Parámetros Fundamentales de Adquisición en RM

Tiempo de Adquisición (TA)

El TA es el tiempo transcurrido para la adquisición de una secuencia compuesta por una o más imágenes. Un estudio estándar dura entre 10 y 25 minutos aproximadamente, y los fabricantes buscan acortar la duración de estos estudios. El tiempo de adquisición está implicado en la aparición de artefactos; si es demasiado largo, es bastante fácil que el paciente se mueva.

Hay tres parámetros que determinan el TA de una secuencia completa:

1. El Tiempo de Repetición (TR).
2. El Número de Pasos de Codificación de Fase (Np).
3. El Número de Excitaciones o Adquisiciones (Nex).

La fórmula para calcular el TA es: $\text{TA} = \text{TR} \times \text{Np} \times \text{Nex}$.

En el caso de la adquisición de secuencias que utilicen factores turbo, la fórmula anterior se modifica:

$\text{TA} = (\text{TR} \times \text{Np} \times \text{Nex}) / \text{Factor Turbo}$ (Número de ecos en TR).

Tiempo de Repetición (TR)

El TR está asociado a la ponderación de la secuencia y al número de cortes adquiridos en una misma secuencia. El incremento del número de cortes adquiridos en una misma secuencia provoca el incremento del TR y, por lo tanto, el del TA.

Número de Codificaciones de Fase (Np)

El Np es el número de líneas de la matriz de fase (y, por lo tanto, del espacio k) aplicadas para la adquisición de una imagen. Un mayor número de pasos de codificación de fase incrementa el tiempo de adquisición y también la resolución espacial.

La reducción del Np es una forma muy habitual de reducir el TA. Esto genera píxeles rectangulares que originan una disminución de la resolución espacial, pero mejoran la relación Señal/Ruido (S/R) porque se incrementa la intensidad de la señal (como los píxeles son de mayor tamaño, aumentará el número de protones capaces de generar señal en un determinado píxel).

La técnica de reducción del Np se puede aplicar de manera directa, reduciendo la matriz de fase a un valor inferior al de la matriz de frecuencia, o de manera indirecta, alterando el llenado del espacio k (llenado parcial).

Número de Excitaciones (Nex)

El Nex es el número de veces que se repite la excitación de un determinado tejido para adquirir una imagen. El número mínimo de excitaciones es uno, pero a medida que se aumenta, se incrementa la señal obtenida para generar la imagen.

Cada excitación extra supone la adquisición de todos los datos necesarios para la obtención de las imágenes contenidas en una secuencia, por lo que se aumenta proporcionalmente el TA de la secuencia y la relación S/R. Lo habitual es utilizar entre una y seis excitaciones, pero en el caso de que la intensidad del campo magnético sea baja, se pueden utilizar más excitaciones.

Calidad de Imagen en Resonancia Magnética

Relación Señal/Ruido (S/R)

La Relación S/R es el resultado de la división entre la intensidad de la señal generada por el paciente y el ruido generado por el propio aparato (que será distinto en función de la secuencia que se aplique). Viene dada en tanto por ciento y es un dato que nos proporciona el equipo, relacionado con la calidad de la imagen.

La fórmula para calcular la relación S/R es:

$\text{S/R} = \text{k} \times \text{Tamaño Vóxel} \times \text{Medidas} / \text{Anchura de Banda}$

Donde:

• k es una constante que incluye aspectos relacionados con el equipo (antena, secuencia utilizada, B0, características del paciente, características del tejido).
• Tamaño del vóxel es su volumen.
• Medidas se refiere al número total de datos que se van a utilizar para aplicar la transformada de Fourier.

Intensidad de la Señal

La intensidad de la señal será el resultado de la suma de las señales que emiten todos los protones que resuenan en cada vóxel, y que quedará representada en cada píxel de la pantalla. Cuanto mayor es la intensidad de la señal, mejor será la calidad de la imagen.

