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Calidad de la imagen en resonancia magnética
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1
RM - Calidad de imagen y artefactos
CRITERIOS DE CALIDAD DE IMAGEN Y ARTEFACTOS
Básicamente tenemos cuatro factores principales:
•Tiempo de adquisición de imágenes.
•Relación señal-ruido.
•Contraste
•Resolución espacial.
La obtención de una imagen óptima es el
resultado de priorizar uno de los cuatro
indicadores en función de la región explorada y
de la lesión que se desee estudiar. Es decir, un
imagen diagnóstica y de calidad es la que con
un determinado contraste obtiene un equilibrio
entre la relación señal ruido y la resolución
espacial, en un tiempo de adquisición
aceptable, evitando el mayor número de
artefactos.
Es importante recordar que cualquier cambio
efectuado en los parámetros afecta
principalmente a uno de los criterios de calidad
de imagen señalados e influye siempre sobre los
demás de diversos modos.
El tiempo de adquisición se puede considerar
como un criterio que interviene en la calidad
imagen. Desde las primeras imágenes, con
secuencias de 12 o 15 minutos hasta hoy, los
avances desarrollados se han dirigido a
disminuir los tiempos de las secuencias. Hoy se
considera larga una secuencia de más de 5- 6
minutos, pues favorece la aparición de
artefactos.
TIEMPO DE ADQUISICIÓN DE
IMÁGENES
Es un elemento siempre presente en una
exploración de RM y consiste en la duración
necesaria para la adquisición de una imagen.
Un estudio estándar simple suele durar unos 20
o 30 minutos y se compone de una serie de
secuencias programadas consecutivamente.
Durante este tiempo es necesaria la absoluta
inmovilidad del paciente, y por tanto es
fundamental que las secuencias sean rápidas.
El tiempo total de una secuencia se calcula de
la siguiente manera:
TA = TR x N x NEX
TR: es el intervalo o períodos de tiempo que
separa las excitaciones sucesivas de los spines.
En una secuencia spin eco es el tiempo que
separa dos pulsos de excitaciones de 90°
sucesivos. Es necesario para la recuperación de
la magnetización longitudinal.
N: número de pasos de codificación de fase.
Son el número de medidas utilizadas para
determinar cada una de las señales de
codificación de fase en la reconstrucción de la
imagen.
Un método muy frecuente para disminuir el TA
consiste en la manipulación de los pasos de
codificación de fase. Una de estas técnicas
recibe el nombre de Half Fourier y consiste en
reconstruir poco más del 50% del espacio K.
Esto tiene como consecuencia una disminución
del tiempo total de las secuencias casi a la
mitad.
Se verán otros métodos de reducir la al
explicar la resolución.
NEX: número de excitaciones o adquisiciones.
Es el número de veces que se recogen los datos
y está en relación directa con la duración de la
adquisición. Si se dobla, el tiempo total la
adquisición de la secuencia se duplica. El
tiempo mínimo de exploración requiere al
menos una adquisición (en campos altos).
¿Cómo se puede reducir el tiempo de
adquisición?
•Reduciendo el TR.
2
Cuando se reduce el TR se reduce el número de
cortes que se pueden obtener en la secuencia.
Para solucionar estos problemas se buscan
secuencia más rápida que permiten obtener más
cortes como:
Eco de gradiente que requieren menos TR
(utilizarán ángulos menores de 90° para no
saturar la muestra, y angulosos 180° para
refasar los spines), pero tienen más
probabilidad de inhomogeneidades en la
imagen y posibilidad de artefactos.
Secuencias Turbo o Fast Spin Eco que tienen la
posibilidad de obtener un tren de ecos más el
largo y cada uno de los cuales tiene una
codificación de fase específica.
Disminuye la relación señal-ruido, por lo que es
aconsejable aumentar el número de
adquisiciones.
•Reduciendo el número de adquisiciones.
Si se reduce el número adquisiciones, disminuye
la relación señal-ruido un 41% y mantiene la
resolución espacial.
Aumentan los artefactos de movimiento.
Se puede compensar aumentando las
codificaciones de fase, utilizan una bobina de
cuadratura y bandas de saturación que eliminen
los artefactos de flujo y la grasa.
Disminuye el tiempo adquisición en menor
proporción.
•Reduciendo el número de codificación es de
fase: FOV rectangular.
Disminuye la relación señal-ruido en la
dirección de fase.
