepto la columna vertebral y laarticulación temporomandibular, el tamaño máximo de la imagenvisualizada es de 250 mm x 250 mm, para minimizar el área fuera de lazona de homogeneidad donde se pueden producir artefactos. Si el usuarioselecciona un FOV de adquisición menor/igual a 250 mm x 250 mm, laimagen se visualiza con el tamaño de la adquisición.

fig. 1.6 - Imagen visualizada con FOV de adquisición de 250 mm x 250 mm

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fig. 1.7 - Imagen visualizada con FOV de adquisición de más de 250 mm x 250 mm

fig. 1.8 - Imagen visualizada con FOV de adquisición de menos de 250 mm x 250 mm

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ZONA DE SENSIBILIDAD DE LA BOBINA TMJLa TMJ 15 es de tipo “superficial” y, por lo tanto, tiene una zona desensibilidad limitada. Hay que tener en cuenta la existencia de planos de iso-sensibilidadparalelos al plano de la bobina; la señal de RM disminuye a lo largo del ejeperpendicular a estos planos así que, al alejarse del plano de la bobina, sereduce la calidad de la imagen.IMAGEN VISUALIZADA DE LA ARTICULACIÓNTEMPOROMANDIBULARPara la articulación temporomandibular, el tamaño máximo de la imagenvisualizada depende de dos factores:☛ la zona de sensibilidad de la bobina TMJ 15, que limita aún más eltamaño máximo de la imagen, para mantener la calidad de la imagen dediagnóstico en toda el área visualizada;

☛ la exclusión de la imagen de regiones anatómicas del cuerpo humanoque no interesan para el diagnóstico de la articulacióntemporomandibular, para permitir la utilización inmediata de lasimágenes, sin que sea necesario modificar la imagen (cortarla, ampliarla,etc., por ejemplo antes de la impresión).

En función de estos dos factores, para todas las orientaciones de laarticulación temporomandibular, se ha adoptado el tamaño máximo de laimagen visualizada que se indica en las páginas siguientes.


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fig. 1.10 - Imagen visualizada con FOV de adquisición de más de 150 mm x 150 mm

fig. 1.11 - Imagen visualizada con FOV de adquisición de menos de 150 mm x 150 mm

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ZONA DE SENSIBILIDAD DE LA BOBINA DE LA COLUMNALa bobina 10 Columna es de tipo “superficial” y, por lo tanto, tiene unazona de sensibilidad limitada.Hay que tener en cuenta la existencia de planos de iso-sensibilidadparalelos al plano de la bobina; la señal de RM disminuye a lo largo del ejeperpendicular a estos planos así que, al alejarse del plano de la bobina, sereduce la calidad de la imagen.IMAGEN VISUALIZADA DE LA COLUMNA VERTEBRALPara la columna vertebral, el tamaño máximo de la imagen visualizadadepende de tres factores:☛ la zona de homogeneidad del imán, que limita el tamaño máximo de laimagen a un cuadrado de 250 mm x 250 mm, para minimizar laprobabilidad de artefactos;

☛ la zona de sensibilidad de la bobina 10 Columna, que limita aún más eltamaño máximo de la imagen, para mantener la calidad de la imagen dediagnóstico en toda el área visualizada;

☛ la exclusión de la imagen de regiones anatómicas del cuerpo humanoque no interesan para el diagnóstico de la columna vertebral, parapermitir la utilización inmediata de las imágenes, sin que sea necesariomodificar la imagen (cortarla, ampliarla, etc., por ejemplo antes de laimpresión).

En función de estos tres factores, para cada tramo y para cada orientaciónde la columna vertebral, se ha adoptado el tamaño máximo de la imagenvisualizada que se indica en las páginas siguientes.Toda información respecto al campo de visión (FOV) en la adquisición quese detalle en las páginas siguientes se refiere, según cada orientación, alos ejes del sistema de gradientes denominados convencionalmente X, Y yZ.

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fig. 1.12 - Ejes del sistema de gradientes para los sistemas G-scan y S-scan

Orientación sagital de los tramos lumbosacrosDentro de la ventana de 250 mm x 250 mm, correspondiente a la zona dehomogeneidad del imán, se aplica otro fondo negro (clip), cuyo tamaño yposicionamiento se muestran en la figura siguiente.

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fig. 1.13 - Orientación sagital de los tramos lumbosacros: posicionamiento y tamaño del clip en la ventana de 250 mm x 250 mm

La imagen adquirida está centrada respecto al centro de la ventana de250 mm x 250 mm, es decir respecto al isocentro del imán. Por lo tanto, se pueden presentar al usuario los casos que se ilustran acontinuación, que se refieren a distintas configuraciones de la dimensiónanterior-posterior del paciente, así como de la dimensión cabeza-pies delmismo.

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El FOV en dirección anterior-posterior del paciente corresponde al FOV a lolargo del eje Y se denomina FOVy.☛ CASO 1

• FOVy 210 mm, es decir FOVy/2 105 mm• En dirección centro-P (posterior) se visualizan 105 mm.

Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la parteposterior del paciente, hay 105 mm antes de alcanzar el clip. Seelimina de la visualización toda la parte de imagen que, en direcciónposterior del paciente, sobrepasa los 105 mm.

• En dirección centro-A (anterior) se visualizan 85 mm.Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la parteposterior del paciente, hay 85 mm antes de alcanzar el clip. Seelimina de la visualización toda la parte de imagen que, en direcciónanterior del paciente, sobrepasa los 85 mm.En efecto, en esta dirección la bobina pierde sensibilidad y sevisualizarían partes anatómicas (abdomen) que no interesan paraexaminar la columna vertebral.

☛ CASO 2

• 110 mm FOVy < 210 mm, es decir FOVy/2 55 mm y FOVy/2 <105 mm

• En dirección centro-P (posterior) se visualizan (FOVy/2) mm. Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la parteposterior del paciente, hay 105 mm antes de alcanzar el clip. Conlos FOVy pertenecientes al rango arriba indicado, el FOVy/2 siemprees inferior a 105 mm. El tamaño del fondo negro, en la partederecha de la imagen, aumenta en proporción a la diferencia entreFOVy/2 y 105 mm.

• En dirección centro-A (anterior) se visualizan 85 mm.Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la parteposterior del paciente, hay 85 mm antes de alcanzar el clip. Seelimina de la visualización toda la parte de imagen que, en direcciónanterior, sobrepasa los 85 mm.

☛ CASO 3

• FOVy = 100 mm, es decir FOVy/2 = 50 mm• En dirección P (posterior) se visualizan (FOVy/2) mm.

El FOVy/2 igual a 50 mm se visualiza por completo y el tamaño delfondo negro, en la parte derecha de la imagen, aumenta de 55 mm(es decir, 105 mm - 50 mm).

• En dirección A (anterior) se visualizan (FOVy/2) mm. El FOVy/2 igual a 50 mm se visualiza por completo y el tamaño delfondo negro, en la parte izquierda de la imagen, aumenta de 35 mm(es decir, 85 mm - 50 mm).

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El FOV en dirección cabeza-pies del paciente corresponde al FOV a lo largodel eje Z se denomina FOVz.☛ CASO A

• FOVz 250 mm, es decir FOVz/2 125 mm• En dirección centro-F (feet = pies) se visualizan 125 mm.

Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia los pies delpaciente, hay 125 mm antes de alcanzar el borde inferior de lamáxima imagen visualizada. Se elimina de la visualización toda laparte de imagen que, en dirección de los pies, sobrepasa los125 mm.

• En dirección centro-H (head = cabeza) se visualizan 115 mm.Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la cabeza delpaciente, hay 115 mm antes de alcanzar el clip. Se elimina de lavisualización toda la parte de imagen que, en dirección de lacabeza, sobrepasa los 115 mm.

☛ CASO B

• FOVz 240 mm, es decir FOVz/2 120 mm• En dirección centro-F (feet = pies) se visualizan FOVz/2.

El FOVz/2 igual a 120 mm se visualiza por completo y el tamaño delfondo negro, en la parte inferior de la imagen, aumenta de 5 mm(es decir, 125 mm - 120 mm).


☛ CASO C


Con los FOVz pertenecientes al rango arriba indicado, el FOVz/2siempre es inferior a 125 mm. El tamaño del fondo negro, en laparte inferior de la imagen, aumenta en proporción a la diferenciaentre FOVz/2 y 125 mm.

• En dirección centro-H (head = cabeza) se visualizan FOVz/2. Con los FOVz pertenecientes al rango arriba indicado, el FOVz/2siempre es inferior, o como mucho igual, a 115 mm. El tamaño delfondo negro, en la superior de la imagen, aumenta en proporción ala diferencia entre FOVz/2 y 115 mm.

350003240 Rev. 05 37 / 112• • • •••

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M

A continuación se muestra un ejemplo del caso 1 + caso A: FOVy =250 mm y FOVz = 250 mm.

fig. 1.14 - Orientación sagital de los tramos lumbosacros: imagen máx visualizada con FOV de adquisición de más de 250 mm x 250 mm

A continuación se muestra un ejemplo del caso 2 + caso A: FOVy =180 mm y FOVz = 250 mm.

fig. 1.15 - Orientación sagital de los tramos lumbosacros: imagen máx visualizada con FOV de adquisición de 180 mm x 250 mm

• • • •••


A continuación se muestra un ejemplo del caso 3 + caso C: FOVy =100 mm y FOVz = 100 mm.

fig. 1.16 - Orientación sagital de los tramos lumbosacros: imagen máx visualizada con FOV de adquisición de 100 mm x 100 mm

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de R

M

Orientación sagital del tramo cervicalDentro de la ventana de 250 mm x 250 mm, correspondiente a la zona dehomogeneidad del imán, se aplica otro fondo negro (clip), cuyo tamaño yposicionamiento se muestran en la figura siguiente.

fig. 1.17 - Orientación sagital de los tramos lumbosacros utilizando la bobina 9: posicionamiento y tamaño del clip en la ventana de 250 mm x 250 mm

fig. 1.18 - Orientación sagital de los tramos lumbosacros utilizando la bobina 14 (opcional): posicionamiento y tamaño del clip en la ventana de 250 mm x 250 mm

• • • •••


La imagen adquirida está centrada respecto al centro de la ventana de250 mm x 250 mm, es decir respecto al isocentro del imán.Por lo tanto, se pueden presentar al usuario los casos que se ilustran acontinuación, que se refieren a distintas configuraciones de la dimensiónanterior-posterior del paciente, así como de la dimensión cabeza-pies delmismo.Utilización de la bobina cervical 9 El FOV en dirección anterior-posterior del paciente corresponde al FOV a lolargo del eje Y se denomina FOVy.☛ CASO 1




☛ CASO 2




☛ CASO 3

• FOVy < 130 mm, es decir FOVy/2 < 65 mm• En dirección P (posterior) se visualizan (FOVy/2) mm.

El tamaño del fondo negro, en la parte derecha de la imagen,aumenta de 105 mm - (FOVy/2) mm.

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M

• En dirección A (anterior) se visualizan (FOVy/2) mm. El tamaño del fondo negro, en la parte izquierda de la imagen,aumenta de 65 mm - (FOVy/2) mm.



Partiendo del centro y distribuyendo la imagen tanto hacia los piescomo hacia la cabeza del paciente, hay 105 mm antes de alcanzarel borde inferior y superior de la máxima imagen visualizada. Seelimina de la visualización toda la parte de imagen que, en direcciónde los pies y la cabeza, sobrepasa los 105 mm.

• En dirección centro-H (head = cabeza) se visualizan 125 mm.Partiendo del centro y distribuyendo la imagen tanto hacia los piescomo hacia la cabeza del paciente, hay 125 mm antes de alcanzarel borde inferior y superior de la máxima imagen visualizada. Seelimina de la visualización toda la parte de imagen que, en direcciónde los pies y la cabeza, sobrepasa los 125 mm.

☛ CASO B

• FOVz 210 mm, es decir FOVz/2 105 mm• En dirección centro-F (feet = pies) y en dirección centro-H (head =

cabeza) se visualizan FOVz/2. Con los FOVz pertenecientes al rango arriba indicado, el FOVz/2siempre es inferior a 105 mm. El tamaño del fondo negro, en laparte inferior y superior de la imagen, aumenta en proporción a ladiferencia entre FOVz/2 y 105 mm.

• • • •••


Utilización de la bobina cervical DPA 14 (opcional)El FOV en dirección anterior-posterior del paciente corresponde al FOV a lolargo del eje Y se denomina FOVy.☛ CASO 1




☛ CASO 2




☛ CASO 3

• FOVy < 130 mm, es decir FOVy/2 < 65 mm• En dirección P (posterior) se visualizan (FOVy/2) mm.



350003240 Rev. 05 43 / 112• • • •••

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M



Partiendo del centro y distribuyendo la imagen tanto hacia los piescomo hacia la cabeza del paciente, hay 105 mm antes de alcanzarel borde inferior y superior de la máxima imagen visualizada. Seelimina de la visualización toda la parte de imagen que, en direcciónde los pies y la cabeza, sobrepasa los 105 mm.

• En dirección centro-H (head = cabeza) se visualizan 125 mm.Partiendo del centro y distribuyendo la imagen tanto hacia los piescomo hacia la cabeza del paciente, hay 125 mm antes de alcanzarel borde inferior y superior de la máxima imagen visualizada. Seelimina de la visualización toda la parte de imagen que, en direcciónde los pies y la cabeza, sobrepasa los 125 mm.

☛ CASO B



• En dirección centro-H (head = cabeza) se visualizan FOVz/2. Con los FOVz pertenecientes al rango arriba indicado, el FOVz/2siempre es inferior a 125 mm. El tamaño del fondo negro, en laparte superior de la imagen, aumenta en proporción a la diferenciaentre FOVz/2 y 125 mm.

• • • •••


Orientación coronal del tramo lumbosacroDentro de la ventana de 250 mm x 250 mm, correspondiente a la zona dehomogeneidad del imán, se aplica otro fondo negro (clip), cuyo tamaño yposicionamiento se muestran en la figura siguiente.

fig. 1.19 - Orientación coronal del tramo lumbosacro: posicionamiento y tamaño del clip en la ventana de 250 mm x 250 mm

La imagen adquirida está centrada respecto al centro de la ventana de250 mm x 250 mm, es decir respecto al isocentro del imán.Por lo tanto, se pueden presentar al usuario los casos que se ilustran acontinuación, que se refieren a distintas configuraciones de la dimensiónderecha-izquierda del paciente, así como de la dimensión cabeza-pies delmismo.El FOV en dirección derecha-izquierda del paciente corresponde al FOV alo largo del eje X se denomina FOVx.Hay que recordar que, según las convenciones DICOM®, la parte derechadel paciente se visualiza en la parte izquierda de la imagen y la parteizquierda del paciente se visualiza en la parte derecha de la imagen.☛ CASO 1

• FOVx 170 mm, es decir FOVx/2 85 mm

350003240 Rev. 05 45 / 112• • • •••

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M

• En dirección centro-L (left = izquierda) se visualizan 85 mm.Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la izquierda delpaciente, hay 85 mm antes de alcanzar el clip. Se elimina de lavisualización toda la parte de imagen que, hacia la izquierda delpaciente, sobrepasa los 85 mm.

• En dirección centro-R (right = derecha) se visualizan 85 mm. Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la derecha delpaciente, hay 85 mm antes de alcanzar el clip. Se elimina de lavisualización toda la parte de imagen que, hacia la derecha delpaciente, sobrepasa los 85 mm.

☛ CASO 2

• FOVx 170 mm, es decir FOVx/2 85 mm• En dirección centro-L (left = izquierda) se visualizan (FOVx/2) mm.

Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la izquierda delpaciente, hay 85 mm antes de alcanzar el clip. Con los FOVxpertenecientes al rango arriba indicado, el FOVx/2 siempre esinferior, o como mucho igual, a 85 mm. El tamaño del fondo negro,en la parte derecha de la imagen, aumenta en proporción a ladiferencia entre FOVx/2 y 85 mm.

• En dirección centro-R (right = derecha) se visualizan (FOVx/2) mm. Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la derecha delpaciente, hay 85 mm antes de alcanzar el clip. Con los FOVxpertenecientes al rango arriba indicado, el FOVx/2 siempre esinferior, o como mucho igual, a 85 mm. El tamaño del fondo negro,en la parte izquierda de la imagen, aumenta en proporción a ladiferencia entre FOVx/2 y 85 mm.





☛ CASO B

• FOVz 240 mm, es decir FOVz/2 120 mm

• • • •••


• En dirección centro-F (feet = pies) se visualizan FOVz/2. El FOVz/2 igual a 120 mm se visualiza por completo y el tamaño delfondo negro, en la parte inferior de la imagen, aumenta de 5 mm(es decir, 125 mm - 120 mm).