La intensidad de la señal estará condicionada por:

• Las características propias del tejido explorado.
• Los parámetros de medición (TR, Tiempo de Eco (TE), Tiempo de Inversión (TI)), que acentuarán las características intrínsecas de cada tejido (potenciación de la imagen). Sobre estos parámetros, el técnico tiene cierto margen de manipulación.
• El hardware del equipo (imán, sistema de Radiofrecuencia (RF) y los gradientes de campo magnético (GR)).

El Ruido

El ruido es el conjunto de señales no deseadas que van a degradar la formación de la imagen. Es una oscilación en la intensidad de la señal que no aporta ninguna información y que mantiene un valor constante durante todo el estudio. Las variaciones en la intensidad de la señal lo hacen más o menos presente. En la imagen se muestra como una señal borrosa y granulada que afecta tanto a la resolución de contraste como a la resolución espacial.

El ruido tiene su origen en:

• El propio paciente: su cuerpo es el que emite las señales y también provoca interferencias.
• La distancia antena-paciente: la señal emitida por los protones es muy débil.
• La antena receptora de la señal: tiene mucho que ver con la adecuación del tamaño de la antena a la región a estudiar.
• Anchura de banda de antena: cuanto más estrecha sea, más limita la recepción de ruido, pero también el número de cortes.

Factores que Influyen en la Relación S/R

La relación S/R está influenciada por:

• El imán: la relación S/R es inversamente proporcional a la intensidad del campo magnético; cuanto mayor sea, menor será la relación S/R. Se debe tener en cuenta la homogeneidad del campo magnético.
• La antena receptora: debe elegirse la más apropiada.
• El paciente: su edad, condiciones físicas y estado de hidratación.
• Anchura de banda: cuanto menor sea, menor campo de visión y menor ruido.
• Volumen del vóxel: determina el número de protones que van a emitir señal, y se relaciona con el grosor del corte, con el campo de visión y con la matriz de adquisición.
• El número de excitaciones (Nex).
• La secuencia elegida: debe ser adecuada a la región anatómica y a las necesidades clínicas.

Estrategias para Mejorar la Relación S/R

Para mejorar la relación S/R, se puede:

• Disminuir el tiempo de eco (TE): no se debilitará tanto la señal.
• Utilizar una anchura de banda pequeña: conlleva un aumento del TA porque se disminuye el factor turbo.
• Aumentar el tamaño del vóxel: hay más protones capaces de dar señal.
• Reducir el factor turbo: al reducir el número de pulsos refasadores, no se debilita tanto la señal y mejora la relación S/R.
• Aumentar el TR: más protones que dan señal.
• Utilizar contrastes.
• Aumentar el número de excitaciones (Nex): aumentar una excitación supondría una mejora de aproximadamente el 40% en la relación S/R, y la mejora aumenta exponencialmente con el número de excitaciones.
• Aumentar la distancia entre cortes: es un 10% del grosor del corte.

Contraste y Resolución de la Imagen

Contraste de la Imagen

El Contraste de la Imagen puede variarse dentro de unos límites para acentuar las diferencias entre los tejidos dentro de una misma secuencia. Los factores que lo modifican son:

• Los parámetros intrínsecos del tejido (T1, T2, Densidad Protónica (DP)).
• Los parámetros del equipo (TR, TE, TI).
• El uso de técnicas que permitan suprimir la señal de alguno de los tejidos.
• La aplicación de medios de contraste.

Para mejorar el contraste, podemos ajustar el TR y el TE o utilizar técnicas que alteren el comportamiento de los tejidos para que emitan o no señal.

Resolución Espacial de la Imagen

La Resolución Espacial es la que nos aporta nitidez al visualizar las estructuras. Cuanto más pequeño sea el píxel, mejor será la resolución espacial de la imagen.

$\text{Tamaño Píxel} = \text{FOV} / \text{Tamaño de la Matriz}$

La resolución espacial depende del tamaño del vóxel, de manera que cuanto mayor sea el grosor del corte, mayor será el volumen del vóxel.

Para mejorar la resolución espacial, se recomienda:

• Disminuir el grosor del corte.
• Disminuir el tamaño del píxel.
• Utilizar píxeles cuadrados y no rectangulares.
• Utilizar secuencias que proporcionen imágenes en 3D, entre otras técnicas.