Aumentan los artefactos de Truncación o Gibss.
Se compensa utilizando combinaciones de FOV
rectangular y matrices asimétricas.
•Half Fourier, reduciendo las líneas de la
matriz.
•Utilizando secuencias rápidas que rellenan de
modo diferente el espacio K.: secuencias
RARE, HASTE, Eco Planar, Turbo Flash,
imagen Key Hole, etc.
Todos estos elementos influyen en el tiempo
adquisición, la relación señal-ruido, la
resolución y/o el contraste.
Cuando se intenta disminuir el TA de las
secuencias se debe tener en cuenta que es
preciso mantener el equilibrio con otros
factores y que los cambios efectuados en los
parámetros modifican siempre al conjunto.
SEÑAL – RUIDO
Intensidad de la señal:
La señal de resonancia magnética es muy débil
ya que esta técnica de imagen emplea energías
bajas. Se obtiene por la medición de la
corriente inducida en antena receptora. Esta
señal es a su vez recogida por un amplificador,
codificada y, tras una serie de procesos
informáticos, visualizada como imagen en una
pantalla. La imagen se visualiza en blanco y
negro y los cambios de intensidades de la señal
se representan en una escala de grises que van
desde el blanco brillante hasta el negro puro y
nos dan información de las diferentes
estructuras anatómicas visualizas.
La imagen está formada por múltiples píxeles
alineados en filas y columnas que a su vez
forman la matriz de la imagen.
El píxel tiene un valor de gris en relación a la
señal proveniente del vóxel que representa. Esta
intensidad es el resultado de la medida de los
protones que constituyen dicho vóxel. A más
intensidad señal, menor ruido y mejor calidad
de imagen.
La intensidad de la señal depende de los
siguientes factores:
Parámetros del tejido: depende de
componentes intrínsecos propios de los
tejidos explorados: densidad
protónica, T1, T2 y flujo. Es diferente
la señal de la grasa de la del hueso.
Parámetros de medición: estos
acentúan los componentes intrínsecos
de los tejidos: son las secuencias
potenciadas en DP, T1, T2, IR. Éstas
secuencias se forman combinando los
parámetros de adquisición sobre lo
que el operador tiene cierto margen,
como son el TR, TE, TI, flip angle,
3
volumen del vóxel, números de líneas
de la matriz, el número de
excitaciones, anchura de banda.
Parámetros del sistema o elementos
del Hardware:
El imán: a campo magnético de mayor
potencia, mayor señal.
El emisor-receptor: forma parte del
sistema de radiofrecuencias. Una
amplificación no lineal de la señal es
responsable de la deformación de la
onda excitadora.
Los gradientes: unidos a la potencia
del imán facilitan una graduación
lineal de la fuerza.
Ruido: La imagen no aparece nítida ya que la
señal siempre va acompañada de ruido. El
valor gris de un píxel lo componen
inseparablemente la señal y el ruido. El ruido es
el conjunto de señales no deseadas que
degradan la formación de la imagen. En la
imagen se ve como una señal borrosa y
granulada que quita nitidez al conjunto. Es una
oscilación de la intensidad de la señal que no
aporta información.
El ruido proviene:
Del propio paciente: cuyo cuerpo
actúa como emisor y es el origen de los
movimientos moleculares de los tejidos
estudiados cuyas partículas están
cargadas al ser introducidas en un
imán y recibir el pulso de
radiofrecuencia produciendo
interferencias.
De la antena: que actúa como receptor
del sistema electrónico en el
tratamiento de la señal. El ruido es
mayor si se trabaja con la bobina de
cuerpo grande que si se utiliza una
bobina pequeña (de superficie o de
cuadratura) bien adaptada a la zona.
De la anchura o amplitud de banda:
que es el conjunto de frecuencias
trasmitidas tanto en la emisión como
en la recepción de la señal. A menor
anchura de banda, menor ruido.
Relación señal/ruido (S/R):
La relación señal/ruido es el cociente entre los
dos parámetros anteriores y el mayor factor
condicionante, junto con la resolución espacial,
de la calidad de imagen. Es deseable obtener la
mejor relación señal ruido posible.
Además de los elementos que afectan a la señal
y al ruido por separado, se puede decir que en
el cociente señal/ruido influyen sobre todo:
El paciente: existen estudios de
pacientes que con los mismos
parámetros y en parecidas condiciones
físicas obtienen un promedio S/R
diferente.