☛ CASO C




A continuación se muestra un ejemplo del caso 1 + caso A: FOVx =250 mm y FOVz= 250 mm.

fig. 1.20 - Orientación coronal de los tramos lumbosacros: imagen máx visualizada con FOV de adquisición de más de 250 mm x 250 mm

350003240 Rev. 05 47 / 112• • • •••

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M

A continuación se muestra un ejemplo del caso 2 + caso C: FOVx =100 mm y FOVz = 100 mm.

fig. 1.21 - Orientación coronal de los tramos lumbosacros: imagen máx visualizada con FOV de adquisición de 100 mm x 100 mm

• • • •••


Orientación coronal del tramo cervicalDentro de la ventana de 250 mm x 250 mm, correspondiente a la zona dehomogeneidad del imán, se aplica otro fondo negro (clip), cuyo tamaño yposicionamiento se muestran en la figura siguiente.

fig. 1.22 - Orientación coronal del tramo cervical: posicionamiento y tamaño del clip en la ventana de 250 mm x 250 mm

La imagen adquirida está centrada respecto al centro de la ventana de250 mm x 250 mm, es decir respecto al isocentro del imán.Por lo tanto, se pueden presentar al usuario los casos que se ilustran acontinuación, que se refieren a distintas configuraciones de la dimensióncabeza-pies del paciente.El FOV en dirección cabeza-pies del paciente corresponde al FOV a lo largodel eje Z se denomina FOVz.☛ CASO A



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M


☛ CASO B


El FOVz/2 igual a 120 mm se visualiza por completo y el tamaño delfondo negro, en la parte inferior de la imagen, aumenta de 5 mm(es decir, 125 mm - 120 mm).


☛ CASO C




• • • •••


Orientación transversal del tramo lumbosacroDentro de la ventana de 250 mm x 250 mm, correspondiente a la zona dehomogeneidad del imán, se aplica otro fondo negro (clip), cuyo tamaño yposicionamiento se muestran en la figura siguiente.

fig. 1.23 - Orientación transversal de los tramos lumbosacros: posicionamiento y tamaño del clip en la ventana de 250 mm x 250 mm

La imagen adquirida está centrada respecto al centro de la ventana de250 mm x 250 mm, es decir respecto al isocentro del imán.Por lo tanto, se pueden presentar al usuario los casos que se ilustran acontinuación, que se refieren a distintas configuraciones de la dimensiónderecha-izquierda del paciente, así como de la dimensión anterior-posterior del mismo.El FOV en dirección derecha-izquierda del paciente corresponde al FOV alo largo del eje X se denomina FOVx.Hay que recordar que, según las convenciones DICOM®, la parte derechadel paciente se visualiza en la parte izquierda de la imagen y la parteizquierda del paciente se visualiza en la parte derecha de la imagen.

350003240 Rev. 05 51 / 112• • • •••

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de R

M

☛ CASO 1• FOVx 150 mm, es decir FOVx/2 75 mm• En dirección centro-L (left = izquierda) se visualizan 75 mm.

Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la izquierda delpaciente, hay 75 mm antes de alcanzar el clip. Se elimina de lavisualización toda la parte de imagen que, hacia la izquierda delpaciente, sobrepasa los 75 mm.

• En dirección centro-R (right = derecha) se visualizan 75 mm.Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la derecha delpaciente, hay 75 mm antes de alcanzar el clip. Se elimina de lavisualización toda la parte de imagen que, hacia la derecha delpaciente, sobrepasa los 75 mm.

☛ CASO 2

• FOVx 150 mm, es decir FOVx/2 75 mm• En dirección centro-L (left = izquierda) se visualizan (FOVx/2) mm.



El FOV en dirección anterior-posterior del paciente corresponde al FOV a lolargo del eje Y se denomina FOVy.☛ CASO A

• FOVy 230 mm, es decir FOVy/2 115 mm• En dirección centro-A (anterior) se visualizan 85 mm.

Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la parteposterior del paciente, hay 85 mm antes de alcanzar el clip. Seelimina de la visualización toda la parte de imagen que, en direcciónanterior del paciente, sobrepasa los 85 mm.

• En dirección centro-P (posterior) se visualizan 115 mm.Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la parteposterior del paciente, hay 115 mm antes de alcanzar el clip. Seelimina de la visualización toda la parte de imagen que, en direcciónposterior del paciente, sobrepasa los 115 mm.

☛ CASO B

• • • •••



Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la parteposterior del paciente, hay 85 mm antes de alcanzar el clip. Seelimina de la visualización toda la parte de imagen que, en direcciónanterior del paciente, sobrepasa los 85 mm.

• En dirección centro-P (posterior) se visualizan FOVy/2. Con los FOVy pertenecientes al rango arriba indicado, el FOVy/2siempre es inferior, o como mucho igual, a 115 mm. El tamaño delfondo negro, en la parte inferior de la imagen, aumenta enproporción a la diferencia entre FOVy/2 y 115 mm.

A continuación se muestra un ejemplo del caso 1 + caso A: FOVx =250 mm y FOVy = 250 mm.

fig. 1.24 - Orientación transversal de los tramos lumbosacros: imagen máx visualizada con FOV de adquisición de más de 250 mm x 250 mm

350003240 Rev. 05 53 / 112• • • •••

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M

A continuación se muestra un ejemplo del caso 2 + caso B: FOVx =140 mm y FOVy = 140 mm.

fig. 1.25 - Orientación transversal de los tramos lumbosacros: imagen máx visualizada con FOV de adquisición de 140 mm x 140 mm

Orientación trasnsversal del tramo cervicalDentro de la ventana de 250 mm x 250 mm, correspondiente a la zona dehomogeneidad del imán, se aplica otro fondo negro (clip) para laorientación transversal del tramo cervical de la columna vertebral.

A d v e r t e n c i aLos clips dentro de la ventana de 250 mm x 250 mm en realidad están

relacionados con la bobina receptora. Si el usuario decide utilizar la bobina 10 Columna lumbar para

examinar el tramo cervical de la columna vertebral, los clips en las imágenes son los que en las páginas anteriores se han indicado para

los tramos lumbosacros.En todo caso, se desaconseja realizar el examen del tramo cervical

con la bobina 10 Columna lumbar.

• • • •••


En relación con el comportamiento de las ventanas del sistema operativo,en las que se visualizan las distintas series de imágenes, hay quepuntualizar que:☛ Para todas las regiones anatómicas, excepto la columna vertebral, si elFOV de adquisición es inferior/igual a 250 mm x 250 mm, en la máximaimagen visualizada se visualizan todos los píxeles que integran la imagen(128x128, 256x256 o 512x512), sobre un fondo negro que contiene lainformación correspondiente a la misma (cuyo alcance depende deltamaño de la ventana y de las configuraciones del usuario). Si el FOV de adquisición es superior a 250 mm x 250 mm, en la ventanase visualiza solo la parte de los píxeles 128x128, 256x256 o 512x512 dela imagen adquirida que corresponde a 250 mm x 250 mm.

☛ Para la columna vertebral, en teoría, valen los mismos criterios. Lavisualización de los píxeles de la imagen puede ser limitada por los clips(sagital, coronal o transversal, según la orientación de la imagen) que sehan descrito anteriormente.

☛ El sistema visualiza la imagen con el mayor zoom posible para eltamaño de la ventana; si la ventana es rectangular, el zoom esdeterminado por el lado menor.

Debido a los límites dimensionales de la imagen visualizada, no serecomienda utilizar los sistemas G-scan y S-scan para examinarpatologías difusas que podrían extenderse más allá de la zona dehomogeneidad del imán y, en el caso de la columna vertebral, más allá dela región de sensibilidad de la bobina 10.Los tumores, por ejemplo, pueden afectar un área más grande de lamáxima imagen visualizada, puede ser muy difícil o incluso imposiblerealizar la evaluación o el diagnóstico utilizando los sistemas G-scan y S-scan.

A t e n c i ó nDebido a los límites dimensionales de la imagen, no se recomienda

utilizar los sistemas G-scan y S-scan para estudiar patologías difusas que podrían extenderse más allá de la máxima imagen visualizada.

El usuario debe determinar si los tumores o las patologías difusas que está examinando caben en la máxima imagen visualizada antes de

realizar su evaluación o diagnóstico.De lo contrario, podría resultar difícil o hasta imposible realizar un

estudio correcto de patologías que quedan fuera de la máxima imagen visualizada porque no se valorarían las medidas reales y algunas

estructuras diagnósticas importantes podrían permanecer invisibles.

350003240 Rev. 05 55 / 112• • • •••

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Sistemas con zona de homogeneidad ampliada

IMAGEN VISUALIZADA PARA TODAS LAS REGIONESANATÓMICAS, EXCEPTO LA COLUMNA VERTEBRAL Y LAARTICULACIÓN TEMPOROMANDIBULARPara todas las regiones anatómicas, excepto la columna vertebral y laarticulación temporomandibular, el tamaño máximo de la imagenvisualizada es de 270 mm x 270 mm, para minimizar el área fuera de lazona de homogeneidad donde se pueden producir artefactos. Si el usuarioselecciona un FOV de adquisición menor/igual a 270 mm x 270 mm, laimagen se visualiza con el tamaño de la adquisición.


• • • •••


fig. 1.27 - Imagen máxima visualizada, con FOV de adquisición de más de 270 mm x 270 mm

fig. 1.28 - Imagen visualizada con FOV de adquisición de menos e 270 mm x 270 mm

350003240 Rev. 05 57 / 112• • • •••

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M

ZONA DE SENSIBILIDAD DE LA BOBINA TMJLa bobina TMJ 15 es de tipo “superficial” y, por lo tanto, tiene una zona desensibilidad limitada.Hay que tener en cuenta la existencia de planos de iso-sensibilidadparalelos al plano de la bobina; la señal de RM disminuye a lo largo del ejeperpendicular a estos planos así que, al alejarse del plano de la bobina, sereduce la calidad de la imagen.IMAGEN VISUALIZADA DE LA ARTICULACIÓNTEMPOROMANDIBULARPara la articulación temporomandibular, el tamaño máximo de la imagenvisualizada depende de dos factores:☛ la zona de sensibilidad de la bobina TMJ 15, que limita aún más eltamaño máximo de la imagen, para mantener la calidad de la imagen dediagnóstico en toda el área visualizada;

☛ la exclusión de la imagen de regiones anatómicas del cuerpo humanoque no interesan para el diagnóstico de la articulacióntemporomandibular, para permitir la utilización inmediata de lasimágenes, sin que sea necesario modificar la imagen (cortarla, ampliarla,etc., por ejemplo antes de la impresión).

En función de estos dos factores, para todas las orientaciones de laarticulación temporomandibular, se ha adoptado el tamaño máximo de laimagen visualizada que se indica en las páginas siguientes.


• • • •••


fig. 1.30 - Imagen máxima visualizada, con FOV de adquisición de más 150 mm x 150 mm

fig. 1.31 - Imagen visualizada con FOV de adquisición de menos e 150 mm x 150 mm

350003240 Rev. 05 59 / 112• • • •••

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M

IMAGEN VISUALIZADA DE LA COLUMNA VERTEBRALPara la columna vertebral, el tamaño máximo de la imagen visualizadadepende de dos factores:☛ la zona de homogeneidad del imán, que limita el tamaño máximo de laimagen a un cuadrado de 270 mm x 270 mm, para minimizar laprobabilidad de artefactos;☛ la exclusión de la imagen de regiones anatómicas del cuerpo humanoque no interesan para el diagnóstico de la columna vertebral, parapermitir la utilización inmediata de las imágenes, sin que sea necesariomodificar la imagen (cortarla, ampliarla, etc., por ejemplo antes de laimpresión).En función de estos dos factores, para cada tramo y solo para laorientación de la columna vertebral, se ha adoptado el tamaño máximo dela imagen visualizada que se indica en las páginas siguientes.Toda información respecto al campo de visión (FOV) de la adquisición quese detalla en las páginas siguientes se refiere, según cada orientación, alos ejes del sistema de gradientes denominados convencionalmente X, Y yZ.

fig. 1.32 - Ejes del sistema gradientes para los sistemas G-scan y S-scan

• • • •••


Orientación sagital de los tramos lumbosacros Dentro de la ventana de 270 mm x 270 mm, correspondiente a la zona dehomogeneidad del imán, se aplica otro fondo negro (clip), cuyo tamaño yposicionamiento se muestran en la figura siguiente.

fig. 1.33 - Orientación sagital de los tramos lumbosacros: posicionamiento y tamaño del clip en la ventana de 270 mm x 270 mm

La imagen adquirida está centrada respecto al centro de la ventana de270 mm x 270 mm, es decir respecto al isocentro del imán.Por lo tanto, se pueden presentar al usuario los casos que se ilustran acontinuación, que se refieren a distintas configuraciones de la dimensiónanterior-posterior del paciente, así como de la dimensión cabeza-pies delmismo.El FOV en dirección anterior-posterior del paciente corresponde al FOV a lolargo del eje Y, y se denomina FOVy.☛ CASO 1



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• En dirección centro-A (anterior) se visualizan 85 mm.Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la parteanterior del paciente, hay 85 mm antes de alcanzar el clip. Seelimina de la visualización toda la parte de imagen que, en direcciónanterior del paciente, sobrepasa los 85 mm.En efecto, en esta dirección la bobina pierde sensibilidad y sevisualizarían partes anatómicas (abdomen) que no interesan paraexaminar la columna vertebral.

☛ CASO 2• 110 mm FOVy < 210 mm, es decir FOVy/2 55 mm y FOVy/2 <

105 mm• En dirección centro-P (posterior) se visualizan (FOVy/2) mm.

Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la parteposterior del paciente, hay 105 mm antes de alcanzar el clip. Conlos FOVy pertenecientes al rango arriba indicado, el FOVy/2 siemprees inferior a 105 mm. El tamaño del fondo negro, en la partederecha de la imagen, aumenta en proporción a la diferencia entreFOVy/2 y 105 mm.

• En dirección centro-A (anterior) se visualizan 85 mm.Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la parteanterior del paciente, hay 85 mm antes de alcanzar el clip. Seelimina de la visualización toda la parte de imagen que, en direcciónanterior, sobrepasa los 85 mm.

☛ CASO 3• FOVy = 100 mm, es decir FOVy/2 = 50 mm• En dirección P (posterior) se visualizan (FOVy/2) mm.

El FOVy/2 igual a 50 mm se visualiza por completo y el tamaño delfondo negro, en la parte derecha de la imagen, aumenta de 55 mm(es decir, 105 mm - 50 mm).

• En dirección A (anterior) se visualizan (FOVy/2) mm. El FOVy/2 igual a 50 mm se visualiza por completo y el tamaño delfondo negro, en la parte derecha de la imagen, aumenta de 35 mm(es decir, 85 mm - 50 mm).

El FOV en dirección cabeza-pies del paciente corresponde al FOV a lo largodel eje Z y se denomina FOVz.☛ CASO A


Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia los pies delpaciente, hay 128 mm antes de alcanzar el borde inferior de lamáxima imagen visualizada. Se elimina de la visualización toda laparte de imagen que, en dirección de los pies, sobrepasa los 128mm.

• En dirección centro-H (head = cabeza) se visualizan 132 mm.Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la cabeza delpaciente, hay 132 mm antes de alcanzar el clip.

• • • •••


☛ CASO B• FOVz 240 mm, es decir FOVz/2 120 mm• En dirección centro-F (feet = pies) se visualizan FOVz/2.

Con los FOVz pertenecientes al rango arriba indicado, el FOVz/2siempre es inferior, o como mucho igual, a 120 mm. El tamaño delfondo negro, en la parte inferior de la imagen, aumenta enproporción a la diferencia entre FOVz/2 y 128 mm.


350003240 Rev. 05 63 / 112• • • •••

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M

A continuación se muestra un ejemplo del caso 1 + caso A: FOVy= 270mm y FOVz = 270 mm.

fig. 1.34 - Orientación sagital de los tramos lumbosacros: imagen máxima visualizada con FOV de adquisición de más de 270 mm x 270 mm

A continuación se muestra un ejemplo del caso 2 + caso A: FOVy = 180mm y FOVz= 270 mm.

fig. 1.35 - Orientación sagital de los tramos lumbosacros: imagen máxima visualizada con FOV de adquisición de 180 mm x 250 mm

• • • •••


A continuación se muestra un ejemplo del caso 3 + caso B: FOVy = 100mm y FOVz = 100 mm.

fig. 1.36 - Orientación sagital de los tramos lumbosacros: imagen máxima visualizada con FOV de adquisición de 100 mm x 100 mm

350003240 Rev. 05 65 / 112• • • •••

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M

Orientación sagital del tramo cervicalDentro de la ventana de 270 mm x 270 mm, correspondiente a la zona dehomogeneidad del imán, se aplica otro fondo negro (clip), cuyo tamaño yposicionamiento se muestran en la figura siguiente.



• • • •••


La imagen adquirida está centrada respecto al centro de la ventana de270 mm x 270 mm, es decir respecto al isocentro del imán.Por lo tanto, se pueden presentar al usuario los casos que se ilustran acontinuación, que se refieren a distintas configuraciones de la dimensiónanterior-posterior del paciente, así como de la dimensión cabeza-pies delmismo.Utilización de la bobina cervical 9El FOV en dirección anterior-posterior del paciente corresponde al FOV a lolargo del eje Y, y se denomina FOVy.☛ CASO 1




☛ CASO 2• 130 mm FOVy < 210 mm, es decir FOVy/2 65 mm y FOVy/2 <

105 mm• En dirección centro-P (posterior) se visualizan (FOVy/2) mm.

Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la parteposterior del paciente, hay 105 mm antes de alcanzar el clip. Conlos FOVy pertenecientes al rango arriba indicado, el FOVy/2 siemprees inferior a 105 mm. El tamaño del fondo negro, en la partederecha de la imagen, aumenta en proporción a la diferencia entreFOVy/2 y 105 mm.

• En dirección centro-A (anterior) se visualizan 65 mm.Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la parteanterior del paciente, hay 65 mm antes de alcanzar el clip. Seelimina de la visualización toda la parte de imagen que, en direcciónanterior, sobrepasa los 65 mm.

☛ CASO 3• FOVy < 130 mm, es decir FOVy/2 < 65 mm• En dirección P (posterior) se visualizan (FOVy/2) mm.


350003240 Rev. 05 67 / 112• • • •••

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Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia los pies delpaciente, hay 125 mm antes de alcanzar el borde inferior y superiorde la máxima imagen visualizada. Se elimina de la visualizacióntoda la parte de imagen que, en dirección de los pies, sobrepasa los125 mm.

• En dirección centro-H (head = cabeza) se visualizan 135 mm.Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la cabeza delpaciente, hay 135 mm antes de alcanzar el borde inferior y superiorde la máxima imagen visualizada. Se elimina de la visualizacióntoda la parte de imagen que, en dirección de la cabeza, sobrepasalos 135 mm.

☛ CASO B• 250 mm < FOVz 270 mm, es decir 125 < FOVz/2 135 mm• En dirección centro-F (feet = pies) se visualizan 125 mm.

Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia los pies delpaciente, hay 125 mm antes de alcanzar el borde inferior y superiorde la máxima imagen visualizada. Se elimina de la visualizacióntoda la parte de imagen que, en dirección de los pies, sobrepasa los125 mm.

• En dirección centro-H (head = cabeza) se visualizan FOVz/2. Con los FOVz pertenecientes al rango arriba indicado, el FOVz/2siempre es inferior a 135 mm. El tamaño del fondo negro, en laparte inferior y superior de la imagen, aumenta en proporción a ladiferencia entre FOVz/2 y 135 mm.

☛ CASO C• FOVz 270 mm, es decir FOVz/2 135 mm• En dirección centro-F (feet = pies) se visualizan FOVz/2.

Con los FOVz pertenecientes al rango arriba indicado, el FOVz/2siempre es inferior a 125 mm. El tamaño del fondo negro, en laparte inferior y superior de la imagen, aumenta en proporción a ladiferencia entre FOVz/2 y 125 mm.

• En dirección centro-H (head = cabeza) se visualizan FOVz/2. Con los FOVz pertenecientes al rango arriba indicado, el FOVz/2siempre es inferior a 135 mm. El tamaño del fondo negro, en laparte inferior y superior de la imagen, aumenta en proporción a ladiferencia entre FOVz/2 y 135 mm.

Utilización de la bobina cervical DPA 14 (opcional)

• • • •••


El FOV en dirección anterior-posterior del paciente corresponde al FOV a lolargo del eje Y, y se denomina FOVy.☛ CASO 1




☛ CASO 2• 210 mm FOVy 220 mm, es decir FOVy/2 105 mm y FOVy/2

110 mm• En dirección centro-P (posterior) se visualizan 105 mm.


• En dirección centro-A (anterior) se visualizan (FOVy/2) mm.Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la parteanterior del paciente, hay 110 mm antes de alcanzar el clip. Con losFOVy pertenecientes al rango arriba indicado, el FOVy/2 siempre esinferior a 110 mm. El tamaño del fondo negro, en la parte izquierdade la imagen, aumenta en proporción a la diferencia entre FOVx/2y 110 mm.

☛ CASO 3• FOVy < 210 mm, es decir FOVy/2 < 105 mm• En dirección P (posterior) se visualizan (FOVy/2) mm.

El tamaño del fondo negro, en la parte derecha de la imagen,aumenta en 105 mm - (FOVy/2) mm.

• En dirección A (anterior) se visualizan 110 mm. El tamaño del fondo negro, en la parte izquierda de la imagen,aumenta en 110 mm - (FOVy/2) mm.


• FOVz 270 mm, es decir FOVz/2 135 mm

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• En dirección centro-F (feet = pies) se visualizan 125 mm.Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia los pies delpaciente, hay 125 mm antes de alcanzar el borde inferior y superiorde la máxima imagen visualizada. Se elimina de la visualizacióntoda la parte de imagen que, en dirección de los pies, sobrepasa los125 mm.

• En dirección centro-H (head = cabeza) se visualizan 135 mm.Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la cabeza delpaciente, hay 135 mm antes de alcanzar el borde inferior y superiorde la máxima imagen visualizada. Se elimina de la visualizacióntoda la parte de imagen que, en dirección de la cabeza, sobrepasalos 135 mm.

☛ CASO B• 250 mm < FOVz 270 mm, es decir 125 < FOVz/2 135 mm• En dirección centro-F (feet = pies) se visualizan 125 mm.

Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia los pies delpaciente, hay 125 mm antes de alcanzar el borde inferior y superiorde la máxima imagen visualizada. Se elimina de la visualizacióntoda la parte de imagen que, en dirección de los pies, sobrepasa los125 mm


☛ CASO C• FOVz 250 mm, es decir FOVz/2 125 mm• En dirección centro-F (feet = pies) se visualizan FOVz/2.



• • • •••


Orientación coronal del tramo lumbosacroDentro de la ventana de 270 mm x 270 mm, correspondiente a la zona dehomogeneidad del imán, se aplica otro fondo negro (clip), cuyo tamaño yposicionamiento se muestran en la figura siguiente.

fig. 1.39 - Orientación coronal del tramo lumbosacro: posicionamiento y tamaño del clip en la ventana de 270 mm x 270 mm

La imagen adquirida está centrada respecto al centro de la ventana de270 mm x 270 mm, es decir respecto al isocentro del imán.Por lo tanto, se le pueden presentar al usuario los casos que se ilustran acontinuación, que se refieren a distintas configuraciones de la dimensiónderecha-izquierda del paciente, así como de la dimensión cabeza-pies delmismo.El FOV en dirección derecha-izquierda del paciente corresponde al FOV alo largo del eje X y se denomina FOVx.Hay que recordar que, según las convenciones DICOM®, la parte derechadel paciente se visualiza en la parte izquierda de la imagen y la parteizquierda del paciente se visualiza en la parte derecha de la imagen.☛ CASO 1


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☛ CASO 2• FOVx 180 mm, es decir FOVx/2 90 mm• En dirección centro-L (left = izquierda) se visualizan (FOVx/2) mm.




• FOVz 270 mm, es decir FOVz/2 135 mm• En dirección centro-F (feet = pies) y en dirección centro-H (head =

cabeza) se visualizan 132 mm.Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia los pies delpaciente, hay 132 mm antes de alcanzar el borde inferior de lamáxima imagen visualizada. Se elimina de la visualización toda laparte de imagen que, en dirección de los pies, sobrepasa los 132mm.

☛ CASO B• FOVz 240 mm, es decir FOVz/2 120 mm• En dirección centro-F (feet = pies) y en dirección centro-H (head =

cabeza) se visualizan FOVz/2. Con los FOVz pertenecientes al rango arriba indicado, el FOVz/2siempre es inferior a 120 mm. El tamaño del fondo negro, en laparte inferior de la imagen, aumenta en proporción a la diferenciaentre FOVz/2 y 120 mm.

• • • •••


A continuación se muestra un ejemplo del caso 1 + caso A: FOVx = 270mm y FOVz = 270 mm.

fig. 1.40 - Orientación coronal de los tramos lumbosacros: imagen máx visualizada con FOV de adquisición mayor de 270 mm x 250 mm

A continuación se muestra un ejemplo del caso 2 + caso B: FOVx = 100mm y FOVz = 100 mm.

fig. 1.41 - Orientación coronal de los tramos lumbosacros: imagen máx visualizada con FOV de adquisición de 100 mm x 100 mm

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Orientación coronal del tramo cervicalDentro de la ventana de 270 mm x 270 mm, correspondiente a la zona dehomogeneidad del imán, se aplica otro fondo negro (clip), cuyo tamaño yposicionamiento se muestran en la figura siguiente.

fig. 1.42 - Orientación coronal del tramo cervical: posicionamiento y tamaño del clip en la ventana de 270 mm x 270 mm

La imagen adquirida está centrada respecto al centro de la ventana de270 mm x 270 mm, es decir respecto al isocentro del imán.Por lo tanto, se le pueden presentar al usuario los casos que se ilustran acontinuación, que se refieren a distintas configuraciones de la dimensiónderecha-izquierda del paciente, así como de la dimensión cabeza-pies delmismo.El FOV en dirección derecha-izquierda del paciente corresponde al FOV alo largo del eje X y se denomina FOVx.Hay que recordar que, según las convenciones DICOM®, la parte derechadel paciente se visualiza en la parte izquierda de la imagen y la parteizquierda del paciente se visualiza en la parte derecha de la imagen.☛ CASO 1


• • • •••








• 250 mm < FOVz 270 mm, es decir FOVz/2 135 mm• En dirección centro-F (feet = pies) se visualizan 125 mm.

Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia los pies delpaciente, hay 125 mm antes de alcanzar el borde inferior de lamáxima imagen visualizada. Se elimina de la visualización toda laparte de imagen que, en dirección de los pies, sobrepasa los 125mm.


☛ CASO B• FOVz 250 mm, es decir 125 < FOVz/2 135 mm• En dirección centro-F (feet = pies) se visualizan 125 mm.

Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia los pies delpaciente, hay 125 mm antes de alcanzar el borde inferior de la

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máxima imagen visualizada. Se elimina de la visualización toda laparte de imagen que, en dirección de los pies, sobrepasa los 125mm.


• CASO C• FOVz 270 mm, es decir FOVz/2 135 mm• En dirección centro-F (feet = pies) se visualizan FOVz/2.



• • • •••


Orientación transversal del tramo lumbosacroDentro de la ventana de 270 mm x 270 mm, correspondiente a la zona dehomogeneidad del imán, se aplica otro fondo negro (clip), cuyo tamaño yposicionamiento se muestran en la figura siguiente.

fig. 1.43 - Orientación transversal de los tramos lumbosacros: posicionamiento y tamaño del clip en la ventana de 270 mm x 270 mm

La imagen adquirida está centrada respecto al centro de la ventana de270 mm x 270 mm, es decir respecto al isocentro del imán.Por lo tanto, se le pueden presentar al usuario los casos que se ilustran acontinuación, que se refieren a distintas configuraciones de la dimensiónderecha-izquierda del paciente, así como de la dimensión anterior-posterior del mismo.El FOV en dirección derecha-izquierda del paciente corresponde al FOV alo largo del eje X y se denomina FOVx.Hay que recordar que, según las convenciones DICOM®, la parte derechadel paciente se visualiza en la parte izquierda de la imagen y la parteizquierda del paciente se visualiza en la parte derecha de la imagen.☛ CASO 1


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El FOV en dirección anterior-posterior del paciente corresponde al FOV a lolargo del eje Y, y se denomina FOVy.☛ CASO A


Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la parteanterior del paciente, hay 85 mm antes de alcanzar el clip. Seelimina de la visualización toda la parte de imagen que, en direcciónanterior del paciente, sobrepasa los 85 mm.

• En dirección centro-P (posterior) se visualizan 115 mm.Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la parteposterior del paciente, hay 115 mm antes de alcanzar el clip. Seelimina de la visualización toda la parte de imagen que, en direcciónposterior del paciente, sobrepasa los 115 mm.

☛ CASO B• FOVy 230 mm, es decir FOVy/2 115 mm

• • • •••


• En dirección centro-A (anterior) se visualizan 85 mm.Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la parteanterior del paciente, hay 85 mm antes de alcanzar el clip. Seelimina de la visualización toda la parte de imagen que, en direcciónanterior del paciente, sobrepasa los 85 mm.

• En dirección centro-P (posterior) se visualizan FOVy/2. Con los FOVy pertenecientes al rango arriba indicado, el FOVy/2siempre es inferior, o como mucho igual, a 115 mm. El tamaño delfondo negro, en la parte inferior de la imagen, aumenta enproporción a la diferencia entre FOVy/2 y 115 mm.

A continuación se muestra un ejemplo del caso 1 + caso A: FOVx = 250mm y FOVy = 250 mm.

fig. 1.44 - Orientación transversal de los tramos lumbosacros: imagen máx visualizada con FOV de adquisición de más de 250 mm x 250 mm

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A continuación se muestra un ejemplo del caso 2 + caso B: FOVx = 140mm y FOVy = 140 mm.

fig. 1.45 - Orientación transversal de los tramos lumbosacros: imagen máx visualizada con FOV de adquisición de 140 mm x 140 mm

• • • •••


Orientación transversal del tramo cervicalDentro de la ventana de 270 mm x 270 mm, correspondiente a la zona dehomogeneidad del imán, se aplica otro fondo negro (clip), cuyo tamaño yposicionamiento se muestran en la figura siguiente.

fig. 1.46 - Orientación transversal del tramo cervical: posicionamiento y tamaño del clip en la ventana de 270 mm x 270 mm

La imagen adquirida está centrada respecto al centro de la ventana de270 mm x 270 mm, es decir respecto al isocentro del imán.Por lo tanto, se le pueden presentar al usuario los casos que se ilustran acontinuación, que se refieren a distintas configuraciones de la dimensiónderecha-izquierda del paciente, así como de la dimensión anterior-posterior del mismo.El FOV en dirección derecha-izquierda del paciente corresponde al FOV alo largo del eje X y se denomina FOVx.Hay que recordar que, según las convenciones DICOM®, la parte derechadel paciente se visualiza en la parte izquierda de la imagen y la parteizquierda del paciente se visualiza en la parte derecha de la imagen.

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☛ CASO 1• FOVx 260 mm, es decir FOVx/2 130 mm• En dirección centro-L (left = izquierda) se visualizan 130 mm.

Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la izquierda delpaciente, hay 130 mm antes de alcanzar el clip. Se elimina de lavisualización toda la parte de imagen que, hacia la izquierda delpaciente, sobrepasa los 130 mm.





El FOV en dirección anterior-posterior del paciente corresponde al FOV a lolargo del eje Y, y se denomina FOVy.☛ CASO A

• FOVy 260 mm, es decir FOVy/2 130 mm• En dirección centro-A (anterior) y en dirección centro-P (posterior)

se visualizan 130 mm.Partiendo del centro y distribuyendo la imagen hacia la parteanterior o posterior del paciente, hay 130 mm antes de alcanzar elclip. Se elimina de la visualización toda la parte de imagen que, endirección anterior y posterior del paciente, sobrepasa los 130 mm.

☛ CASO B• FOVy 260 mm, es decir FOVy/2 130 mm• En dirección centro-A (anterior) se visualizan (FOVy/2) mm.

Con los FOVy pertenecientes al rango arriba indicado, el FOVy/2siempre es inferior, o como mucho igual, a 130 mm. El tamaño delfondo negro, en la parte izquierda y derecha de la imagen, aumentaen proporción a la diferencia entre FOVy/2 y 130 mm.

• • • •••


• En dirección centro-P (posterior) se visualizan (FOVy/2) mm. Con los FOVy pertenecientes al rango arriba indicado, el FOVy/2siempre es inferior, o como mucho igual, a 130 mm. El tamaño delfondo negro, en la parte izquierda y derecha de la imagen, aumentaen proporción a la diferencia entre FOVy/2 y 130 mm.

En relación con el comportamiento de las ventanas del sistema operativo,en las que se visualizan las distintas series de imágenes, hay quepuntualizar que:☛ Para todas las regiones anatómicas, excepto la columna vertebral, si el FOV de adquisición es inferior/igual a 270 mm x 270 mm, en lamáxima imagen visualizada se visualizan todos los píxeles que integran laimagen (128x128, 256x256 o 512x512), sobre un fondo negro quecontiene la información correspondiente a la misma (cuyo alcancedepende del tamaño de la ventana y de las configuraciones del usuario). Si el FOV de adquisición es superior a 270 mm x 270 mm, en la ventanase visualiza solo la parte de píxeles que integran la imagen adquirida(128x128, 256x256 o 512x512) correspondiente a 270 mm x 270 mm.☛ Para la columna vertebral, en teoría, valen los mismos criterios. Lavisualización de los píxeles de la imagen puede ser limitada por los clips(sagital, coronal o transversal, según la orientación de la imagen) que sehan descrito anteriormente.☛ El sistema visualiza la imagen con el mayor zoom posible para eltamaño de la ventana; si la ventana es rectangular, el zoom esdeterminado por el lado menor.Debido a los límites dimensionales de la imagen visualizada, no serecomienda utilizar el sistema G-scan y S-scan para examinar patologíasdifusas que podrían extenderse más allá de la zona de homogeneidad delimán y, en el caso de la columna vertebral, más allá de la región desensibilidad de la bobina 10.