Espesor del Corte

El Espesor del Corte es el grosor del tejido estudiado en cada imagen y se ajusta en función de la estructura anatómica estudiada.

• Al aumentar el espesor del corte, se incrementa de manera lineal la relación S/R (los vóxeles son más grandes y hay más protones que dan señal); la resolución espacial se reduce.
• Cuanto mayor es el espesor, habrá más artefactos por volumen parcial, puesto que el vóxel englobará un mayor número de tejidos distintos.
• Si el espesor es muy pequeño, aumentarán los artefactos por susceptibilidad magnética.

Campo de Visión (FOV)

El Campo de Visión (FOV) determina el tamaño de la imagen del tejido a estudiar. Su valor máximo viene determinado por la homogeneidad del campo magnético y es de 530 mm, de modo que puede usarse para estudiar regiones amplias. Su valor mínimo está determinado por el tamaño de la antena receptora y es de aproximadamente 40 mm, lo que se ajusta al estudio de regiones pequeñas.

El campo de visión debe ajustarse en la medida de lo posible al tamaño de las estructuras que queramos estudiar. Si el FOV es excesivamente grande y se aplica a una estructura pequeña, será necesario aumentar la matriz si queremos mantener una resolución adecuada, con lo que se incrementaría mucho el TA.

Campo de Visión Rectangular (RFOV, CDVR, % FOV)

Es posible reducir el FOV en la dirección de codificación del gradiente de fase (quitando filas), evitando así la codificación de estructuras que no van a aportar señal a la imagen. Esta técnica permite reducir el TA, se mantiene la misma resolución espacial puesto que el píxel sigue siendo cuadrado, y disminuye la relación Señal/Ruido puesto que se adquiere un menor número de datos para originar la imagen. Aumenta la probabilidad de que aparezcan artefactos por solapamiento. Su uso es muy frecuente y suele estar presente en la mayoría de las imágenes. El campo de visión se reduce en ambos lados por igual de la imagen y da como resultado dos bandas negras.

Matriz y Llenado del Espacio K

Matriz (Mx)

La Matriz (Mx) es el número de píxeles que cubren el FOV en cada una de las dimensiones: x e y (si la imagen es bidimensional) y z (si es tridimensional). Los píxeles se agrupan en filas que se corresponden con las codificaciones de fase y en columnas que se corresponden con las codificaciones de frecuencia. Por lo tanto, la matriz define el número de codificaciones de fase y de frecuencia que constituyen el espacio K.

La matriz es cuadrada cuando el número de codificaciones es el mismo para los dos tipos, y se habla de matrices de alta resolución cuando están compuestas por 512 píxeles o más. Si aumenta la matriz, mejora la resolución espacial, la relación S/R y se incrementa el TA.

Llenado del Espacio K

Porcentaje de Scan

Se obtienen imágenes aplicando llenados parciales del espacio K. Se suprime la adquisición de las líneas más externas del espacio K. Las líneas que no se adquieren se rellenan con un valor 0 para no alterar el número de filas que componen el espacio K. Como se llenan todas las líneas del espacio K, el píxel sigue siendo cuadrado, pero como muchas se llenan con ceros, se originan más artefactos.

• Se reduce el TA de manera proporcional al porcentaje de scan.
• La relación S/R mejora porque las codificaciones más externas aportan ruido.
• La resolución espacial disminuye ligeramente puesto que se dejan de adquirir algunas líneas que aportan detalle a la imagen.

Lo habitual es una reducción del 20-25%; con estos valores, el TA disminuye en la misma proporción y apenas se ve afectado el detalle de la imagen.

Half Scan, Half Fourier

Se basa en la simetría del espacio K, por la cual los datos adquiridos en la mitad del espacio K pueden calcularse a partir de los valores que ocupan una posición simétrica respecto al centro del espacio K. Se adquiere entre el 60% y el 75% del espacio K en la dirección de codificación de fase para que las líneas centrales (responsables del contraste) estén ausentes de posibles artefactos; las codificaciones de fase que no se adquieren se calculan matemáticamente.