El imán: cuando aumenta la fuerza del
campo aumenta de manera lineal el
número de núcleos por vóxel que
resuenan, y esto permite obtener más
señal. La relación señal/ruido es
proporcional al campo magnético que
debe ser lo más como genio posible.
Bobinas: la calidad depende de su
forma y del volumen de recepción.
Incluso las antenas de superficie
teniendo un volumen de recepción
menor pueden obtener mejor señal. La
calidad de la antena depende también
del tipo de polarización (lineal o de
cuadratura). La polarización lineal
analiza las secuencias en una sola
posición para una sola bobina
receptora y la polarización en
cuadratura o circular analiza las
frecuencias con al menos dos bobinas
en dos posiciones ortogonales con lo
que mejora la relacion señal/ruido. Las
antenas pueden ser optimizadas
multiplicando el número de bobinas
colocadas “en red” y aumentan un
40% la relación señal-ruido; se pueden
funcionar hasta con ocho antenas
obteniendo una óptima calidad de
imagen.
Número de medidas, adquisiciones o
excitaciones: mejora
proporcionalmente (raíz cuadrada de
dos) la S/R.
Secuencia de pulso: la elección de una
secuencia adecuada según la zona
anatómica de las necesidades química
es fundamental para optimizar la S/R.
Anchura de banda: rango de
frecuencias adquirido, se relaciona
con el TE y el FOV. A menor anchura
de banda, menor FOV y menor ruido.
4
Volumen del vóxel: determina el
número de protones contenidos para
emitir la señal. Está determinado por
el espesor de corte y las combinaciones
entre FOV y matriz.
La señal es mejor en grosores de cortes
mayores.
¿Cómo se puede mejorar la señal-ruido?
Aumentando el TR.
Aumentando el TE.
Utilizando anchos de banda menores.
Aumentando el número de
adquisiciones.
Aumentando el tamaño del vóxel
(grosor de corte).
Aumentando el espacio entre cortes
(distance factor).
Utilizando píxeles rectangulares.
Aumentando el número de
codificaciones de fase.
CONTRASTE
El contraste es la variación de intensidad de
señal entre dos estructuras adyacentes, es decir
es un parámetro que permite la diferenciación
de tejidos. Es fundamental para el diagnóstico
ya que da la caracterización tisular. Una
exploración de RM se compone de varias
secuencias potenciadas con diferente contraste
para obtener una información completa de los
tejidos estudiados.
El contraste depende de:
Parámetros intrínsecos de los tejidos:
tiempos de relajación T1 y T2,
densidad protónica, propiedades
magnéticas locales y movimientos
moleculares.
Parámetros accesibles para el
operador: TR, TE, slip angle que
potencian los tiempos de esos tejidos
mediante las secuencias de pulsos.
Medio de contrastes: su utilización
intensifica la señal de algunos tejidos
normales y de muchos patológicos.
Tipos de contraste de las imágenes:
Imágenes con contraste T1:
Está en función del campo magnético principal.
Existe globalmente un aumento del tiempo de
relajación T1 cuando se aumenta el campo
magnético principal. En RM las sustancias con
T1 corto se caracterizan por tener alta señal y
la que tienen T1 largo por tener baja señal.
El tiempo de repetición óptimo es el que se
acerca al tiempo de relajación T1 de los tejidos
(TR corto 400 a 600 ms – TE corto de 20 ms).
En un campo de 1 tesla, estos son los tiempos
de relajación T1 de los tejidos:
Grasa: 240 ms.
Músculo: 730 ms.
Sustancia blanca: 680 ms.
Sustancia gris: 809 ms.
LCR : 2500 ms.
Disminuir excesivamente el TR, por debajo del
T1 de los tejidos lleva a una pérdida importante
de la señal.
Tipo de secuencias potenciadas en T1:
Spin Eco (SE T1): utilizan el TE más
corto y un TR aproximadamente igual
a la media de los T1 de los tejidos que
se busca diferenciar.
Spin eco con pulso de Inversión.
Recuperación: utiliza el TE corto, un
TI de 300 a 600 ms y un TR mayor de
3000 ms.
Eco de gradiente (EG T1) utilizan un
TE corto, un TR variable y un flip
angle relativamente alto (más de 45º).
Secuencias T1 con gadolinio: se acorta
el T1 en aquellos tejido que captan el
contraste lo que resulta en un aumento
de la señal en secuencias T1.