A d v e r t e n c i aLos clips dentro de la ventana de 270 mm x 270 mm en realidad están

relacionados con la bobina receptora.Si el usuario decide utilizar la bobina 10, 17 o 18 Columna lumbar para

examinar el tramo cervical de la columna vertebral, los clips en las imágenes son los que en las páginas anteriores se han indicado para

los tramos lumbosacros.En todo caso, se desaconseja realizar el examen del tramo cervical

con la bobina 10, 17 o 18 Columna lumbar.

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Los tumores, por ejemplo, pueden afectar un área más grande de lamáxima imagen visualizada, así que puede ser muy difícil o inclusoimposible realizar la evaluación o el diagnóstico utilizando los sistemas G-scan y S-scan.

Métodos de adquisición

Adquisición 2D multicorteEl método de adquisición estándar del sistema G-scan y S-scan es el 2Dmulticorte, que permite obtener imágenes de distintos cortes cuyoespesor puede variar de 2 mm a 10 mm.Cada corte contiene el área de la que el sistema adquiere informaciónhaciendo un muestreo apropiado en la dirección de la frecuencia y de lacodificación de fase. Un impulso selectivo de excitación de RF elige elcorte, es decir, identifica el área de la muestra que generará la señal apartir de la cual se obtendrá la imagen.Cuanto más grande es el impulso selectivo, más rectangular va a ser elperfil del corte.La duración del impulso de excitación es característica de cada secuenciay no puede ser modificada por el usuario.Las matrices de adquisición 2D prevén 128, 160, 192, 224, 256, 288, 320,352, 384, 416, 448, 480 o 512 muestras y de 64 a 512 pasos decodificación, que se pueden seleccionar con intervalos de 8. Por lo tanto,la matriz máxima es 512x512 mientras que la mínima es 128x128.

A t e n c i ó nDebido a los límites dimensionales de la imagen, se recomienda no utilizar el sistema G-scan y S-scan para examinar patologías difusas que podrían extenderse más allá de la máxima imagen visualizada.

El usuario debe determinar si los tumores o las patologías difusas que está examinando caben en la máxima imagen visualizada antes de

realizar su evaluación o diagnóstico.De lo contrario, podría resultar difícil o hasta imposible realizar un

estudio correcto de patologías que quedan fuera de la máxima imagen visualizada porque no se valorarían las medidas reales y algunas

estructuras diagnósticas importantes podrían permanecer invisibles.

• • • •••


Adquisición 3DEn la adquisición 3D, el impulso de RF excita una vez un volumen de tejidode pocos centímetros de grosor y la señal se adquiere de este volumen pormedio de una codificación de fase en la dirección del grosor, que sedenomina codificación de fase 3D para distinguirla de la codificación defase.Durante la reconstrucción, otra transformada de Fourier en la dirección dela codificación 3D produce una imagen tridimensional de la muestra, quese visualiza como una serie de cortes bidimensionales del volumen de lamuestra analizada.Como la señal se obtiene de un volumen entero de tejido, la adquisición3D tiene una elevada intensidad de la señal y una buena relaciónseñal/ruido.El método de adquisición 3D produce cortes de perfil rectangular y hasta0,6 mm de espesor porque la selección está determinada por latransformada de Fourier adicional y no por un impulso selectivo de RF. Porello las imágenes tienen una resolución espacial elevada (el vóxel puedemedir menos de 1 mm3) y se observan menos efectos de interferencias yvolumen parcial.Además, debido a la codificación de fase 3D, las adquisiciones 3D duranmás que las 2D multicorte:

Para acortar la duración de la secuencia, hay que reducir el TR. Por ello seutilizan secuencias Gradient Echo, cuyo TR típico es corto.Las matrices de adquisición 3D prevén 192 o 256 muestras, de 64 a 256pasos para la primera codificación y de 24 a 128 pasos para la segunda,ambas con intervalos de 8. Por lo tanto, la matriz máxima es256x256x128 mientras que la mínima es 192x64x24.

3D isotrópicoEl volumen que se adquiere con el método 3D isotrópico queda guardadoen la memoria del sistema como una matriz tridimensional, denominada“cubo de datos”.Con esta técnica el usuario puede reconstruir imágenes 2D multicorte, decualquier espesor y orientación, “volviendo a cortar” el cubo de los datosadquiridos anteriormente.

duración del scan =

(núm.cod.fase) x (núm.cod.fase3D) x (núm.adquisiciones) x TR

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Para obtener una calidad de imagen análoga a la de la técnica 2Dmulticorte, las coordenadas del vóxel en las tres direcciones del espaciodeben ser comparables; esto se logra aumentando el número decodificaciones de fase 3D. Este aumento conlleva también un aumento dela duración del scan.Un vóxel de hasta casi 1 mm en la dirección de la codificación de fase 3Dse considera un compromiso aceptable (teniendo en cuenta naturalmenteel tamaño real de la zona que se está examinando) para obtenerimágenes de buena calidad en un tiempo mínimo.Aunque la dirección preferente sea la de la codificación de fase 3D, lacalidad de las imágenes de las secuencias 3D isotrópicas que sereconstruyen a posterior es similar, independientemente de la proyecciónelegida. Con el 3D isotrópico, un aumento del espesor del corte conlleva unaumento de la relación señal/ruido: las aportaciones de diferentes vóxelesse suman en la dirección de la proyección seleccionada.

3D anisotrópicoDe todas las secuencias 3D existe también la versión anisotrópica. Esta técnica permite reconstruir automáticamente las imágenesmulticorte 2D en la dirección de la codificación de fase 3D. Después, elcubo de datos es cancelado, impidiendo la posterior reelaboración de loscortes.Esta técnica es alternativa a la adquisición 2D multicorte, tanto por elespesor del corte (hasta 0,6 mm) como por la elevada relaciónseñal/ruido.

Factor de calidadEste parámetro mide la calidad de la imagen a partir de la relaciónseñal/ruido. Su valor depende del tipo de secuencia y de los parámetros seleccionados(TR, TE, espesor del corte, FOV, tamaño de la matriz, etc.).Al variar estos parámetros, el sistema calcula el factor de calidad y lovisualiza en tiempo real.El factor de calidad se visualiza en el entorno de posicionamiento.

Reconocimiento y corrección de artefactosLos artefactos son señales de la imagen que no se corresponden con ladistribución espacial real de los tejidos del corte. Saber reconocerlos esfundamental para reducir el riesgo de interpretaciones incorrectas.

• • • •••


Existe un gran número de artefactos asociados con las imágenes de RM.En general son causados por factores fisiológicos o tecnológicos. Losartefactos se conocen internacionalmente con su denominación en inglés.Los artefactos se pueden clasificar como se indica a continuación:☛ artefactos producidos por inhomogeneidad y perturbaciones;

☛ artefactos producidos por la variación de la frecuencia del imán;

☛ artefactos de tipo Edge (ghosting, smearings, chemical shift contours,ringing);

☛ artefactos de tipo Wrap-around;

☛ artefactos producidos por el fenómeno del “magic angle”;

☛ artefactos típicos de las secuencias Fast Spin Echo;

☛ artefactos típicos de las secuencias de tipo "Estado estacionario";

☛ artefactos típicos de las secuencias de tipo “XBONE”.

☛ artefactos típicos debidos a la utilización de la técnica Speedup

A continuación se detallan algunos ejemplos de artefactos y sus causasprincipales, así como las técnicas para corregirlos o reducirlos al mínimo.

Artefactos producidos por inhomogeneidad

Inhomogeneidad del campo magnéticoEn la imagen pueden producirse artefactos de tipo estriado, sobre todo sise utilizan bobinas grandes. Su aspecto puede ser:☛ contornos dentados en el borde del FOV ☛ rayas en la imagen

☛ estructuras brillantes onduladas

☛ vacíos de señal en las imágenes Gradient Echo.

CAUSASEl campo magnético ha sido optimizado en una esfera de diámetro:250 mm. para los sistemas con campo de homogeneidad estándar; 270 mm. para los sistemas con campo de homogeneidad ampliado;Las rayas son causadas por los tejidos que se extienden fuera de estecampo de homogeneidad.Cuanto mayor es el volumen sensible de la bobina, mayor es laprobabilidad de observar este tipo de artefactos.

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La inhomogeneidad del campo magnético produce zonas hiperintensas enlas imágenes Spin Echo potenciadas en T2, como indica la flecha en lafigura siguiente. A medida que la inhomogeneidad aumenta, el artefactova añadiendo una deformación de la imagen, que se puede observardebajo de la zona hiperintensa en la misma figura.

fig. 1.47 - Artefacto por inhomogeneidad del campo magnético en una imagen Spin Echo (potenciada en T2)

En las imágenes Gradient Echo, los artefactos por inhomogeneidad delcampo magnético se caracterizan por la falta de señal, como se observaen la zona indicada por dos flechas en la figura siguiente.

fig. 1.48 - Artefactos por inhomogeneidad del campo magnético en una imagen Gradient Echo

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SOLUCIONES☛ Compruebe la homogeneidad del campo magnético.La causa del artefacto puede ser el deterioro de las condiciones dehomogeneidad del campo magnético. Solicite al personal del servicio deasistencia técnica autorizado por Esaote que compruebe lahomogeneidad.

☛ Seleccione un TE corto. Las secuencias con ancho de banda elevado requieren un TE corto. Lautilización de secuencias con ancho de banda mayor reduce este tipo deartefactos.

☛ Utilice un FOV más pequeño o cortes más finos.

Inhomogeneidad local del campo magnéticoNormalmente un campo magnético se distorsiona localmente enpresencia de objetos metálicos.

CAUSASSi en la región examinada hay implantes, clips o fragmentos metálicos, ladistorsión local que estos elementos provocan en el campo magnéticopuede hacer que aparezcan artefactos.

A d v e r t e n c i aConsulte el capítulo 3, apartado “Evaluación previa de los pacientes”,

del Manual de usuario para conocer los posibles riesgos para el examen de pacientes con clips quirúrgicos o cuerpos extraños

metálicos implantados en área intracraneal, endoocular o vascular y de pacientes portadores de objetos metálicos .

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Mfig. 1.49 - Artefactos producidos por residuos metálicos después del trasplante del ligamento cruzado anterior

SOLUCIONES☛ Se recomienda adquirir las imágenes con TE corto, matrices deadquisición elevadas y FOV pequeños.No existe una solución definitiva para eliminar completamente este tipode artefactos y hay que tenerlo en cuenta a la hora de realizar eldiagnóstico del paciente.

☛ Además, solo para las secuencias FSE y cuando esté habilitada la opción“Metal Artefact Reduction (MAR) tecnique”, asigne un valor mayor que 1 alfactor de multiplicación de la frecuencia de muestreo, desde el entorno deposicionamiento de la secuencia - etiqueta Especiales (consulte elapartado “Factor de multiplicación de la frecuencia de muestreo”, capítulo“Calidad de la imagen de RM” de este documento).

Artefacto “Cebra”Este artefacto está formado por líneas paralelas de intensidad alterna quese superponen a la imagen dificultando mucho el diagnóstico.

CAUSASEste artefacto suele producirse cuando en la línea de alimentación hayfuertes picos de tensión.

SOLUCIONESSolicite al personal del servicio de asistencia técnica autorizado por Esaoteque controle el entorno en el que está instalado el sistema.

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Artefactos relacionados con perturbaciones magnéticasLas perturbaciones electromagnéticas de baja frecuencia (LF) puedengenerar fluctuaciones del campo magnético estático que en la imagenaparecen como artefacto “ghost” (efecto fantasma) o artefacto “blur”(efecto desenfocado).

CAUSAS☛ Las perturbaciones CA (corriente alterna), causadas por camposelectromagnéticos externos de 50/60 Hz y 16,6 Hz, pueden provocarartefactos de efecto fantasma.

☛ Las perturbaciones CA (corriente alterna), dentro del sistema ycausadas por el fallo de módulos hardware de la cadena LF, puedenprovocar artefactos de efecto fantasma.

fig. 1.50 - Artefacto de efecto fantasma visualizado en un maniquí

☛ Las interferencias debidas a perturbaciones CC (corriente continua),causadas por el fallo hardware e inestabilidad térmica, pueden provocarartefactos de efecto desenfocado.

☛ Las perturbaciones CC (corriente continua), causadas por grandesobjetos ferromagnéticos en movimiento (autopistas, ascensores, etc.),pueden provocar artefactos de efecto desenfocado.

☛ Las perturbaciones casi-CC, causadas por picos de absorción decorriente en la línea de alimentación de corriente continua de metros,trenes, etc., pueden provocar artefactos de efecto desenfocado.

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Mfig. 1.51 - Artefacto de efecto desenfocado visualizado en un maniquí

☛ Las perturbaciones CC (corriente continua), causadas por grandesmasas ferrosas cercanas al sistema pueden distorsionar la homogeneidaddel campo magnético.

SOLUCIONES☛ Compruebe que el lugar de instalación del sistema cumpla con losrequisitos especificados en el Manual del servicio técnico.

☛ Solicite al personal del servicio de asistencia técnica autorizado porEsaote que realice la compensación magnética CA/CC.

Artefactos relacionados con perturbaciones de radiofrecuencia

Las perturbaciones de RF pueden causar la aparición de líneas, puntosluminosos, etc. en la imagen.

CAUSAS☛ RF externas.

☛ RF internas producidas por el fallo de un módulo hardware de la cadenaRF.

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fig. 1.52 - Artefacto debido a perturbación de RF

SOLUCIONESSolicite la intervención del personal del servicio de asistencia técnicaautorizado por Esaote.

Artefactos producidos por la variación de frecuencia del imánSi la frecuencia del imán no es la especificada, se genera un artefacto queconsiste en el desplazamiento de la imagen adquirida, en la dirección de lalectura respecto al isocentro del imán.El desplazamiento de la imagen adquirida respecto al isocentro esproporcional a la distancia entre la frecuencia actualmente utilizada por elimán y la especificada.Si la frecuencia del imán dista mucho de la especificada, no se adquiere laseñal NMR y la imagen consta exclusivamente de ruido.

CAUSASEl desplazamiento de la frecuencia del imán respecto al isocentro esdebido a la temperatura incorrecta del imán. Puede ocurrir por las razonessiguientes: ☛ Temperatura ambiente demasiado alta o baja y consiguienteimposibilidad del control térmico de mantener la temperatura del imándentro del rango solicitado.

☛ Fallo de la electrónica que gestiona el control térmico del imán.

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fig. 1.53 - Artefacto producido por la variación de la frecuencia del imán

SOLUCIONES☛ Compruebe que la temperatura ambiente y la temperatura del imáncumplan los requisitos especificados en el Manual de mantenimiento.

☛ Solicite la intervención del personal del servicio de asistencia técnicaautorizado por Esaote para comprobar y, si es preciso, reparar el fallo delcontrol térmico.

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Artefactos de tipo “Edge”

Chemical shift contoursEstos artefactos aparecen exclusivamente en las secuencias GradientEcho y se caracterizan por la presencia de un borde negro en los puntos decontacto entre el agua y la grasa.

CAUSASLos protones del agua y de la grasa tienen frecuencias resonantes deprecesión ligeramente diferentes. Por lo tanto, la fase de la señal presentaun comportamiento cíclico. A 0,24 T los spins de la grasa y del agua están en fase y en antifase cada14,0 ms después del impulso. La intensidad de la señal de un vóxel quecontiene grasa y agua oscila si aumenta el TE (tiempo de eco). Laamplitud de la oscilación depende del porcentaje de grasa y agua deltejido.

fig. 1.54 - Artefactos por “chemical shift” visibles en los puntos de contacto entre tejidos distintos

SOLUCIONESEl artefacto desaparece por completo exclusivamente si TE es menor de10 ms (condiciones improbables con el sistema G-scan y S-scan) y TE =28,0 ms (los spins de la grasa y el agua están en fase).

“Ringing” causado por el muestreoLas imágenes de RM pueden verse afectadas por artefactos quereproducen puntos de contacto paralelos entre tejidos.

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Este efecto consiste en la presencia de bandas de señal claras y oscurasalternadas, lo que puede inducir a cometer errores de interpretaciónporque se asemeja a una estructura anatómica normal

CAUSASLos artefactos de “ringing” son intrínsecos en el proceso de muestreo deuna señal analógica. Teóricamente la única forma de eliminarlos seríaadquirir un ancho de banda infinito; sin embargo, como en la realidad semuestrean bandas finitas, es inevitable que algunos datos queden“truncados” generando este artefacto. Por esta razón a veces sedenomina artefacto por truncamiento.

fig. 1.55 - Artefactos de tipo “ringing”

SOLUCIONES☛ Utilice el filtro de Hamming. El filtro de Hamming se aplica en la adquisición de datos brutos con elpropósito de reducir este tipo de artefactos. Véase el capítulo “Entorno delexamen” de Manual de la interfaz de usuario.

☛ Utilice matrices de adquisición más grandes.

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fig. 1.56 - Imagen anterior adquirida con filtro de Hamming

Artefactos de tipo “ghosting” y “smearing”A menudo los artefactos son causados por movimientos de tipo random oinvoluntario, como:☛ movimientos del paciente;

☛ respiración;

☛ movimiento cardíaco y del flujo sanguíneo.

Los artefactos causados por movimiento son visibles exclusivamente en ladirección de la codificación de fase y aparecen como fantasmas o borronesen la imagen.