• El TA disminuye de forma proporcional a las líneas que no se adquieren.
• El FOV y el tamaño del vóxel no se modifican, por lo que se mantiene la misma resolución espacial.
• El principal inconveniente es que si existen artefactos en las líneas adquiridas, se copian a las líneas calculadas, por lo que se duplica su efecto.
• La relación S/R disminuye puesto que el ruido también se copia.

Esta técnica es muy sensible a las heterogeneidades del campo magnético y a los artefactos por susceptibilidad magnética; se usa combinada con el campo de visión rectangular.

Eco Parcial o Eco Fraccionado

Se basa en la simetría del espacio K, digitalizando solo la mitad de cada eco y el resto calculándolo. No es necesario leer toda la señal, por eso los tiempos de eco son más cortos, lo que implica que los TR también lo sean y disminuya el TA. Al disminuir el tiempo de eco, se disminuye el efecto T2, provocando una pérdida en la potenciación T2. Disminuyen los artefactos por susceptibilidad magnética y por movimiento de flujo. La relación S/R disminuye (disminuye la señal).

Parámetros Adicionales y Compensación

Espacio entre Cortes

El Espacio entre Cortes es la distancia entre dos cortes adyacentes. Es necesario dejar un espacio mínimo entre cortes porque la adquisición de cada corte excita también algo de tejido alrededor del corte y, si los cortes se solaparan, se alteraría la resolución y disminuiría la relación S/R. El valor mínimo aconsejado es un 10% del grosor del corte. En las técnicas de supresión de grasa o de agua, este valor mínimo se suele aumentar hasta el 20%. El valor varía según la secuencia y la zona que vayamos a estudiar.

Dirección de Aplicación del Gradiente de Fase

Nos dice en qué plano van a estar las codificaciones de fase y en qué plano van a estar las de frecuencia. Por eso se debe tener en cuenta en el caso de artefactos que no pueden corregirse, de modo que aparezcan en regiones que no tengan un interés clínico para la patología que estemos estudiando. La activación de estos sistemas para eliminar artefactos va a aumentar el TA. Para evitar esto, se aplica el gradiente de codificación de fase hacia regiones con menor contenido anatómico dentro del área que vayamos a estudiar.

Homogeneización Activa de B0 (Bobinas de Shim)

Algunas técnicas exigen que el campo magnético sea muy homogéneo y eso requiere aplicar sistemas para homogeneizarlo.

Se debe aplicar:

• En secuencias con supresión del agua o de la grasa.
• Cuando la región anatómica que vamos a estudiar está muy alejada del isocentro del imán (extremidades).
• En estudios de Espectroscopia.
• Cuando se aplican secuencias especiales como la EPI o la GRASE.

Existen dos métodos:

1. Automática: se homogeneiza todo el volumen.
2. De volumen: se homogeneiza un volumen previamente seleccionado, que debe estar en el FOV y al menos un 80% del volumen de la región a estudiar.

Bandas de Presaturación

Consiste en el envío de un pulso de RF sobre un área determinada antes de enviar el pulso de excitación. Se utiliza para saturar la señal de ciertas regiones para evitar la generación de artefactos (de flujo, deglución, movimientos peristálticos y cardíacos). En angiografía, nos permiten eliminar señales de vasos que no queremos incluir en el estudio. La técnica aumenta el TR y, por lo tanto, el TA, y es más efectiva cuanto más estrecho sea el corte.

Compensación de Flujo

Se utiliza para corregir el artefacto que producen los fluidos en movimiento (sangre, líquido cefalorraquídeo (LCR), etc.). El movimiento provoca el desfase de los protones y, por lo tanto, la atenuación de la señal, por eso se aplican gradientes adicionales que compensan ese desfase. Es muy útil en el estudio sagital de la columna y también en cortes del hígado. La limitación es que los tiempos de eco sean largos (para que quepan gradientes adicionales).