Imágenes con contraste T2:
Las sustancias con T2 corto se caracterizan por
tener baja señal y las sustancias con T2 largo
por tener alta señal. En general, el TR debe ser
tres veces superior al T1 del tejido más largo y
el TE que corresponda a la media de los
distintos T2 de los tejidos a la privilegiar la
diferencia de distintos T2.
TR largo de 2000 a 2500 ms.
TE largo de 80 a 160 ms.
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El TR y el TE son largos aunque puede estar en
detrimento de una señal-ruido óptima.
Estos son los tiempos de relajación T2 de estos
tejidos:
Grasa: 84 ms.
Músculo: 47 ms.
Sustancia blanca: 92 ms.
Sustancia gris: 101 ms.
LCR : 1400 ms.
Tipo de secuencias potenciadas en T2:
Spin Eco (SE T2): utilizan un TR largo
para minimizar la participación del T1
y de un TE largo para optimizar la
diferencia existentes entre los distintos
T2 de los tejidos que se buscan
diferenciar.
Spin eco rápido potenciado en T2
(Turbo SE): utiliza un tren de cosas
que permite disminuir el TA y un TR
largo capaz de contener el conjunto de
ecos del tren de ecos y programar la
lectura de la parte central del espacio
K con un TE largo para obtener un TE
efectivo. El TA de estas secuencias es
más breve.
Eco de gradiente T2 (EG T2) utilizan
un TE largo de 25 a 60 ms, un TR
variable y un flip angle relativamente
pequeño (entre 25 y 30º). Las
secuencias son más sensibles a los
artefactos.
Secuencias T2 con contraste (óxido de
hierro: USPIO – SPIO): se utiliza para
modificar la constantes de relajación
T2.
¿Cómo se puede mejorar el contraste?
Adecuando el TR según el campo
magnético.
Aplicando TE largos en secuencias T2.
Aplicando pulsos selectivos que
aumenten la diferencia entre tejidos
(transferencia de magnetización)
La transferencia de magnetización (MTC:
magnetización transfer contrast) consiste en
disminuir la señal de algunos tejidos
transfiriendo su magnetización a los tejidos
vecinos. En el organismo existe agua ligada a
macromolecular. Éstas no contribuyen a la
señal ya que su relajación es excesivamente
rápida. La aplicación de MTC aumenta el
contraste entre agua libre y agua ligada.
RESOLUCION
La resolución permite determinar la dimensión
del menor volumen observable entre dos puntos
adyacentes, es la capacidad de definición.
Se puede establecer la siguiente clasificación:
Resolución superficial: indica la magnitud del
píxel.
Tamaño del píxel = FOV / tamaño de la matriz.
Resolución espacial o en volumen: indica la
magnitud del vóxel.
Magnitud del vóxel = tamaño del píxel X
espesor de corte.
Pixel: Es el elemento más pequeño de una
imagen bidimensional digital, como todas las de
resonancias magnéticas. Cuanto menor sea el
píxel mejor será la resolución espacial y por lo
tanto la capacidad de diferenciación entre
estructuras vecinas. Recordemos, sin embargo,
que la intensidad de señal representada en un
píxel constituye la medida de los protones
contenidos en un vóxel. Por lo tanto, el píxel
debe tener un límite inferior para obtener una
S/R y un contraste suficientes del tejido
sometido a estudio.
El tamaño del píxel a lo largo de una dirección
determinada viene definido por el tamaño del
FOV y la matriz en esa misma dirección.
Depende de la siguiente fórmula:
Píxel en fase = FOV en fase / Matriz en fase
Píxel en frecuencia = FOV en frecuencia /
Matriz en frecuencia.
El tamaño del píxel se puede cambiar
modificando el FOV, la matriz o ambos a la vez.
Pueden ser cuadrados o rectangulares.
Modificación de FOV y matriz de forma
proporcional da como resultado un píxel
cuadrado:
FOV (field of view) o campo de visión: Es el
tamaño de la región sometida a estudio. Si es
cuadrado significa que el tamaño de la
6
dirección de fase es igual al tamaño la
dirección de lectura o de frecuencia. También
puede ser asimétrico, aplicando el FOV
rectangular. Se disminuye el tamaño de la
dirección de fase de modo que se adapta las
estructuras que se necesita visualizar y no
aparezcan estructuras codificadas que no
añaden información; además, si se combina con
la reducción de líneas de matriz en fase, se
acorta el tiempo de adquisición y se recupera la
pérdida de resolución producida.