Artefactos causados por movimientos de tipo random

CAUSASDurante el examen de RM el paciente puede realizar:☛ pequeños movimientos involuntarios, causados por la contracción deuna o varias estructuras nerviosas y/o musculares (tics nerviosos,trastornos del movimiento) de la región anatómica examinada;

☛ movimientos voluntarios de la región anatómica examinada endirección arriba-abajo y/o derecha-izquierda, debido a los siguientesfactores:

• sensación de incomodidad causada por la excesiva duración delexamen;

• leves parestesias momentáneas causadas por la posiblecompresión excesiva (e incorrecta) de estructuras vasculares onerviosas de la región anatómica examinada por la inmovilizaciónde la misma.

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Mfig. 1.57 - Artefacto causado por movimientos de tipo random

SOLUCIONES☛ Utilice, si el tipo de examen presupone la posible aparición de este tipode artefactos, la técnica de corrección de artefactos por movimiento (aseleccionar antes de la adquisición, como se indica en el capítulo 3 delmanual de interfaz de usuario).

☛ Limite la duración, como mucho, a 45 minutos.

☛ Evite una excesiva compresión vascular y/o nerviosa de la regiónanatómica examinada durante su inmovilización.

Artefactos causados por movimientos involuntarios periódicos

CAUSAS DEL ARTEFACTO GHOSTINGDurante los movimientos fisiológicos periódicos (como la inspiración y laespiración) se adquieren líneas alternadas de datos brutos. Debido aldesajuste de estos movimientos, la región se visualiza ligeramentedesplazada a intervalos regulares. Las estructuras que tienen señales dealta intensidad, como la grasa subcutánea, generan los llamados“fantasmas”. El intervalo entre fantasmas depende del tiempo derepetición del movimiento TR.

CAUSAS DEL ARTEFACTO SMEARING

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Los artefactos “smearing” son causados por modificaciones en la señallocal durante el scan. Por ejemplo, el aspecto de un vaso sanguíneoperpendicular al plano de la imagen cambia periódicamente debido almovimiento de la sangre. En las imágenes axiales del paciente se puedengenerar fantasmas en los vasos grandes. El flujo sanguíneo en el plano dela imagen en la dirección del gradiente de lectura causa la pérdida deseñal del vaso. Cuando el flujo sanguíneo es lento (durante la sístole) seobtiene una señal residual con fluctuaciones periódicas. Por esta razón,los fantasmas también son visibles en las imágenes de los vasos queestán en el plano de la imagen.

fig. 1.58 - Artefacto causado por el flujo sanguíneo

SOLUCIONES☛ Realice las adquisiciones con “pseudo-gating”.Esta técnica consiste en utilizar como TR un múltiplo del ritmo cardíaco.Se reducen así los fantasmas debidos al flujo sanguíneo.

☛ Aumente el número de adquisiciones.Los datos de la imagen se adquieren con continuidad durante los cicloscompletos, respiratorios o cardíacos. Si se realiza un gran número deadquisiciones, los fantasmas se pueden eliminar o reducir notablemente. A su vez, con un mayor número de adquisiciones aumenta el tiempo deexamen. Además, al obligar al paciente a permanecer inmóvil durante untiempo prolongado, se pueden producir movimientos involuntarios, quepueden afectar la imagen. Por ello, el médico debe valorar el número deadquisiciones de acuerdo con las condiciones del paciente, la zona aexaminar y la incidencia de los artefactos producidos por el movimientoperiódico.

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Artefactos de tipo “wrap-around” (back folding)Puede ocurrir que algunas partes de los órganos situados fuera del FOV,pero dentro del volumen sensible de la bobina, se superpongan a la regióndelimitada por el FOV. En este caso el artefacto aparece en el ladocontrario al lado en el que se encuentran los spins que originan la señal.

CAUSASLos artefactos de “aliasing” o “wrap-around” se producen cada vez queuna señal variable en el tiempo se vuelve discreta con una frecuencia demuestreo, fc, menor del doble de la banda de frecuencias que contiene laseñal.Las frecuencias mayores que la mitad de fc (fc/2 se denomina frecuenciade Nyqvist) no se distinguen de las más bajas.Por consiguiente, un espectro de frecuencias derivado del muestreodiscreto de los datos no incluye valores por encima de la frecuencia deNyqvist; todas las frecuencias de una señal variable en el tiempo quesobrepasen la de Nyqvist volverán a caer dentro del espectro.En las imágenes de RM la señal se recibe con coherencia de fase y lasseñales que tienen frecuencias mayores que la de Nyqvist no vuelven alespectro, sino que se les asigna una frecuencia negativa. La extensión delconcepto de “aliasing” es el efecto “wrap-around”: los objetos que seextienden más allá del límite de una imagen se colocan en el límitecontrario.☛ En la dirección de la lectura, fc debería ser como mínimo el doble de lafrecuencia de la señal, para evitar que el gradiente de lectura posicioneincorrectamente dentro de la imagen visualizada la señal que llega de laregión que está fuera del FOV.

☛ En la dirección de la codificación de fase los spins que están dentro delFOV seleccionado pueden desplazarse como máximo 360 grados conrespecto al paso de codificación más elevado. Por lo tanto los spins periféricos con respecto al FOV acumulan undesplazamiento mayor que un ciclo completo ( = + K 360 grados): secodifican como los que sufren un desplazamiento de grados.

☛ En las imágenes 3D las regiones periféricas del volumen seleccionadose pueden oscurecer cuando el “aliasing” se produce en la dirección deselección del corte. En este caso el fenómeno de “aliasing” es debido a laexcitación imperfecta para la selección del volumen 3D.

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fig. 1.59 - Artefacto debido a estructuras anatómicas colocadas fuera del FOV, pero dentro del volumen sensible de la bobina (imágenes adquiridas respectivamente con FOV 160x160 y FOV 180x180 y rodilla no examinada posicionada muy cerca de la bobina).

SOLUCIONES☛ Utilice un FOV más grande que incluya toda la región anatómica aexaminar.

☛ Mantenga la región anatómica que no se examina al menos a 6 cm dedistancia de la bobina (especialmente para el examen de la rodilla).

☛ El sistema dispone de un filtro pasa banda que elimina los efectos“wrap-around” en la dirección de la lectura.

☛ Un filtro “anti wrap-around” elimina este tipo de efectos en la direcciónde la codificación.En función de la secuencia que se esté utilizando, la dirección delgradiente de codificación y los parámetros seleccionados, el sistemadetermina la necesidad de utilizar dicho algoritmo.El filtro “anti wrap-around”:

• aumenta el FOV de adquisición, para eliminar el artefacto;• aumenta la matriz de adquisición, para mantener la misma

resolución espacial;• reduce el número de adquisiciones, para mantener el mismo tiempo

de scan;• garantiza la misma calidad de imagen configurada por el usuario

con la selección de los parámetros.

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Cada vez que se activa el filtro, la interfaz avisa al usuario con un mensajeen el entorno de posicionamiento.Si el sistema determina la necesidad de utilizar el filtro y si el número deadquisiciones seleccionado por el usuario fuera demasiado bajo, apareceun mensaje que avisa que es necesario incrementarlo para que se activeel filtro.☛ Utilice la técnica del sobremuestreo como alternativa al filtro “antiwrap-around” para eliminar el defecto en la dirección de la codificación.El usuario puede activar/desactivar la función, que puede funcionartambién cuando se programa solo una adquisición (véase el capítulo 3 delManual de la interfaz de usuario, apartado “Sobremuestreo”).

☛ El software del sistema elimina de las imágenes 3D una porciónconsiderable de las regiones periféricas, sin embargo, algunos cortesperiféricos pueden presentar este tipo de artefacto.

fig. 1.60 - Imagen sin artefacto "wrap-around" (backfolding) al colocarse la región anatómica que no se examina (rodilla) a una distancia de 6 cm de la región examinada.

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Artefactos causados por el fenómeno del “magic angle”Algunos tejidos del cuerpo humano, como por ejemplo, los ligamentos ylos tendones, están formados por una estructura colágena anisotrópica.En estos tejidos el tiempo de relajación T2 depende en gran parte delángulo que forman con la dirección del campo magnético.

CAUSASLos ligamentos y los tendones sanos resultan generalmente hipointensosen todas las secuencias, a menos que se produzca el llamado “magicangle”, en cuyo caso forman un ángulo de aproximadamente 55 gradoscon el campo magnético.En este caso, el tiempo de relajación T2 es máximo y suficientementelargo como para que la señal aumente.En las secuencias potenciadas en T1 con un TE corto, este incremento deseñal puede simular una patología cuando en realidad es un artefacto.

fig. 1.61 - Artefacto causado por el fenómeno del “magic angle” visible en una imagen potenciada en T1

SOLUCIONES☛ Cambie la posición del paciente: esta solución no siempre es factibledebido a la geometría de los sistemas G-scan y S-scan.

☛ Utilice secuencias con un TE lo suficientemente largo: para obviar elproblema de los tiempos de adquisición largos, se han estudiado lassecuencias “Spin Echo, TE=50 ms” y “Turbo Spin Echo, TE=50 ms”.

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Mfig. 1.62 - Imagen obtenida con secuencia “Spin Echo, TE=50 ms”: el artefacto por “magic angle” ha desaparecido

Artefactos típicos de las secuencias Fast Spin EchoLos artefactos que se pueden detectar en este tipo de secuencias se debenprincipalmente a tres factores:☛ el espacio K se llena por ecos diferentes;

☛ cada eco adquirido es la suma del eco principal (spin echo) y el ecoestimulado;

☛ fallo de la técnica Relajación.

Artefactos causados por llenar el espacio K utilizandoecos distintosCAUSASEstos artefactos son causados por un conjunto de factores:☛ discontinuidad en el espacio K por errores en los ecos que, por razonesintrínsecas de la técnica FAST, no se pueden factorizar como en lassecuencias normales (Spin Echo, Gradient Echo etc.) y por consiguientese reflejan en la calidad de la imagen produciéndose los siguientesartefactos:

• "Ringing"• "Ghosting"

☛ Discontinuidad en el espacio K por la desintegración T2 que se produceentre dos ecos, que puede dar lugar a los siguientes artefactos:

• "Blurring": toda imagen digital es la representación de un objetofísico y en una situación ideal, cada punto del objeto estárepresentado por un punto bien definido en la imagen; en un

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sistema real el punto del objeto se desenfoca (blurring) o repite(ringing) en la imagen. Este efecto se expresa matemáticamentecon la función PSF (del inglés Point Spread Function) cuya amplitudcuantifica el desenfoque; en el caso de una secuencia FSE, la PSFse amplía por la desintegración T2. Esto afecta la calidad de laimagen: cuanto más alto es el "blurring", más baja es la calidad dela imagen pudiendo llevar a interpretaciones incorrectas. Este artefacto es mayor en las estructuras con bajos tiempos derelajación T2.

fig. 1.63 - Artefacto de tipo "blurring" visible en una imagen obtenida con secuencia “Fast Spin Echo”, ETL=16

• artefactos “cusp”: causados por estructuras hiperintensas debido ala inhomogeneidad del imán, que se encuentran fuera de la zona dehomogeneidad y se repiten dentro de la imagen.

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fig. 1.64 - Artefacto de tipo "cusp" visible en una imagen obtenida con secuencia Fast Spin Echo

SOLUCIONES☛ "Ringing": para corregir este artefacto se recomienda configurar a unvalor mayor de 1 el parámetro “Serie” que se encuentra en el entorno deprogramación de la secuencia. Esto es válido solo para las secuencias donde el Tiempo de Eco (TE) esmayor del tiempo entre ecos (ESP).

☛ "Blurring": para atenuar este tipo de artefacto, se recomienda utilizarvalores bajos de la serie de ecos (ETL) y configurar el parámetro "Serie" aun valor mayor de 1.

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fig. 1.65 - Imagen obtenida con secuencia “Fast Spin Echo, ETL=8”: el artefacto "blurring" ha desaparecido

☛ Artefactos “cusp”: para eliminar este tipo de artefacto, se recomiendaposicionar una banda de presaturación, durante la programación de lasecuencia, para anular la señal procedente de las estructurashiperintensas.

Artefactos causados por la suma incoherente entre el ecoprincipal (spin echo) y el eco estimuladoCAUSASSi, en términos de tiempo, el eco estimulado no coincide con el ecoprincipal, la suma de los dos no es coherente y puede dar lugar a unartefacto que conlleva un cambio de brillo a lo largo de la dirección delgradiente de lectura.Al disminuir la coincidencia del eco estimulado con el eco principal, esteartefacto se convierte cada vez más en artefacto de tipo “Cebra”.

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fig. 1.66 - Artefacto que causa un cambio de brillo, visible en una imagen obtenida con secuencia “Fast Spin Echo”

SOLUCIONESSi el artefacto es tan acentuado que se convierte en tipo “Cebra”:☛ Solicite al personal del servicio de asistencia técnica autorizado porEsaote que controle el entorno en el que está instalado el sistema y realicesu calibración, si es preciso.

Fallo de la técnica Relajación.

CAUSASLa causa de un posible fallo de la técnica Relajación es intrínseca alproprio método.Si la calibración de la técnica Relajación no es perfecta, al aplicar estatécnica es posible que el impulso de RF a 90° al final del TR no se envíeperfectamente sincronizado con la parte restante de la secuencia, lo queno permite agilizar la relajación de la señal, causando el deterioro parcialy/o total del contraste T2 en la imagen.

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fig. 1.67 - Secuencia FSE con técnica Relajación aplicada (izda.) y secuencia FSE sin técnica Relajación (dcha.).

SOLUCIONESSolicite al personal del servicio de asistencia técnica autorizado por Esaoteque controle el entorno en el que está instalado el sistema y realice sucalibración, si es preciso.

Artefactos típicos de las secuencias de tipo "Estado estacionario"Estas secuencias normalmente están afectadas por los artefactos típicosde las secuencias Gradient Echo que se han descrito anteriormente:

• Artefactos de tipo “sin señal”, causados básicamente por unainhomogeneidad local del campo magnético.

• Artefactos de tipo “wrap-around” (back folding).Sobre todo la familia de secuencias “Hyce” (2D Hyce, 3D Hyce) puedeverse afectada por el artefacto de tipo “Banding”.

CAUSASEl artefacto es intrínseco a la técnica utilizada por la secuencia y es debidobásicamente a la sensibilidad de la misma a la inhomogeneidad local delcampo magnético.Este artefacto presenta una o varias franjas negras en el centro o en laspartes periféricas de la imagen, correspondientes a los puntos donde elalcance de la inhomogeneidad adquiere valores que dependen del tiempode repetición (TR) utilizado.

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fig. 1.68 - Artefacto de tipo “banding” visible en dos cortes distintos de la serie obtenida con una secuencia “3D Hyce”

SOLUCIONES☛ Configure a un valor mayor de 1 el parámetro “Serie” que se encuentraen el entorno de programación de la secuencia. Introduciendo en el parámetro “Serie” un número mayor de 1, lasecuencia se adquiere automáticamente n veces, donde n es el númeroconfigurado por el usuario.Con n adquisiciones, cada una precedida por un oportuno cambio de fasedel impulso, se generan n espacios K distintos y n imágenes; al final detoda la secuencia las n imágenes se combinan para obtener una imagenen la que se minimiza y/o desaparece el artefacto de tipo "banding".

☛ Manteniendo inalterados (de forma coherente) los demás parámetros,se recomienda utilizar TR cortos porque al disminuir el TR el fenómeno delas franjas negras tiende a no ser visible.

Artefactos típicos de las secuencias de tipo “XBONE”Estas secuencias normalmente están afectadas por los artefactos típicosde las secuencias Gradient Echo que se han descrito anteriormente:

• Artefactos de tipo “sin señal”, causados básicamente por unainhomogeneidad local del campo magnético, sobretodo en losbordes del campo de visión de las imágenes originales.

• Artefactos de tipo “inversión de la supresión agua-grasa” (Swap).

CAUSAS

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El primer tipo de artefacto es intrínseco a la técnica utilizada por lasecuencia y es producido básicamente por la sensibilidad de la misma a lainhomogeneidad local del campo magnético.Este artefacto se presenta como una pérdida de señal más o menosevidente en función de los parámetros de adquisición utilizados,especialmente el tiempo de eco (TE) y el espesor del corte.

fig. 1.69 - Artefacto de tipo “inhomogeneidad local” visible en las dos imágenes que representan los dos ecos originales de la secuencia XBONE (eco 1 a la izquierda y eco 2 a la derecha).

El segundo tipo de artefacto se presenta como una inversión de lasupresión del tejido adiposo y el agua; este artefacto aparece solo en lasimágenes de suma y resta de la fase, derivadas de las dos imágenesoriginales.Esta inversión es generada por un cálculo incorrecto del algoritmo de"phase unwrapping", causado por rotaciones de fase excesivas de la señalNMR adquirida.

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fig. 1.70 - Artefacto de tipo “inversión de la supresión del tejido adiposo y el agua” visible en las dos imágenes de suma y resta de la fase, derivadas de las dos imágenes originales de la secuencia XBONE.