Supresión del Tejido Graso

Objetivos y Mecanismos

La Supresión del Tejido Graso se utiliza para caracterizar lesiones, de manera que se eliminen artefactos originados por la señal del tejido graso. Además, también se eliminan artefactos debidos a los líquidos en secuencias potenciadas en T2 y se realza el contraste en secuencias potenciadas en T1.

Mecanismos de actuación:

• El desplazamiento químico: se basa en que es diferente la frecuencia de precesión de los protones de la grasa que los del agua. La diferencia se debe al entorno que rodea las moléculas, que hace que los protones de las moléculas de agua precesen a mayor velocidad.
• La diferencia en T1 entre la grasa y el agua: se utiliza en técnicas de inversión-recuperación con un tiempo de inversión corto.

Saturación Espectral de la Grasa (FAT SAT)

Consiste en enviar un pulso de una RF adecuada para excitar solo los protones contenidos en las moléculas de grasa. A continuación, se activa un gradiente para forzar el desfase de estos protones (Gradiente Spoiling). Una vez se ha aplicado el gradiente, ya se aplica la secuencia y los protones de la grasa no dan señal. No deben de pasar más de 100 ms desde la aplicación del Gradiente Spoiling hasta la aplicación de la secuencia, porque si no se recupera el vector magnetización y los protones de la grasa dan señal. Incrementa el TR y, por lo tanto, el TA.

Ventajas de FAT SAT

• Es específica para saturar protones contenidos en moléculas de grasa.
• Es más rápida y eficaz cuanto mayor es el campo magnético principal.
• Se puede aplicar con cualquier secuencia.
• Cuando se aplica en secuencias T1 con contraste, contribuye al realce de las estructuras que captan el contraste.

Inconvenientes de FAT SAT

• Cuando B0 es bajo o muy bajo, resulta difícil de aplicar (no afectaría solo a los protones de las moléculas de grasa).
• Como se aumenta el número de pulsos, también aumenta la temperatura corporal del paciente.
• Son muy sensibles a las heterogeneidades en el campo magnético.

PROSET

PROSET anula la señal procedente del tejido graso utilizando pulsos sucesivos de excitación que se denominan pulsos binomiales. Hay tres modalidades:

1. Pulso 1:1: es un pulso muy corto, que parte de un pulso de excitación de 45º. Pasado un tiempo, se aplica el segundo pulso buscando que el vector magnetización correspondiente a la grasa quede paralelo al eje z y no dé señal. Se disminuye la señal procedente de la grasa, pero no mucho.
2. Pulso 1:2:1: consiste en dar un primer pulso de excitación a 22,5º y, pasado un cierto tiempo, se aplica un pulso de 45º. En estas condiciones, el vector magnetización del agua se encuentra a 77,5º, y el de la grasa a 22,5º. En esta circunstancia, cuando se aplique la secuencia, la señal de la grasa va a quedar prácticamente suprimida.
3. Pulso 1:3:3:1: consigue el mismo efecto que las anteriores aplicando cuatro pulsos.

Ventajas de PROSET

• Conserva una buena relación S/R.
• El TA es menor que en la FAT SAT.
• El efecto térmico sobre el paciente es menor que en la FAT SAT.

STIR

STIR (Short Tau Inversion Recovery) es una secuencia para anular la señal procedente de tejido graso.

SPIR

SPIR (Spectral Presaturation with Inversion Recovery) es una secuencia que sirve para suprimir la grasa, que consiste en enviar un primer pulso de RF con un ángulo de entre 90º y 180º que excitaría únicamente los protones de la grasa. Se aplica un tiempo de inversión y, cuando el vector magnetización de la grasa pasa por 0º, ya se aplica el pulso de excitación. Para obtener una buena supresión de la grasa, hay que utilizar un FOV pequeño porque no se realiza una supresión homogénea en toda la imagen si el campo de visión es grande.