Se mide en cm o mm. Puede ir desde 60,70 mm
para un estudio de un dedo hasta 500 mm para
visualizar una columna completa. Se debe
adaptar a la forma (simétrica, asimétrica) de la
zona anatómica que queremos visualizar en la
pantalla del ordenador. Está asociado
inseparablemente a otro elemento fundamental
de la resolución que es la matriz.
MATRIZ: La matriz es el número de píxeles
que cubren el campo de visión en cada una de
las dimensiones X e Y (2D) y Z (si es una
adquisición 3D Y corresponde entonces al
plano de selección de corte). Estos píxeles se
agrupan en filas y columnas, las filas suelen
corresponder a los pasos de codificación de
fase, y las columnas a los de codificación de
frecuencia. Las matrices habituales suelen ser
de dos 256 × 256 (simétricas si las dimensiones
de X e Y son idénticas de 256 X 256 o
asimétrica si son diferentes como 192 × 2 56).
Se aplica la asimetría disminuyendo las filas de
codificación de fase para acortar los tiempos de
adquisición. Se habla de matrices de alta
resolución cuando se aplican matrices con
mayor número de filas y columnas, como 512 o
1024 (generalmente se utilizan siempre
asimétricas para ganar tiempo y obtener buena
relación señal-ruido).
GROSOR DE CORTE: Es el espesor de tejido
que se va a estudiar individualmente.
Generalmente, todas las secuencias son
multicorte; se aprovecha así el tiempo total de
la adquisición para obtener el mayor número de
cortes posibles. Éstos deben tener una
separación mínima para evitar la aparición de
artefactos y la magnetización residual que
altera la resolución y la S/R. Si se aumenta el
grosor de corte, la resolución disminuye; se
trata de encontrar el equilibrio entre la
resolución, y contraste, la S/R y el estudio de
toda la zona con un tiempo de adquisición
aceptable; en secuencias 2D se considera
grosor mínimo 2 mm y en adquisiciones 3D
hasta 1 mm., aunque las nuevas secuencias 3D
para estudios angiográficos y volumétricos del
abdomen, con imanes y gradientes adecuados,
estas cifras van disminuyendo continuamente.
Aumentar el grosor de corte aumenta la zona
explorada.
El modo más frecuente de mejorar la resolución
espacial consiste en aplicar distintas
combinaciones con la matriz y el FOV, lo que
afecta al tiempo de adquisición y a la relación
señal-ruido.
ARTEFACTOS: Son intensidades de la señal o
falsas estructuras que aparecen en la imagen y
que no corresponden a la distribución espacial
de los tejidos del corte.
Su presencia hace que la imagen aparezca
distorsionada, sea de mala calidad o contenga
elementos que pueden dificultar su
interpretación o conducir a un diagnóstico
erróneo.
Artefacto de superposición (aliasing,
wrap around, foldover)
Este artefacto se produce cuando el tamaño del
objeto examinado es mayor que él FOV
utilizado. El resultado es la superposición de
aquella porción del objeto que se extiende más
allá del FOV en el lado opuesto de la imagen.
La causa es un muestreo insuficiente de la
señal.
Este artefacto puede ocurrir en la dirección de
codificación de frecuencias, en la dirección de
codificación de fase o, en las técnicas 3D,
también en la dirección de selección de corte.
Soluciones:
Utilización de filtros analógicos: algunos
aparatos de RM disponen de un sistema de
filtros que eliminan la señal de las frecuencias
no deseadas. Esto filtros se llaman “Low Pass
Filtres” (filtros de paso bajo). Eliminan
frecuencias superiores a una dada (frecuencia
de Nyquist).
Utilización de esto filtros puede afectar a la
intensidad de la imagen en los extremos del
7
FOV. La solución es aumentar o disminuir la
frecuencia límite a partir de la cual se produce
el filtrado.
No existe un análogo para la dirección de fase
puesto que no hay filtros que discriminen
diferencias de fase.
Oversampling (foldover supresión,
Extended FOV):
En la dirección de codificación de frecuencias:
Consiste en aumentar la velocidad de muestreo
y por tanto la frecuencia límite de Nyquist en la
dirección de codificación de frecuencia. El
resultado son aumento del FOV en esa
dirección, sin que el tamaño del píxel resulte
alterado. Luego se descartan las señales
procedentes de las estructuras que se extienden
más allá del FOV original.