Artefactos típicos debidos a la utilización de la técnica SpeedUpEste tipo de técnica puede conllevar unos artefactos debidos a unaincorrecta modulación de la fase transmitida:

• artefactos de tipo “puntitos brillantes” y/o “estructuras en forma deestrella” situados en el centro de la imagen.

CAUSASEste tipo de artefactos es causado por un error en la adquisición SpeedUpque a su vez conlleva una modulación incorrecta de la fase transmitida.

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fig. 1.71 - Artefacto de tipo “puntitos brillantes” y/o “estructuras en forma de estrella” situados en el centro de la imagen, que se puede ver en una imagen adquirida con técnica SpeedUp.

SOLUCIONES☛ Repita la secuencia desactivando la adquisición SpeedUp.Para desactivar esta técnica de adquisición, haga clic en la casillacorrespondiente en el campo SpeedUp, que se encuentra en losparámetros especiales en el entorno Edición/programación de scans.

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CAPÍTULO 2• • • • • •

Secuencias y protocolos de examen

Secuencias por impulsosG-scan y S-scan son tomógrafos de campo bajo (0,24 T) y por tanto larelación señal/ruido que se deriva del campo magnético es menor que enlas máquinas de campo más alto. La optimización de la electrónica, y enparticular de las bobinas receptoras, junto con una adecuada estrategiade diseño y utilización de las secuencias, permiten alcanzar en lasregiones anatómicas pertinentes niveles de calidad de imagen propios delas máquinas de campo medio. Los sistemas G-scan y S-scan están provistos de secuencias 2D y 3D.Para maximizar la relación señal/ruido de cada imagen, el sistema escogela banda de adquisición más adecuada a los parámetros seleccionados.A su vez los parámetros predefinidos de cada secuencia permitenoptimizar la calidad de la imagen y acortar al mínimo la duración delexamen.En los apartados siguientes se describen todas las secuencias disponiblescon G-scan y S-scan y sus efectos en el contraste de la imagen. Esteaspecto es esencial para poder utilizar todo el potencial clínico delsistema. Para profundizar en estos temas, se recomienda al usuario que consulte labibliografía disponible o participe en un curso de formación.

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2 / 26 Capítulo 2

Secuencias para obtener el contraste T1El contraste de las imágenes potenciadas en T1 depende principalmentedel tiempo de relajación T1 de los tejidos. Produce una señalinversamente proporcional a T1 que es más fuerte cuanto más corto esT1.En este tipo de imágenes las principales estructuras anatómicas sedistinguen fácilmente porque la relación señal/ruido es grande.El contraste T1 se obtiene con:☛ tiempos de eco cortos (por debajo de 30 ms, normalmente TE = 24 ms)para minimizar los efectos de la relajación T2 y por tanto el peso T2 en laimagen;

☛ tiempos de repetición cortos con respecto a los T1 de los tejidos (TR500 ms o menos).

Para aumentar el contraste T1, se pueden reducir el tiempo de eco (TE) yel tiempo de repetición (TR).La reducción del tiempo de eco conlleva:☛ el incremento de la señal de RM, porque la señal de eco se reducemenos debido a la relajación T2;

☛ la reducción del tiempo de adquisición, lo que se traduce en un aumentode la banda de adquisición y por consiguiente del ruido. Por lo tanto, larelación señal/ruido de la imagen es el resultado de un compromiso entreestos dos fenómenos.

El uso de TE cortos en el estudio de los ligamentos puede producir elfenómeno del "Magic angle" (véase el apartado “Reconocimiento ycorrección de artefactos” en el capítulo “Calidad de la imagen de RM” deeste documento).

contraste T1 TE cortoTR corto

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Para aumentar el contraste T1, también se puede utilizar un medio decontraste paramagnético que reduzca el valor de T1 de algunos tejidos yacentúe el contraste con los adyacentes.

A t e n c i ó nConsulte la información que suministra el fabricante del medio de

contraste antes de utilizarlo.Los medios de contraste pueden tener efectos adversos graves, como

reacciones anafilácticas, y efectos secundarios importantes, como erupciones cutáneas.

A t e n c i ó nUtilice exclusivamente medios de contraste paramagnéticos

(compuestos de gadolinio) cuya utilización en la producción de imágenes con resonancia magnética haya sido aprobada por las

agencias reguladoras competentes.Consulte la información que suministra el fabricante del medio de

contraste antes de utilizarlo.Los medios de contraste pueden tener efectos adversos graves, como

reacciones anafilácticas, y efectos secundarios importantes, como erupciones cutáneas.

A t e n c i ó nLos pacientes con insuficiencia renal grave, sometidos a un medio de contraste a base de gadolinio, pueden desarrollar fibrosis sistémica

nefrogénica (NSF), una enfermedad debilitante y potencialmente fatal.Además los pacientes que están a punto o acaban de someterse a un

trasplante de hígado, o que padecen enfermedades crónicas del hígado, corren el riesgo de desarrollar NSF si presentan insuficiencia

renal.

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4 / 26 Capítulo 2

Secuencia “Spin Echo T1”En las secuencias Spin Echo, el impulso de excitación RF a 90° es seguidopor un impulso de refocalización a 180° que elimina lasinhomogeneidades del campo magnético estático y produce imágenespotenciadas en T1 y en T2.La “Spin Echo T1” es una secuencia Spin Echo con TE corto, variable de 18a 34 ms; el ancho de la banda de adquisición se reduce automáticamenteal mínimo posible para obtener con ese TE la mejor relación señal/ruido.

fig. 2.1 - Evolución temporal de RF y gradientes de las secuencias Spin Echo. “G corte” es el gradiente de selección del corte. “G fase” es el gradiente de la codificación de fase. “G lectura” es el gradiente de codificación de la frecuencia.

Secuencia “Spin Echo T1 HE”Es una secuencia Spin Echo con TE muy corto. Respecto a una secuencia “Spin Echo T1”, el TE se reduce mediante latécnica “Half Echo”, que permite adquirir solo la mitad de la señal de RM yreconstruir la otra mitad con un algoritmo.Esta secuencia proporciona el máximo T1, pero es la más expuesta alfenómeno del “Magic angle” (véase el apartado “Reconocimiento ycorrección de artefactos”, capítulo “Calidad de la imagen de RM” de estedocumento).

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fig. 2.2 - Evolución temporal de RF y gradientes de las secuencias Spin Echo Half Echo. “G corte” es el gradiente de selección del corte. “G fase” es el gradiente de la codificación de fase. “G lectura” es el gradiente de codificación de la frecuencia.

Secuencia “Spin Echo T1 HF”Es la secuencia ”Spin Echo T1” a la que se aplica la técnica ”Half-Fourier”para reducir el tiempo de adquisición. Con ella se adquiereaproximadamente la mitad de las codificaciones de fase y la otra mitad sereconstruye con un algoritmo específico.Esta técnica se puede utilizar para reducir el tiempo de examen:☛ como alternativa a la reducción del número de adquisiciones;☛ para adquirir imágenes en densidad protónica, donde hay que utilizarTR muy largos.

La técnica “Half Fourier” es es un procedimiento convencional de laimagen por resonancia magnética, que se define como “Reconstrucción deuna imagen a partir de un conjunto de datos de RM que incluye unmuestreo asimétrico del espacio K. Se puede utilizar, entre otros, parareducir el tiempo de adquisición de la imagen, el número de codificacionesde fase necesarias, o el tiempo de eco TE desplazando el eco del centro dela ventana de adquisición. En los tres casos la relación señal/ruido sereduce y la resolución puede aumentarse hasta el máximo disponible enlos datos de RM.”

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6 / 26 Capítulo 2

Secuencia “Fast Spin Echo T1”La secuencia Fast Spin Echo T1 (FSE T1) es una secuencia de tipo FastSpin Echo (para su descripción detallada, véase el apartado “SecuenciasFast Spin Echo T2”) con ESP fijo y ETL (número de ecos) que puedeseleccionar el usuario (para su descripción detallada, véase el apartado“Secuencias Fast Spin Echo T2”).

Secuencia “IR”En la secuencia “Inversion Recovery” se utiliza un impulso a 180 gradospara invertir la magnetización longitudinal antes de la adquisición.De este modo, la señal de RM se caracteriza solo por tener un tiempo derelajación T1 y las imágenes adquiridas proporcionan un contraste T1“puro”.Se puede utilizar para tomar medidas indicativas de T1.Si el impulso de excitación a 90° se aplica exactamente en el momento enel que la curva de relajación de un determinado T1 pasa por cero, sesuprime la señal del tejido correspondiente (secuencia STIR, véase elapartado “Secuencias para suprimir la grasa”).

fig. 2.3 - Evolución temporal de RF y gradientes de las secuencias Inversion Recovery. “G corte” es el gradiente de selección del corte. “G fase” es el gradiente de la codificación de fase. “G lectura” es el gradiente de codificación de la frecuencia.

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Secuencias para obtener el contraste T2El contraste de las imágenes potenciadas en T2 depende principalmentedel tiempo de relajación T2 de los tejidos. Cada tejido produce una señalque depende de T2 y es más fuerte cuanto más grande es T2.El contraste T2 se puede obtener con tiempos de eco largos respecto a losT2 de los tejidos y tiempos de repetición largos respecto a los T1, parareducir los efectos del mismo en el contraste de las imágenes.

Al aumentar el tiempo de eco (TE), la señal de RM disminuye por losefectos de relajación T2.La relación señal/ruido de este tipo de imágenes es más baja respecto alas potenciadas en T1 aunque haya menos ruido, porque en las secuenciascon TR largos el sistema utiliza un ancho de banda de adquisición másreducido.Además, como los tiempos de repetición TR son muy largos (de 2500 a3000 ms), los tiempos de adquisición son elevados.Las imágenes potenciadas en T2 son especialmente sensibles a lapresencia de líquido sinovial, edemas, tejidos inflamados y otras lesionesque a veces no son visibles en las secuencias potenciadas en T1.

N o t aSi se utilizan tiempos de eco (TE) largos, no se observa el fenómenodel “Magic angle” (véase el apartado “Reconocimiento y correcciónde artefactos”, capítulo “Calidad de la imagen de RM” de estedocumento).

contraste T2 TE largoTR largo

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8 / 26 Capítulo 2

Secuencia “Spin Echo T2”En las secuencias Spin Echo, el impulso de excitación RF a 90° es seguidopor un impulso de refocalización a 180° que elimina lasinhomogeneidades del campo magnético estático y produce imágenespotenciadas en T1 y en T2.La “Spin Echo T2” es una secuencia Spin Echo con TE largo; el ancho debanda de la adquisición debe ser el mínimo posible para mejorar larelación señal/ruido y se fija para cada TE.El TE de esta secuencia es largo, pudiendo variar de 80 a 120 ms.Véase la fig. 2.1 para la evolución temporal de RF y gradientes.

Secuencia “Spin Echo Proton Density-T2”En este tipo de secuencias, después del impulso RF inicial a 90°, la señales refocalizada tres veces por sendos impulsos sucesivos a 180° queproducen tres ecos en tres TE distintos.Se obtienen dos imágenes diferentes:☛ la primera está potenciada en densidad protónica y se obtieneexclusivamente con el primer eco;

☛ la segunda está potenciada en T2 y se obtiene mediante los tres ecos.El TE efectivo de esta imagen es un valor que permite optimizar elcontraste.

Esta secuencia es especialmente útil para caracterizar los tejidos enfunción de su cambio de contraste entre el primero y el segundo eco.

fig. 2.4 - Evolución temporal de RF y gradientes para secuencias multi eco. “G corte” es el gradiente de selección del corte. “G fase” es el gradiente de la codificación de fase. “G lectura” es el gradiente de codificación de la frecuencia.

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Secuencia “Turbo Multi Echo 3 Ecos”En este tipo de secuencia - que utiliza una técnica análoga a la “HalfFourier” - después del impulso RF inicial a 90°, la señal es refocalizadatres veces por sendos impulsos sucesivos a 180° que producen tres ecosen tres TE distintos (véase la imagen anterior para la evolución temporalde RF y gradientes).Se obtienen tres imágenes diferentes:☛ la primera está potenciada en densidad protónica y se obtieneexclusivamente con el primer eco;

☛ la segunda está potenciada en T2 y se obtiene exclusivamente con elsegundo eco.

☛ la tercera está fuertemente potenciada en T2 y se obtieneexclusivamente con el tercer eco.

Esta secuencia es especialmente útil para caracterizar los tejidos enfunción de su cambio de contraste entre los ecos.

Secuencia “Turbo Spin Echo”Esta secuencia combina las señales de 3 ecos mediante técnicas análogasa la “Half Fourier” para obtener imágenes con un contraste potenciado enT2 en menos tiempo de adquisición que con la secuencia “Spin Echo T2”estándar.El valor de TE se puede considerar “eficaz” y es la combinación de tresecos.

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10 / 26 Capítulo 2

Secuencias “Fast Spin Echo T2”La secuencia Fast Spin Echo (FSE) es de tipo Spin Echo, con presencia devarios ecos generados por una serie de impulsos de refocalización (180°). Cada eco se codifica de forma distinta, reduciendo así el tiempo deadquisición de una imagen según el número de ecos utilizados (TurboFactor). La distancia entre un eco y el siguiente se denomina ESP (EcoSpacing). La selección del TE determina el eco que se coloca en el centro del espacioK, determinando así el contraste T2 de la imagen.Las imágenes FSE pueden estar desenfocadas (efecto "blurring")dependiendo del T2 del tejido y la duración de la serie de ecos. Es posibleseleccionar el valor de ESP (Echo Spacing) y, según el ESP seleccionado,el número de ecos.La frecuencia de muestreo está optimizada para maximizar la relaciónseñal/ruido de la imagen en cada selección del número de muestras.Además es posible activar/desactivar la compensación de flujo en ladirección de la lectura o de la selección del gradiente.

fig. 2.5 - Evolución temporal de RF y gradientes para secuencias Fast Spin Eco. “G corte” es el gradiente de selección del corte. “G fase” es el gradiente de la codificación de fase. “G lectura” es el gradiente de codificación de la frecuencia.

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Secuencia “FSE Proton Density T2”Es una secuencia Fast Spin Echo con ESP y ETL fijos, donde mediante unaoportuna gestión durante la fase de codificación se generan dos imágenesdistintas: la primera, con tiempo de eco 30, tiene un contraste dedensidad protónica y la segunda, con tiempo de eco 120, tiene uncontraste T2.Cada eco se codifica de forma distinta, reduciendo así el tiempo deadquisición de una imagen a la mitad del número de ecos utilizados (TurboFactor).

Secuencia “Fast FLAIR”La secuencia Fast Spin Echo FLAIR (Fast FLAIR) es de tipo Fast STIR en laque se utilizan tiempos de inversión elevados para suprimir la señalprocedente de los fluidos con tiempos de relajación T1 largos.El usuario puede seleccionar el tiempo entre ecos (ESP) y, según el ESPelegido, el número de ecos (Echo Train Length).Además, solo con el tiempo entre ecos (ESP) 30, es posibleactivar/desactivar la compensación de flujo en la dirección de la lectura.

Secuencia “Turbo Multi Echo”En esta secuencia se combinan las señales de 3 ecos mediante técnicasanálogas a la “Half Fourier” para obtener dos imágenes: la primera con uncontraste de densidad protónica y la segunda potenciada en T2, en untiempo de adquisición menor que con la secuencia “Spin Echo ProtonDensity-T2” estándar.

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12 / 26 Capítulo 2

Secuencias para obtener el contraste de “densidad protónica”El contraste de “densidad protónica” permite distinguir los tejidos por sucontenido de agua, una vez reducida al mínimo la influencia de lostiempos de relajación T1 y T2.Para obtener este contraste se deben usar tiempos de eco (TE) cortos queatenúen los efectos de T2, y tiempos de repetición (TR) largos parareducir los efectos de T1.

Con este tipo de contraste se obtienen imágenes con una resoluciónelevada y una buena relación señal/ruido que permite distinguirclaramente los tejidos.Todas las secuencias con T1 corto, que se han descrito en los apartadosanteriores, se pueden utilizar (con un TR adecuadamente largo) paraconseguir este tipo de contraste. Lo mismo se aplica a las secuencias condoble eco, respecto al primer eco.

Secuencia “SPED”La secuencia SPED es una secuencia de tipo Spin Echo, caracterizada porla presencia de dos ecos, cuyos tiempos son determinadosautomáticamente por el software en función de la frecuencia deresonancia y del desplazamiento químico entre agua y grasa para generardos imágenes en las que las señales de agua y grasa resultanrespectivamente en contra-fase y en fase.El resultado del posterior tratamiento de los datos por el software es lageneración de dos imágenes derivadas que contienen respectivamentesólo la señal de la grasa y sólo la señal del agua, logrando la separaciónagua/grasa.

contraste de “densidad protónica”TE cortoTR largo

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fig. 2.6 - Evolución temporal de RF y gradientes para secuencias SPED. “G corte” es el gradiente de selección del corte. “G fase” es el gradiente de codificación de fase. “G lectura” es el gradiente de codificación de la frecuencia.

