uando un sistema de espín ha sido excitado por un pulso de RF, inicialmente se comporta como un sistema coherente; es decir, todos los componentes microscópicos de la magnetización macroscópica precesan en fase (todos juntos) alrededor de la dirección del campo externo. Sin embargo, con el tiempo, los espines comienzan a desfasarse y la señal observada comienza a disminuir (Figura 04-14).
Figura 04-14:
Fenómenos de relajación transversal que inducen un aumento del desfase de los espines individuales, de forma tal que se observa una disminución progresiva de la magnetización macroscópica.
El decrecimiento de la señal en el plano x'-y' es más rápido que el de la magnetización en el eje z. Este decaimiento adicional de la magnetización neta en el plano x'-y' es debido a una pérdida de coherencia de fase de los componentes microscópicos, que se da en parte por las pequeñas diferencias de las frecuencias de Larmor inducidas por pequeñas diferencias en los campos magnéticos estáticos en distintas localizaciones de la muestra.
Este proceso se conoce como T2, la relajación spin-spin o relajación transversal. T2 depende de varios parámetros:
frecuencia de resonancia (intensidad del campo), aunque para T2 es menos crucial que para T1 en campos bajos, medios y altos (pero aparentemente no en los ultra-altos);
temperatura;
movilidad del espín observado (microviscosidad);
presencia de grandes moléculas, iones y moléculas paramagnéticos u otras interferencias externas
En los fluidos móviles T2 es casi igual a T1, mientras que en sólidos o en sistemas lentos (sistemas de alta viscosidad) los componentes del campo estático inducidos por núcleos vecinos entran en acción y T2 se hace significativamente más corto que T1.
En sólidos T2 es generalmente tan corto que la señal se extingue en el primer milisegundo, mientras que en los fluidos la señal de resonancia magnética puede durar varios segundos. En gran medida esta es la causa de una señal baja o ausente de estructuras sólidas como el hueso compacto o los tendones en las imágenes médicas obtenidas mediante RM.
Con una intensidad de campo en aumento T2 en principio aumenta de forma paralela a T1. A continuación, mientras T1 continua aumentando, T2 permanece constante (en meseta) pero también puede comenzar a disminuir. Esto podría ser debido a diferencias de susceptibilidad microscópicas que pueden inducir un efecto T2*.
Así, si representamos gráficamente T1 y T2 con respecto a la movilidad microscópica del sistema de espín, obtendremos una curva para T1 que pasa por un mínimo correspondiente a la frecuencia de Larmor y una curva de disminución constante en el caso de T2 (Figura 04-15).
Figura 04-15:
Zona 1: alta movilidad con movimiento molecular rápido; generalmente con moléculas pequeñas y agua "libre".
Zona 2: baja movilidad con movimiento molecular lento; generalmente con moléculas grandes y agua "unida".
En campos bajos y medios, el valor de T2 es aproximadamente de 3 segundos y la relación T1/T2 es 1 para el agua pura. El valor de T1 de los tejidos es generalmente menor a 1 segundo. Aquí la relación T1/T2 aumenta rápidamente con valores de 5 a 10 unidades para la mayoría de los tejidos. T1/T2 será de 5 en el caso del tejido muscular sometido a un campo de 0,1 T.
En la práctica se observa que la misma muestra puede mostrar dos tiempos de relajación T2 diferentes aun siendo sometida a la misma intensidad de campo. Esto es debido a que son dos los fenómenos que contribuyen a la inhomogeneidad local que los núcleos experimentan:
campos magnéticos estáticos y oscilantes inducidos por localmente por momentos magnéticos vecinos (originados en otros núcleos o electrones no apareados), e
imperfecciones del campo magnético estático principal B0 (inhomogeneidades de campo).
Esto conduce a un decaimiento de la señal observada que es más rápido que T2. Se llama T2* (T2 asterisco) (Figura 4-16). T2 tiene un decaimiento irrecuperable mientras que T2* tiene un decaimiento recuperable y siempre es más corto que T2.
Figura 04-16:
T2 y T2*. El decaimiento de la señal en T2* es más rápido que el de T2 a causa de las inhomogeneidades de campo y los desplazamientos químicos. Sin embargo, el T2* se puede recuperar aplicando un segundo pulso de RF.
SI = intensidad de señal.
Es importante entender que T2* no es una constante ni un proceso de relajación puro, es un parámetro global caprichoso. No debería usarse con fines diagnósticos cuantitativos porque es un tiempo (o un rango de tiempo) fluctuante para la pérdida de coherencia de fase entre los espines orientados a un ángulo del campo magnético y depende de la localización de la molécula en el imán. Estas inhomogeneidades pueden cambiar fácilmente, en la IRM por ejemplo si el paciente se mueve o voltea.
A modo de comparación: cada uno de entre mil diapasones del mismo tipo (frecuencia) que están vibrando al tiempo de que están decayendo tendrá su sonido decayendo más lentamente que el sonido global percibido. Los principales parámetros que contribuyen a T2* son las interacciones espín-espín, las inhomogeneidades del campo magnético, la susceptibilidad magnética y los efectos de los desplazamientos químicos.
Para un experimento dado (un examen individual) podemos calcular T2* de la misma forma que calculamos T1 de sistemas complejos mediante la suma de los tiempos de la relajación R2 (véase el ejemplo del contenedor, Figura 04-06).
La tasa de decrecimiento observada R2* (R2* = 1/T2*) estará por tanto relacionada con la verdadera la tasa de relajación espín-espín R2 (R2 = 1/T2) y con la inducida por las inhomogeneidades del campo R2inh o R2’ (R2inh = 1/T2inh), así:
donde γ es la relación giromagnética (unidad: MHz/T), ΔB₀ es la diferencia de fuerza en el campo variante local (unidad: T).
En caso de que la señal esté afectada por flujo p perfusión, esto tendrá que tenerse en cuenta también, pues llevará a un valor T2 aparente: T2app.
Para eliminar el efecto de las inhomogeneidades de campo, se puede utilizar un eco del espín (SE), cuya amplitud dependerá del tiempo que ha transcurrido desde la excitación inicial (TE). Esta técnica se utiliza en una de las secuencias para obtención de imágenes que fue comúnmente utilizada, la secuencia de pulsos espín-eco. Fue la secuencia de pulsos estándar en IRM y la base del diagnóstico clínico durante mucho tiempo. Incluso después de la introducción de secuencias de impulsos especializados para distintas preguntas diagnósticas, las secuencias SE siguen siendo las preferidas en caso de duda.
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