En la dirección de fase: también se puede
hacer, pero aumentar el número de paso de
codificación de fase nos conduce a un mayor
tiempo de examen. En el caso de que estemos
utilizando varias adquisiciones el tiempo de
examen puede reducirse disminuyendo las
adquisiciones con la consecuencia pérdida del
cociente señal ruido.
Adquisiciones intercaladas: la solución para
eliminar el artefacto de superposición en la
dirección de fase proporcionado por algunos
sistemas de RM consiste en: si estamos
utilizando dos adquisiciones, éstas pueden ser
intercaladas en la dirección de fase con lo que
se consigue doblar el FOV en esta dirección.
Una vez hecho esto, la señal procedente de las
estructuras que se extienden más allá del FOV
original es descartada. El cociente señal-ruido
no se ve alterado.
Antenas de superficie: la utilización de antenas
no permite eliminar entradas las regiones del
objeto estudiado que producen el aliasen. Con
la antena de superficie y ya no se recogerán
ninguna señal de estas regiones.
Pulsos de saturación: esto consiste en eliminar
las señales de los tejidos que pueden causar el
artefacto mediante la aplicación de pulsos de
RF de 90° inmediatamente antes de la secuencia
de pulsos. El pulso adicional satura los espines
situados en estas regiones, que prácticamente
no contribuirán en la señal. La región así
saturada aparece mirar la imagen. La única
limitación es que implica un aumento del tiempo
de examen.
Pulsos de excitación selectivos: en general,
para la obtención de las imágenes en 3D
primero se excita el volumen entero sin aplicar
ningún gradiente selectivo. Luego se lleva a
cabo una codificación de fase en dos ejes y
finalmente se realiza la codificación en
frecuencia en otro eje. Si se utilizan pulsos de
excitación selectivos se reduce el volumen que
participa en la señal y por tanto los artefactos
de aliasing.
Cambiar la dirección de codificación: si, por la
forma del objeto examinado, el artefacto sólo se
producen la dirección de codificación de fase,
se puede cambiar la dirección de codificación y
hacer un Oversampling en la dirección de
frecuencias sin que aumente el tiempo de
examen.
Aumentar el FOV: de manera que todo el
volumen del objeto examinado quede dentro de
los límites del mismo. En este caso el artefacto
se suprime a costa una pérdida la resolución
espacial
Artefacto de truncación (gibss,
ringing, artifact)
Este artefacto se produce al limitar el rango de
frecuencias espaciales que se codifica para la
reconstrucción de la imagen. Aparece como una
serie alternante de bandas híper e hipointensas.
Estaban las se propagan paralelamente a partir
de una región de la imagen donde existe un
cambio brusco de bordes o intensidades
entretejidos adyacentes. A primera vista pueden
recordar un artefacto de movimiento, pero su
origen es muy distinto.
Se puede observar tanto la elección de
codificación de frecuencia, la dirección de
codificación de fase. Normalmente se utiliza
menos paso de codificación de fase para
disminuir el tiempo de examen por lo que suelen
ser más frecuente en esta dirección.
Soluciones:
Aumentar el tamaño de la matriz: así
obtendremos un mayor número de frecuencias
espaciales.
8
Aplicar filtros de datos brutos (Hanning filter):
lo que hacen es filtrar los datos antes de
proceder a la reconstrucción de la imagen. El
resultado, sin embargo, no suele ser práctico,
puesto que se pierde nitidez en toda la imagen.
Alteraciones del campo magnético
Cualquier alteración del campo magnético, ya
sea del principal, de los gradientes o del campo
magnético local, pueden producir:
• Una pérdida de fase entre los espines
situados dentro del mismo vóxel.
• Una variación no controlada de la
frecuencia de resonancia de los espines.
Estos efectos conducen a una disminución
pérdida de la señal de RM y errores en la
codificación espacial
Las alteraciones del campo magnéticos son más
importantes:
• Cuando se utilizan técnicas ECO
gradiente. A diferencia de las técnicas SE, en
que el pulso de 180° de focalizar los espines
corrigiendo en gran medida la pérdida de señal
debido a la inhomogeneidades del campo
magnético, las técnicas por ECO gradiente
estás inhomogeneidades no son compensadas.
• En sistemas de RM de campo alto.