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14 / 26 Capítulo 2

Secuencias Gradient EchoEn este tipo de secuencia, la señal de RM se refocaliza por inversión delgradiente en lugar de utilizar un impulso RF a 180° que, en las secuenciasSpin Echo, neutraliza las inhomogeneidades locales del campo magnéticoestático. Por estas inhomogeneidades, los protones muestran mayoresdiferencias en intensidad de campo magnético y salen de fase másrápidamente; por consiguiente el tiempo de relajación de lamagnetización transversal es menor. Este tiempo de relajación corto sedenomina T2* (interacciones entre spin y campo magnético local, véase elApéndice A - Principios generales de la producción de imágenes porresonancia magnética del Manual de usuario).La cantidad de señal que se refleja en el plano transversal es determinadapor el ángulo de giro FA (Flip Angle). Para un tiempo de repeticióndeterminado, el aumento del FA determina el aumento del contraste T1porque no hay tiempo suficiente para la relajación completa T1 de la señalen la dirección longitudinal. Si el FA disminuye, también disminuye elcontraste T1 porque, al ser muy pequeña la cantidad de señal a recuperar,se produce la relajación completa T1 de la señal en la direcciónlongitudinal.El contraste se manipula ajustando el ángulo de giro FA y el tiempo de ecoTE.

Como suelen tener una relación señal/ruido alta, las secuencias “GradientEcho” se utilizan para las adquisiciones rápidas, especialmente en 3D.También son sensibles a las inhomogeneidades locales del campomagnético y pueden dar lugar a artefactos (véase el apartado“Reconocimiento y corrección de artefactos”, capítulo “Calidad de laimagen de RM” de este documento).Además, la diferencia entre la frecuencia de resonancia del agua y de lagrasa (“Chemical shift”) causa el desfase entre sus señales anulando laseñal de los vóxeles que contienen ambos componentes: este fenómenose manifiesta como un borde oscuro en los puntos de contacto entre elagua y la grasa (véase el apartado “Reconocimiento y corrección deartefactos”, capítulo “Calidad de la imagen de RM” de este documento).

contraste pseudo T1 TE

FA

contraste pseudo T2 TE

FA

14 ms75°

18 ms

45°

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Secuencias “Gradient Echo, TE = 6 ms”,“Gradient Echo, TE = 10 ms”, “Gradient Echo, TE = 14 ms y “Gradient Echo, TE = 16 ms”Estas secuencias con eco de gradiente permiten obtener imágenes concontraste potenciado en “pseudo T1”.Los valores de ángulo de giro cercanos a 90° aumentan el contraste T1.

fig. 2.7 - Evolución temporal de RF y gradientes de las secuencias Gradient Echo. “G corte” es el gradiente de selección del corte. “G fase” es el gradiente de la codificación de fase. “G lectura” es el gradiente de codificación de la frecuencia.

Secuencia “Gradient Echo T2”Esta secuencia con eco de gradiente permite obtener imágenes concontraste potenciado en “pseudo T2”.Al ser posible utilizar tiempos de eco superiores a 22 ms, junto con valoresbajos de ángulo de giro (entre 30° y 45°), el contraste T2 puede sersuperior al que se consigue con las secuencias “Gradient Echo, TE = 18ms” y “Gradient Echo, TE = 22 ms”.Véase la fig. 2.6 para la evolución temporal de RF y gradientes.

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16 / 26 Capítulo 2

Secuencia “XBONE”La secuencia XBONE es de tipo Gradient Echo, caracterizada por lapresencia de dos ecos, cuyos tiempos son determinados automáticamentepor el software en función de la frecuencia de resonancia y del chemicalshift entre agua y grasa para generar dos imágenes en las que las señalesde agua y grasa resultan respectivamente en contra-fase y en fase.El resultado del posterior tratamiento de los datos por el software es lageneración de dos imágenes derivadas que contienen respectivamentesolo la señal de la grasa y solo la señal del agua, obteniendo la separaciónagua/grasa.

fig. 2.8 - Evolución temporal de RF y gradientes para secuencias XBONE. “G corte” es el gradiente de selección del corte. “G fase” es el gradiente de la codificación de fase. “G lectura” es el gradiente de codificación de la frecuencia.

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Secuencia “2D HYCE”La secuencia 2D HYCE es una secuencia equilibrada de tipo Gradient Echo“estado estacionario”. Cada imagen TR se codifica en 2D. Al estarsuperpuesta la señal, esta secuencia es sensible a las inhomogeneidadesdel campo magnético, como las inhomogeneidades estáticas de B0 o losefectos relacionados con la sensibilidad del campo. La imagen puedecontener unas interferencias, por lo que el TR se mantiene lo más bajoposible. La frecuencia de muestreo se optimiza para cada selección del TR,coherentemente con el impulso RF y la capacidad del gradiente del campode maximizar la relación señal/ruido de la imagen. El tiempo de ecoequivale a TR/2.

fig. 2.9 - Evolución temporal de RF y gradientes para secuencias 2D HYCE. “G corte” es el gradiente de selección del corte. “G fase 2D” es el gradiente de la codificación de fase. “G lectura” es el gradiente de codificación de la frecuencia.

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18 / 26 Capítulo 2

Secuencia “2D HYCE S”Es una secuencia 2DHYCE en la que se utiliza una técnica especial quepermite adquirir de forma continuada imágenes repetidas del mismocorte, seleccionado por el usuario.En función de los parámetros seleccionados por el usuario (TR, N_adq.,N_serie y N_fases), es posible realizar adquisiciones muy rápidas hasta unmáximo de 1 imagen (frame) por segundo.Después de un breve tiempo dedicado a las calibraciones, la secuenciaempieza la adquisición en continuo y el usuario debe utilizar la teclaTerminar para finalizar la adquisición y la secuencia.

Secuencias para suprimir la grasaEn las secuencias Inversion Recovery un impulso a 180° invierte lamagnetización longitudinal, que vuelve al equilibrio en un tiempo derelajación T1.Durante esta recuperación, la magnetización pasa necesariamente por elpunto cero T1*log2 ms después del impulso de 180°.Si se aplica un impulso de excitación en ese preciso instante (es decir, TI= T1*log2 ms), se suprime la señal del mismo en la imagen.Como generalmente se selecciona el T1 de la grasa, que es el componenteprincipal, el tejido óseo aparece muy oscuro en la imagen.Esta técnica produce naturalmente imágenes con baja relaciónseñal/ruido, pero es interesante para el diagnóstico porque permitedistinguir zonas de otros tejidos dentro de una estructura adiposa.

Secuencia “STIR”Es una secuencia Inversion Recovery con impulso de inversión TI corto(Short Tau Inversion Recovery).Después del impulso de inversión, se utiliza una secuencia Spin Echo paraadquirir la señal.Véase la fig. 2.3 para la evolución temporal de RF y gradientes.

supresión de la grasaTI = 85 ms TI = 75 ms

stirge stir

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Secuencia “STIR T2 A”Es una secuencia Inversion Recovery con impulso de inversión TI corto(Short Tau Inversion Recovery).Después del impulso de inversión, se utiliza una secuencia Spin Echo paraadquirir la señal.El TE de esta secuencia es largo, pudiendo variar de 80 a 120 ms.Véase la fig. 2.3 del manual para la evolución temporal de RF ygradientes.

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20 / 26 Capítulo 2

Secuencia “Gradient Echo STIR, TE = 25 ms”Después del impulso de inversión, se utiliza una secuencia Gradient Echopara adquirir la señal.Respecto a la secuencia “STIR”, proporciona un contraste ligeramentedistinto y una mejor calidad de imagen, en términos de relaciónseñal/ruido, en un tiempo algo más corto.

fig. 2.10 - Evolución temporal de RF y gradientes de las secuencias Gradient Echo STIR. “G corte” es el gradiente de selección del corte. “G fase” es el gradiente de la codificación de fase. “G lectura” es el gradiente de codificación de la frecuencia.

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Secuencias “Fast STIR”La secuencia Fast Spin Echo STIR (Fast STIR) es de tipo Fast Spin Echodonde, como ocurre en las secuencias de tipo Inversion Recovery, seutiliza un impulso RF a 180° para invertir la magnetización longitudinalantes de la adquisición. Esta técnica produce imágenes que tienen una baja relación señal/ruido,pero permite conseguir una buena diferenciación de las estructurasrespecto al tejido adiposo. El usuario puede seleccionar el Echo Spacing y,según el ESP elegido, el número de ecos (Echo Train Length).Además, es posible activar/desactivar la compensación de flujo en ladirección de la lectura o de la selección del gradiente.

fig. 2.11 - Evolución temporal de RF y gradientes de las secuencias Gradient Echo STIR. “G corte” es el gradiente de selección del corte. “G fase” es el gradiente de la codificación de fase. “G lectura” es el gradiente de codificación de la frecuencia.

Secuencias para obtener contrastes híbridosLas secuencias para obtener “contrastes híbridos” tienen un tiempo de eco(TE) suficientemente largo para evitar el fenómeno del “Magic angle”(véase el apartado “Reconocimiento y corrección de artefactos”, capítulo“Calidad de la imagen de RM” de este documento); proporcionan unaelevada relación señal/ruido y un elevado contraste en un tiempo deadquisición razonable.Los contrastes que se obtienen con estas secuencias no son potenciadosen T1, ni en T2 y tampoco en densidad protónica.

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22 / 26 Capítulo 2

Secuencia “Spin Echo T2, TE = 50 ms”Es una secuencia Spin Echo con TE medio fijado a 50 ms. Se utiliza cuando es necesario reducir el fenómeno del “Magic angle”manteniendo una buena calidad de imagen y un contraste similar a ladensidad protónica.

Secuencia “Turbo Spin Echo T2, TE = 50 ms”Presenta características similares a la “Spin Echo T2, TE = 50 ms”, perocon un tiempo de adquisición reducido a la mitad, gracias a la utilizaciónde la misma técnica empleada para las secuencias “Turbo Spin Echo” y“Turbo Multi Echo”.

Secuencias tridimensionales

Secuencia “Turbo 3D T1”Es una secuencia Gradient Echo en la que una segunda codificación de laseñal en la dirección del gradiente de selección permite reconstruir en 3D,es decir obtener la señal de un volumen y no de un corte.A diferencia de la secuencia Gradient Echo, y debido al TRextremadamente corto, el contraste siempre es potenciado en T1; graciasal llamado “Spoiler RF”, el contraste es más parecido al de una Spin Echocon TE corto.En esta secuencia, el ángulo de giro (FA) afecta más a la relaciónseñal/ruido que al contraste: ángulos de 40 a 60° lo maximizan,manteniendo el contraste T1, mientras que ángulos de menos de 30°reducen el contraste T1.

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Secuencia “3D HYCE”La secuencia 3D HYCE es una secuencia equilibrada de tipo 3D GradientEcho “estado estacionario”. Cada imagen TR se codifica en 2D y 3D. Alestar superpuesta la señal, esta secuencia es sensible a lasinhomogeneidades del campo magnético, como las inhomogeneidadesestáticas de B0 o los efectos relacionados con la sensibilidad del campo.La imagen puede contener unas interferencias, por lo que el TR semantiene lo más bajo posible. La frecuencia de muestreo se optimiza para cada selección del TR,coherentemente con el impulso RF y la capacidad del gradiente del campode maximizar la relación señal/ruido de la imagen. El tiempo de ecoequivale a TR/2. El contraste se guía básicamente por el ángulo de giro (FA): el efectomielográfico (donde el CSF es blanco brillante contrastando con las raícesnerviosas, las vértebras y los discos que se visualizan con un color oscuro)se obtiene con ángulos grandes de impulsos de excitación (FA hasta 90°);en cambio, con FA cortos, otros tejidos que no sean fluidos ganan unamayor intensidad de señal (aprox. FA 40°).

fig. 2.12 - Evolución temporal de RF y gradientes para secuencias 3D HYCE. “G corte” es el gradiente de selección del corte. “G fase” es el gradiente de la codificación de fase. “G lectura” es el gradiente de codificación de la frecuencia.

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24 / 26 Capítulo 2

Secuencia “3D SST1”Es una secuencia Gradient Echo en la que una segunda codificación de laseñal en la dirección del gradiente de selección permite reconstruir en 3D,es decir obtener la señal de un volumen y no de un corte.A diferencia de la secuencia Gradient Echo, utilizando un TRextremadamente corto junto con el llamado “Spoiler RF” y valores bajosde ángulo de giro (FA), se obtiene un contraste de tipo T1.Debido a la utilización del “Spoiler RF”, en esta secuencia, el ángulo degiro (FA) afecta más a la relación señal/ruido que al contraste.

Secuencia “3D SST2”Es una secuencia Gradient Echo en la que una segunda codificación de laseñal en la dirección del gradiente de selección permite reconstruir en 3D,es decir obtener la señal de un volumen y no de un corte.El esquema especial de gradientes confiere a la secuencia una fuertepotenciación en T2, a pesar de que el TE generalmente sea corto.En esta secuencia, el ángulo de giro (FA) afecta más a la relaciónseñal/ruido que al contraste.

Secuencia “3D SHARC”La secuencia “3D SHARC” está estructurada con un gradiente decodificación de fase adicional en la dirección de la selección del corte, asíque la secuencia resulta tridimensional.La utilización de una especial técnica RF en el estado estacionario permitela adquisición simultánea de dos ecos en una única secuencia: se obtienenasí dos imágenes con contraste distinto, que se suman con la potenciaciónoportuna (generalmente 1/2 por cada una).Con esta secuencia se producen imágenes que no están potenciadas en T1ni en T2, sino que se caracterizan por un elevado contraste entre elcartílago y el líquido del área a examinar; se utiliza en aplicaciones clínicasdirigidas a detectar problemas en el cartílago articular.

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Protocolos de examenHay dos maneras de acceder a la ventana que contiene la lista deprotocolos de examen:

1 MODO 1, en el menú principal seleccione Ver Área de trabajo, o bienhaga clic en el icono correspondiente de la barra de herramientas.

2 MODO 2, haga clic en el escritorio con el botón derecho para queaparezca el menú contextual y seleccione Ver Área de trabajo.

La ventana de trabajo a la izquierda del escritorio contiene la lista deprotocolos/secuencias (o la base de datos de pacientes) y tiene dosteclas: ☛ haciendo clic en Lista de protocolos se accede a los protocolospredefinidos.

El “protocolo de examen” es una lista de scans con parámetrospreviamente optimizados, agrupados por región anatómica y patología. Elnombre de cada protocolo indica la región anatómica a la que estáespecíficamente destinado.La utilización de los protocolos de examen predefinidos para exámenesestándar reduce el tiempo necesario para seleccionar los scans, posicionarlos cortes y seleccionar los parámetros, disminuyendo la posibilidad deerrores operativos durante el procedimiento.Una vez seleccionado el protocolo, los scans se realizan automáticamente.El operador vuelve a intervenir solamente al final, para ayudar al paciente(véase el capítulo “Entorno del examen” del Manual de la interfaz deusuario). También es posible crear un protocolo personalizado guardando en elmismo las secuencias y los parámetros deseados (véase el apartado“Creación de un protocolo personalizado”, capítulo “Entorno del examen”del Manual de la interfaz de usuario).

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26 / 26 Capítulo 2

Elección de los protocolosLos protocolos predefinidos se deben utilizar según la región anatómica yla patología a examinar. El número de scans de un examen depende delcorrecto compromiso entre el tiempo del que dispone el médico y lacantidad de información que el mismo considera necesaria para formularel diagnóstico.

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CAPÍTULO 3• • • • • •

Especificaciones técnicas

Especificaciones técnicasLas siguientes especificaciones pueden estar sujetas a modificaciones sinprevio aviso.

SecuenciasSecuencias disponibles: Scout ortogonal multiplanar

Spin Echo T1 (SET1)Spin Echo T2 Multi Echo (SE_PD_T2)Inversion Recovery (IR)Short TI Inversion Recovery (STIR, STIR T2 S, STIR T2 A)Spin Echo Half Echo (SET1HE)Spin Echo Half Scan (SET1HF)Turbo SE T2 weighted (TSE)Turbo Multi Echo 3 EchoesTurbo ME (TME) Gradient Echo (GE)Short Time Inversion Recovery Gradient Echo (GE-STIR)Gradient Echo 3D (T3D_T1)Fast Spin Echo (FSE T1, FSE STIR, FAST FLAIR, FSE T2, FSE PD, FSE PD T2)3D HYCE Real Time

Optional sequences:

XBONE, “Fat &Water separation”SPED, “Spin Echo Fat &Water separation”“3D Steady State Sequences”“MRI Dynamic Analysis”

Parámetros de secuencia: Protocolo “Secuencias 2D”

Spin Echo T1Tiempo de repetición: de 50 a 5000 conpasos de 10.Tiempo de eco: de 16 a 34 con pasos de 2.Ángulo de giro: 90°.Campo de visión en dirección decodificación: de 100 mm a 400 mm con

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2 / 14 Capítulo 3

pasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de100 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: de 192 a 512 conpasos de 32. Para TE = 26 el número demuestras para empezar es 128.Número de fases: de 128 a 256 con pasosde 8.Espesor del corte: de 2 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

Spin Echo T1 HFTiempo de repetición: de 50 a 5000 conpasos de 10.Tiempo de eco: de 16 a 34 con pasos de 2.Ángulo de giro: 90°.Campo de visión en dirección decodificación: de 100 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de100 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: de 192 a 512 conpasos de 32. Para TE = 26 el número demuestras para empezar es 128.Número de fases: de 128 a 256 con pasosde 8.Espesor del corte: de 2 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

Spin Echo T1 HETiempo de repetición: de 50 a 5000 conpasos de 10.Tiempo de eco: de 12 a 24 con pasos de 2.Ángulo de giro: 90°.Campo de visión en dirección decodificación: de 120 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de120 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: 192, 224, 256, 288.Para TE = 26 el número de muestras paraempezar es 128.Número de fases: de 128 a 256 con pasosde 8.Espesor del corte: de 2 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

Spin Echo T2, TE = 50 msTiempo de repetición: de 200 a 5000 conpasos de 10.Tiempo de eco: 50.Ángulo de giro: 90°.

