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 standar 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.

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, 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.

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 Inversion. Recuperacion: 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 (mas 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.

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: magnetization 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:

Ej: tamaño del píxel = FOV rectangular (350 x 400) / matriz asimétrica (224 x 256)

Píxel cuadrado= 1,5 x 1,5

Si modificamos únicamente la matriz:

Ej: tamaño del píxel = FOV cuadrado (300 x 300) / matriz asimétrica (192 x 256)

Píxel rectangular = 1,5 x 1,77

Y si modificamos solo el FOV

Ej: tamaño del píxel = FOV rectangular (300 x 400) / matriz simétrica (256 x 256)

Píxel rectangular = 1,17 x 1,56.

Si se quiere conocer la resolución del volumen estudiado, es decir, el tamaño del vóxel, se debe multiplicar las dimensiones del píxel en fase por el píxel en frecuencia por el espesor de corte obteniendo el resultado en mm cúbicos (mm³).

Si el vóxel mide lo mismo en las 3 dimensiones se dice que es isotrópico.

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 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 multicortes; 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 aun 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 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 son descartadas. 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 oversaping 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.

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 ferromanéticas: 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 interfase 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:

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.

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.