Alteraciones del campo magnético local:
susceptibilidad magnética
La susceptibilidad magnética es una propiedad
característica de cada sustancia que refleja el
grado de magnetización que experimenta al ser
sometida a un campo magnético. Según su
comportamiento, se pueden establecer una
clasificación de las diferentes sustancias entre
grupos:
1. Sustancias ya magnéticas: poseen una
susceptibilidad ligeramente negativa. Efecto
práctico lo que hacen es disminuir ligeramente
la intensidad del campo magnético.
2. Sustancias para magnéticas: poseen
una susceptibilidad positiva. Aumenta la
intensidad del campo magnético.
3. Sustancias ferromagnéticas: poseen
una susceptibilidad muy elevada. Aumenta la
intensidad del campo magnético una proporción
elevada.
Cuando en una misma región existen sustancias
con diferentes susceptibilidades, el campo
magnético local en esta región será
inhomogéneo. Normalmente, la mayor parte de
los tejidos poseen una susceptibilidad
magnética parecida y las inhomogeneidades son
despreciables. Sin embargo, existen algunas
excepciones:
Presencia de aire: la diferente susceptibilidad
entre el aire y los tejidos circundantes es lo
suficientemente importante como para producir
perturbaciones del campo magnético local con
la consiguiente pérdida de señal. Un ejemplo
típico es la perdida de señal en los tejidos
situados en las proximidades de los senos
paranasales.
Presencia de sustancias ferromagnéticas: éstas
pueden encontrarse dentro del paciente (clips
quirúrgicos, grapas, etc.) o fuera del paciente
pero dentro del imán (horquillas, clips de
librería, etc.). La pérdida de señal debido a la
presencia de material ferromagnético es muy
importante y afecta a tejidos situados a una
distancia considerable. Una característica de
los artefactos producidos por estas sustancias
es que la perdida de señal va acompañada de
un borde o un halo de hiperseñal.
Desplazamiento químico (Chemical
shift artifact)
Aparecen en cualquier parte del cuerpo donde
existe una interface agua-grasa. En la imagen
se ve una banda oscura de ausencia de señal a
un lado del tejido que contiene agua (ya que la
señal que corresponde esa localización ha sido
desplazada); y una banda de señal intensa, muy
brillante, al otro lado del tejido (que
corresponda la superposición de las señales de
agua y grasa). Se produce por la diferencian de
las frecuencias de precisión de los protones del
agua y de la grasa.
Aparecen en la dirección de codificación de
frecuencias. Se produce tanto en las técnicas de
ECO de gradiente como las técnicas SE.
Soluciones:
9
Utilizar técnicas de supresión de grasa: para
eliminar la señal de los tejidos grasos (STIR,
FAST-SAT).
Cambiar la dirección de codificación: no
elimina el artefacto pero en caso de diagnóstico
dudoso desplaza la dirección de aparición del
artefacto.
Utilizar técnicas con un ancho de banda mayor
o con un gradiente codificación de frecuencia
más intenso.
Cancelación de la señal entre el agua y la grasa
Este artefacto se caracteriza por la aparición
un borde negro (que corresponde una
cancelación de la señal) en la interfaz
entretejidos con alto contenido graso y tejidos
ricos en agua. Se produce por la diferencia de
fase entre las señales de los protones de agua y
grasa. Aparecen tanto las direcciones de fase
como la de frecuencia. Se produce sólo cuando
se utilizan técnicas con ECO de gradiente.
Soluciones: utilizar tiempos de eco en que los
protones de la grasa y el agua estén en fase.
Artefactos por un movimiento
El movimiento es una de las principales fuentes
de artefactos en RM. Cualquier tipo de
movimiento que se produzca durante el proceso
de adquisición de la señal causará una pérdida
de intensidad y nitidez en la imagen. Si el
movimiento es periódico, aparecerán falsas
imágenes o fantasmas que se repetirán a
intervalos regulares a lo largo del FOV en la
dirección de codificación de fase. Los fantasmas
vienen a ser réplicas más o menos intensa de las
estructuras anatómicas o tejido que se han
movido y que aparecen en zonas que no
corresponden a la localización real de las
estructuras que lo origina. Según su
localización puede enmascarar o simular
lesiones.
Tipos de movimiento que dan origen a los
artefactos: respiratorio, cardíaco, ocular, flujo
(sangre o LCR) y movimiento peristálticos.
Los artefactos por movimientos son más
importantes:
• En los sistemas de alto campo
• Cuando el movimiento se produce en
estructuras o tejidos con una señal de gran
intensidad (grasa), porque producen fantasmas
más brillantes.