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Campo de visión en dirección decodificación: de 120 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de120 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: de 128 a 512 conpasos de 32.Número de fases: de 128 a 512 con pasosde 8.Espesor del corte: de 3 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

Turbo Spin Echo, TE = 50 msTiempo de repetición: de 200 a 5000 conpasos de 10.Tiempo de eco: 50.Ángulo de giro: 90°.Campo de visión en dirección decodificación: de 120 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de120 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: de 128 a 512 conpasos de 32.Número de fases: de 128 a 512 con pasosde 8.Espesor del corte: de 3 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

Spin Echo T2Tiempo de repetición: de 200 a 5000 conpasos de 10.Tiempo de eco: de 80 a 120 con pasos de10.Ángulo de giro: 90°.Campo de visión en dirección decodificación: de 120 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de120 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: de 128 a 512 conpasos de 32.Número de fases: de 128 a 512 con pasosde 8.Espesor del corte: de 3 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

Turbo Spin EchoTiempo de repetición: de 200 a 5000 conpasos de 10.Tiempo de eco: de 80 a 120 con pasos de10.Ángulo de giro: 90°.

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4 / 14 Capítulo 3


Spin Echo Proton Density-T2Tiempo de repetición: de 200 a 5000 conpasos de 10.Tiempo de eco: 28, 90.Ángulo de giro: 90°.Campo de visión en dirección decodificación: de 120 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de120 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: de 128 a 512 conpasos de 32.Número de fases: de 128 a 512 con pasosde 8.Espesor del corte: de 3 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

Turbo Multi EchoTiempo de repetición: de 200 a 5000 conpasos de 10.Tiempo de eco: 28, 90.Ángulo de giro: 90°.Campo de visión en dirección decodificación: de 120 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de120 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: de 128 a 512 conpasos de 32.Número de fases: de 128 a 512 con pasosde 8.Espesor del corte: de 3 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

Turbo Multi Echo 3 EchoesTiempo de repetición: de 200 a 5000 conpasos de 10.Tiempo de eco: 28, 75, 136 ms. Ángulo de giro: 90°.

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Campo de visión en dirección decodificación: de 120 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de120 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: de 128 a 512 conpasos de 32.Número de codificación de fase: de 128 a512 con pasos de 8.Espesor del corte: de 3 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

Gradient Echo, TE = 6 msTiempo de repetición: de 30 a 5000 conpasos de 5.Tiempo de eco: 6.Ángulo de giro: de 10° a 90° con pasos de5°.Campo de visión en dirección decodificación: de 150 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de150 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: 160, 192.Número de fases: de 128 a 192 con pasosde 8.Espesor del corte: de 4 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

Gradient Echo, TE = 10 msTiempo de repetición: de 30 a 5000 conpasos de 5.Tiempo de eco: 10.Ángulo de giro: de 10° a 90° con pasos de5°.Campo de visión en dirección decodificación: de 180 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de180 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: de 192 a 352 conpasos de 32.Número de fases: de 128 a 256 con pasosde 8.Espesor del corte: de 2 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

Gradient Echo, TE = 14 msTiempo de repetición: de 30 a 5000 conpasos de 5.Tiempo de eco: 14.Ángulo de giro: de 10° a 90° con pasos de5°.

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Gradient Echo, TE = 16 msTiempo de repetición: de 30 a 5000 conpasos de 5.Tiempo de eco: 16.Ángulo de giro: de 10° a 90° con pasos de5°.Campo de visión en dirección decodificación: de 130 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de130 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: de 128 a 448 conpasos de 32.Número de fases: de 128 a 512 con pasosde 8.Espesor del corte: de 2 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

Gradient Echo T2Tiempo de repetición: de 30 a 5000 conpasos de 5.Tiempo de eco: de 18 a 30 con pasos de 2.Ángulo de giro: de 10° a 90° con pasos de5°.Campo de visión en dirección decodificación: de 130 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de130 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: 192, 256, 288.Número de fases: de 128 a 256 con pasosde 8.Espesor del corte: de 2 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

GE T2 FCTiempo de repetición: de 30 a 5000 conpasos de 5.Tiempo de eco: de 22 a 34 con pasos de 4.

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Ángulo de giro: de 10° a 90° con pasos de5°.Campo de visión en dirección decodificación: de 120 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de120 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: de 192 a 512 conpasos de 16.Número de fases: de 128 a 352 con pasosde 8.Espesor del corte: de 2 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

IRTiempo de repetición: de 100 a 5000 conpasos de 10.Tiempo de eco: de 18 a 34 con pasos de 2.Tiempo de inversión: de 200 ms a 2000 mscon pasos de 10 ms.Ángulo de giro: 90°.Campo de visión en dirección decodificación: de 140 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de140 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: 192, 256.Número de fases: de 128 a 256 con pasosde 8.Espesor del corte: de 3 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

Gradient Echo STIR, TE = 25 msTiempo de repetición: de 150 a 5000 conpasos de 10.Tiempo de eco: 25.Tiempo de inversión: de 20 ms a 200 ms conpasos de 5 ms.Ángulo de giro: 90°.Campo de visión en dirección decodificación: de 130 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de130 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: de 128 a 448 conpasos de 32.Número de fases: de 128 a 512 con pasosde 8.Espesor del corte: de 3 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

STIRTiempo de repetición: de 100 a 5000 con

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pasos de 10.Tiempo de eco: de 18 a 34 con pasos de 2.Tiempo de inversión: de 50 ms a 200 ms conpasos de 5 ms.Ángulo de giro: 90°.Campo de visión en dirección decodificación: de 140 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de140 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: 192, 256.Número de fases: de 128 a 256 con pasosde 8.Espesor del corte: de 3 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

STIR T2 STiempo de repetición: de 200 a 10000 conpasos de 10.Tiempo de eco: de 120 a 130 con pasos de10.Tiempo de inversión: de 50 ms a 2000 mscon pasos de 5 ms.Ángulo de giro: 90°. Campo de visión en dirección decodificación: de 120 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de120 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: de 192 a 288 conpasos de 32.Número de codificación de fase: de 128 a256 con pasos de 8.Espesor del corte: de 3 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

STIR T2 ATiempo de repetición: de 200 a 10000 conpasos de 10.Tiempo de eco: de 80 a 120 con pasos de10.Tiempo de inversión: de 50 ms a 2000 mscon pasos de 5 ms.Ángulo de giro: 90°.Campo de visión en dirección decodificación: de 120 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de120 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: de 128 a 512 conpasos de 32.Número de fases: de 128 a 256 con pasos

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e 8.Espesor del corte: de 3 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

FSETiempo de repetición: de 100 a 10000 conpasos de 10.Ángulo de giro: 90°. Tiempo de eco: - ESP 12 (bajo licencia): de 12 a 180 conpasos de 12- ESP 20: de 20 a 300 con pasos de 20- ESP 25: de 25 a 375 con pasos de 25- ESP 30: de 30 a 450 con pasos de 30Longitud de la serie de ecos (ETL): de 2 a 16con pasos de 1 (según el ESP seleccionado).de 20 a 450 con pasos de 20, 25 o 30 (segúnel ETL seleccionado).Campo de visión en dirección decodificación: de 120 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de120 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: de 192 a 512 conpasos de 16.Número de fases: 4, 16, 30, 60, 128, 144,160, 176, 192, 208, 224, 240, 256, 272, 288,304, 320, 336, 352, 368, 384, 400, 416, 432,448, 464, 480, 496, 512. Espesor del corte: de 3 mm a 7 mm conpasos de 0,5 mm.Relajación: 0, 1 (0=No, 1=Sí). Número de series: de 1 a 2 con pasos de 1. La licencia “Myelo Contrast Imaging” permiteutilizar una serie de 64 ecos con pasos de 1.La licencia “MAR Technique” habilita elESP=12 ms y la técnica X-MAR para lareducción de artefactos metálicos.

Fast STIRTiempo de repetición: de 100 a 10000 conpasos de 10.Tiempo de eco: - ESP 12 (bajo licencia): de 12 a 180 conpasos de 12- ESP 20: de 20 a 300 con pasos de 20- ESP 25: de 25 a 375 con pasos de 25- ESP 30: de 30 a 450 con pasos de 30TTiempo de inversión: de 60 ms a 300 ms conpasos de 5 ms.Ángulo de giro: 90°. Campo de visión en dirección decodificación: de 120 mm a 400 mm con

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pasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de120 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: de 160 a 512 conpasos de 16.Número de fases: 4, 16, 30, 60, 128, 144,160, 176, 192, 208, 224, 240, 256, 272, 288,304, 320, 336, 352, 368, 384, 400, 416, 432,448, 464, 480, 496, 512.Espesor del corte: de 3 mm a 7 mm conpasos de 0,5 mm.Relajación: 0, 1 (0=No, 1=Sí). Tiempo entre ecos (ESP): 20, 25, 30 ms. Longitud de la serie de ecos (ETL): de 2 a 16con pasos de 1.La licencia “Myelo Contrast Imaging” permiteutilizar una serie de 64 ecos con pasos de 1.La licencia “MAR Technique” habilita elESP=12 ms y la técnica X-MAR para lareducción de artefactos metálicos.

Fast FLAIRTiempo de repetición: de 100 a 10000 conpasos de 10.Tiempo de eco: - ESP 12 (bajo licencia): de 12 a 180 conpasos de 12- ESP 20: de 20 a 300 con pasos de 20- ESP 25: de 25 a 375 con pasos de 25- ESP 30: de 30 a 450 con pasos de 30Tiempo de inversión: de 60 ms a 4000 mscon pasos de 5 ms.Ángulo de giro: 90°. Campo de visión en dirección decodificación: de 120 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de120 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: de 160 a 512 conpasos de 16.Número de fases: 4, 16, 30, 60, 128, 144,160, 176, 192, 208, 224, 240, 256, 272, 288,304, 320, 336, 352, 368, 384, 400, 416, 432,448, 464, 480, 496, 512.Espesor del corte: de 3 mm a 7 mm conpasos de 0,5 mm.Relajación: 0, 1 (0=No, 1=Yes)Tiempo entre ecos (ESP): 20, 25, 30 ms. Longitud de la serie de ecos (ETL): de 2 a 16con pasos de 1.La licencia “Myelo Contrast Imaging” permiteutilizar una serie de 64 ecos con pasos de 1.

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a licencia “MAR Technique” habilita elESP=12 ms y la técnica X-MAR para lareducción de artefactos metálicos.

Fast PD T2Tiempo entre ecos (ESP): 20, 25, 30 ms. Longitud de la serie de ecos (ETL): de 2 a 16con pasos de 1 (según el ESP seleccionado).Tiempo de eco: 20, 80, 25, 100, 30, 120.Tiempo de repetición: de 100 a 10000 conpasos de 10.Ángulo de giro: 90°. Campo de visión en dirección decodificación: de 120 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de120 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: de 192 a 512 conpasos de 16.Número de fases: 4, 16, 30, 60, 128, 144,160, 176, 192, 208, 224, 240, 256, 272, 288,304, 320, 336, 352, 368, 384, 400, 416, 432,448, 464, 480, 496, 512. Espesor del corte: de 3 mm a 7 mm conpasos de 0,5 mm.Relajación: 0, 1 (0=No, 1=Yes)Número de series: 1.La licencia “MAR Technique” habilita elESP=12 ms y la técnica X-MAR para lareducción de artefactos metálicos.

Real Time:TR 12 ms TE 5 ms FA 65o

mínimo FOV 160 mm

XBONE (opcional, bajo licencia “Fat &Water Separation”)Tiempo de repetición: de 50 a 5000 conpasos de 10.Tiempo de eco: 14 y 28.Ángulo de giro: de 10° a 90° con pasos de5°.Campo de visión en dirección decodificación: de 100 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de100 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: de 192 a 384 conpasos de 32.Número de fases: de 128 a 384 con pasos

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12 / 14 Capítulo 3

de 8.Espesor del corte: de 2 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

SPED (opcional, bajo licencia “SpinEcho Fat & Water Separation”)Tiempo de repetición: de 50 a 5000 conpasos de 10.Tiempo de eco: de 20 ms a 30 ms con pasosde 1 ms.Ángulo de giro: 90°.Campo de visión en dirección decodificación: de 100 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de100 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: de 192 a 512 conpasos de 32.Número de codificación de fase: de 128 a384 con pasos de 8.Espesor del corte: de 2 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

Protocolo “Secuencias 3D”Turbo 3D T1Tiempo de repetición: de 25 a 5000 conpasos de 1.Tiempo de eco: de 10 a 24 con pasos de 2.Ángulo de giro: de 10° a 90° con pasos de5°.Campo de visión en dirección decodificación: de 120 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de120 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de codificación3D: de 40 mm a 200 mm con pasos de 10mm.Número de muestras: 192, 256. Número de fases: de 128 a 256 con pasosde 8.Número de fases 3D: de 24 a 128 con pasosde 8.Espesor del corte: de 0,6 mm a 20 mm conpasos de 0,1 mm.

Secuencias opcionales bajo licencia“3D Steady State Sequences”

3D HYCE Tiempo de repetición: de 10 a 20 con pasosde 0,1.

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iempo de eco: TR/2.Ángulo de giro: de 10° a 90° con pasos de5°.Campo de visión en dirección decodificación: de 180 mm a 400 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de180 mm a 400 mm con pasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de codificación3D: de 80 mm a 160 mm con pasos de 10mm.Número de muestras: de 160 a 220 conpasos de 4. Número de fases: de 128 a 220 con pasosde 2.Número de fases 3D: de 24 a 48 con pasosde 2.Espesor del corte: de 0 mm a 20 mm conpasos de 0,1 mm.

3D SHARC Tiempo de repetición: de 27 a 40 con pasosde 1.Tiempo de eco: de 13 a 20 con pasos de 0,1.Ángulo de giro: de 30° a 90° con pasos de5°.

Secuencias opcionales bajo licencia“2DHyce & Streaming Acq.”

3D HYCE Tiempo de repetición: de 8 a 20 con pasosde 0,1.Tiempo de eco: de 4 a 10 con pasos de 0,05.Ángulo de giro: de 10° a 90° con pasos de5°.Más alta resolución: 1.1 mm (TR 8 ms), 1.0mm (TR 9 ms), 0.9 mm (TR 10 ms andhigher) en todas las 3 direcciones

3D SHARC Tiempo de repetición: de 20 a 40 con pasosde 1.Tiempo de eco: de 10 a 20 con pasos de 0,1.Ángulo de giro: de 30° a 90° con pasos de5°.Más alta resolución: 0.6 mm (TR < 22 ms),0.55 mm (TR > = 22 ms) en todas las 3direcciones

3D SST1 Tiempo de repetición: de 12 a 40 con pasosde 1.

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14 / 14 Capítulo 3

Tiempo de eco: de 5 a 15 con pasos de 0,5.Ángulo de giro: de 5° a 90° con pasos de 5°.Más alta resolución: 0.8mm (TR < 14 ms),0.6 mm (TR < 22 ms), 0.55 mm (TR > = 22ms) en todas las 3 direcciones

3D SST2 Tiempo de repetición: de 12 a 40 con pasosde 1.Tiempo de eco: de 8 a 15 con pasos de 0,5.Ángulo de giro: de 10° a 90° con pasos de5°.Más alta resolución: 0.6 mm (TR < 22 ms),0.55 mm (TR > = 22 ms) ien todas las 3direcciones

Protocolo “Dynamic Acquisitionsequences” (opcional, bajo licencia“MRI Dynamic Analysis”)

Spin Echo T1:TR de 50 ms a 5000 ms con pasos de 10 ms.TE 16 msFA 90° Campo de visión en dirección decodificación: de 100 mm a 300 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de100 mm a 300 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: 160.Número de fases: de 128 a 160 con pasosde 8.Espesor del corte: de 2 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.Gradient Echo T1:TR de 30 ms a 5000 ms con pasos de 5 ms.TE 6 msFA de 10° a 90° con pasos de 5°Campo de visión en dirección decodificación: de 130 mm a 300 mm conpasos de 10 mm.Campo de visión en dirección de lectura: de130 mm a 300 mm con pasos de 10 mm.Número de muestras: 160.Número de fases: de 128 a 160 con pasosde 8.Espesor del corte: de 4 mm a 10 mm conpasos de 0,5 mm.

Documents

G-scan / S-scan