Sistemas de Sincronización de Movimiento

Sistemas de Compensación Respiratoria

Debido a los movimientos del diafragma durante el ciclo respiratorio, los estudios de tórax, abdomen y pelvis requieren un sistema que permita coordinar la adquisición de las imágenes con los ciclos respiratorios del paciente. El sistema que permite monitorizar el ciclo respiratorio se llama Gating Respiratorio, y consiste en una especie de almohadilla que se coloca en el tórax o en el abdomen del paciente y sirve para que el equipo pueda determinar los ciclos respiratorios del paciente. Durante la inspiración, el paciente comprime la almohadilla y el aumento de presión en su interior se transmite al equipo; durante la espiración ocurre lo contrario.

Técnicas de Compensación Respiratoria

• Pear: se utiliza un sensor para obtener una lectura de la respiración del paciente y el equipo hace coincidir la recogida de datos de codificación de fase (al final de la espiración y al principio de la inspiración) con cada fase del ciclo respiratorio. Se puede aplicar en estudios abdominales, de tórax, pelvis y hombros. Esta técnica no alarga el TA, se puede combinar con dispositivos de sincronismo cardíaco, no reduce los artefactos por movimiento peristáltico y es poco efectivo en pacientes con respiración irregular.
• Sincronismo Respiratorio: se sincroniza la adquisición de imágenes con el ciclo respiratorio de tal manera que los datos se adquieren al final de la espiración y al principio de la inspiración. Es un proceso de adquisición lento y limitado a secuencias que no tengan un TR bajo, ya que el TR va a estar condicionado a la duración de cada ciclo respiratorio.
• Respiración Contenida: consiste en la adquisición de datos mientras el paciente se encuentra en apnea. El técnico marca las pautas respiratorias del paciente. Requiere la cooperación del paciente y los TA deben ser cortos. Se suele monitorizar el ciclo respiratorio del paciente para asegurarnos de cuándo está en apnea.
• Navegador: sirve para sincronizar los ciclos respiratorios sin utilizar medios externos para monitorizarlos. Se coloca un testigo sobre el diafragma de manera que la tercera parte esté sobre el pulmón y el resto sobre el hígado. Durante el proceso de adquisición de la imagen, el sistema reconoce el movimiento del diafragma y establece unos márgenes de tolerancia que determinan qué ecos se utilizan para formar la imagen y cuáles no. Cuanto más estrecho es el margen de tolerancia, mejor será el sincronismo respiratorio y, por lo tanto, la imagen, pero también es mayor el TA.

Sistemas de Sincronización Cardíaca

El ciclo cardíaco y los movimientos de flujo asociados al ciclo cardíaco (sangre y LCR) se monitorizan para coordinarlos con la adquisición de las imágenes. Se utiliza el Gating Cardíaco, que permite sincronizar las secuencias de pulsos con la frecuencia cardíaca, de manera que se adquieren datos en momentos concretos del ciclo cardíaco. Se obtienen imágenes cardíacas y angiográficas sin artefactos.

Tipos de Dispositivos

1. Pulso Periférico o Pulsímetro: se coloca sobre un dedo del paciente y realiza un registro del latido cardíaco para coordinarlo con la adquisición de imágenes. La onda de pulso que detecta el sistema lleva algo de retardo con respecto al latido que la generó, por eso no se suele utilizar en estudios cardíacos. Se utiliza en estudios de la columna vertebral o el cerebro para evitar artefactos por flujo.
2. Electrocardiograma (ECG) o Vectorcardiograma: colocación de electrodos cardíacos compatibles con la RM para obtener un registro completo del ciclo cardíaco y sincronizar el latido con la adquisición de imágenes. Es el método más utilizado en estudios cardíacos y torácicos.

Modos de Adquisición de Imágenes (con ECG)

• Corte a Corte: La adquisición comienza en el pico R. A continuación, se aplica un tiempo de retardo más o menos largo para sincronizar la imagen en sístole o diástole. Las imágenes en diástole sirven para estudiar la morfología del corazón y las arterias coronarias.
• Multicorte: esta técnica adquiere varios cortes aplicándoles un tiempo de retardo diferente, pero en la misma fase del ciclo cardíaco. Esta técnica se utiliza sobre todo para valorar la función cardíaca.