• En la dirección de fase, porque se
invierte mucho más tiempo en el proceso de
codificación de fase que no le frecuencias.
• En secuencias con TE y TR largos.
Soluciones:
Inmovilizar al paciente
Pseudo sincronización: consiste en utilizar
valores de TR que sean múltiplos de la
frecuencia cardíaca. No elimina lo artefacto de
flujo, pero si lo reduce.
Bandas de saturación:
Bandas paralelas a la dirección de selección de
cortes: eliminan los artefactos de flujo
perpendicular al corte (en contrapartida, la
utilización de banda es duración implica un
incremento del TR o bien una disminución del
número de cortes).
Bandas perpendiculares a la dirección de
selección de cortes: es decir, colocadas dentro
del plano de la imagen. Por ejemplo, en los
cortes sagitales de columna, eliminan los
artefactos debido movimiento respiratorio, al
flujo de la aorta, cava y corazón y el
movimiento producido tragar saliva. Los cortes
tan basales se pueden utilizar para suprimir la
señal de la grasa subcutánea (que producen
fantasmas muy brillantes).
Aumentar el número de adquisiciones: se
eliminan los artefactos que se producen de
forma aleatoria, pero el tiempo de examen
aumenta considerablemente.
Utilizar técnicas de supresión grasa: el T1 del
tejido graso es más corto que el de la mayor
parte de los tejidos y en la imagen da una señal
muy intensa. Las técnicas de supresión grasa
eliminan en gran parte los artefactos
respiratorio cuyo mayor componente es el
movimiento de la grasa subcutánea. En
contrapartida, estas técnicas suelen producir
una intensificación de la señal de los vasos.
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Utilizar técnicas rápidas con respiración
contenida: la rapidez que se requiere para la
adquisición de una imagen durante unos pocos
segundos sólo se puede conseguir con las
técnicas basadas en el ECO de gradiente
(permiten la utilización de unos TR lo
suficientemente cortos)
Sincronización cardíaca y respiratoria: consiste
en una sincronización entre la adquisición de
los cortes con el movimiento, ya sea cardiaco o
respiratorio. Eliminaron artefacto producido
por el movimiento de entre los sucesivos TR,
pero no tiene efecto sobre los artefactos debido
movimiento que se produce en el transcurso de
un TR. Las desventajas de estas técnicas es que
requieren mayor tiempo de preparación, al dar
en el tiempo de examen y limitan el tiempo
disponible para la adquisición de múltiples
cortes. En la sincronización cardíaca el TR
debe adaptarse a la frecuencia cardíaca del
paciente (por lo general suele ser muy corto y
no permite la adquisición de muchos cortes). En
la sincronización respiratoria, para que sea
realmente efectiva, hay que ajustar la
adquisición de la señal al final de la expiración
(período de menor movimiento). Esto conduce a
unos tiempos de examen extremadamente largos
para que adquirir unos pocos cortes, por lo que
no es una técnica muy utilizada.
Gradient moment nulling o gradient motion
rephasing: es una técnica de compensación de
flujo. Consiste en la aplicación de pulso de
gradientes adicionales para eliminar los
desplazamientos de fase debido al movimiento.
Esto gradientes pueden aplicarse en cualquier
momento de la secuencia de pulsos. Resulta
muy efectivo para eliminar la tardía de señal en
los vasos cuando utilizan técnicas con TE
largos. La desventaja es que aumentan el TE
mínimo de la secuencia.
Reordenación de la codificación de fase
(Ordered phase encoding, OPR, Exorcist)
Algunos sistemas de RM disponen de un
software que permite establecer el orden de
aplicación de los distintos pasos de codificación
de fase.
La codificación de fase consta normalmente de
128 o 226 pasos. Habitualmente, lo que se hace
es aumentar progresivamente la intensidad del
gradiente a medida que se obtienen nuevos
ecos, aplicando primero el gradiente de menor
intensidad y terminando con el gradiente más
acusado para la adquisición del último eco.
Como lo gradiente de mayor intensidad
producen mayores desplazamiento de fase, la
señal obtenida en los últimos pasos de
codificación suele ser menor.
Con la técnica OPE se puede establecer un
nuevo orden de codificación de manera que los
ecos correspondientes a los gradientes más
intensos se obtengan durante el período de
mayor movimiento y los ecos correspondientes
a los gradientes de menor intensidad se
obtengan durante el periodo de ausencia o
menor movimiento.