Fundamentos de RM

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RESONANCIA MAGNÉTICA

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FUNDAMENTOS DE LA RESONANCIA MAGNÉTICA

PARTE II

RECAPITULACIÓN

La imagen en resonancia magnética (RM) se adquiere mediante una secuencia de pulsos, esto es, una secuencia compleja de hechos que ocurren durante la adquisición de datos al conmutar los pulsos de radiofrecuencia y los gradientes del campo magnético. Esta secuencia se repite múltiples veces para adquirir los puntos de la imagen 2D o volumen 3D. Una secuencia se ve influenciada por varios parámetros que alteran la relación señal-ruido (S/R), el contraste y el tiempo total de examen. Estos parámetros se pueden agrupar en parámetros de la imagen y parámetros de la secuencia. Ambas categorías van a influir en el tiempo total de examen, por lo que desglosaremos cada una de ellas, para, por último, hablar del tiempo de adquisición (TA) (tabla 1).

El objetivo es conseguir una adecuada resolución espacial, suficiente contraste entre los diferentes tejidos y un equilibrio en la relación S/R, y todo ello en un TA aceptable.

PARÁMETROS DE LA IMAGEN

CAMPO DE VISIÓN

El campo de visión (FOV, Field Of View) representa el área que se está examinando y queremos que se visualice en la imagen.

Matriz

La matriz es el cuadro o celda de elementos individuales, píxeles (del inglés, picture element) que componen una imagen digital. Los píxeles, al tener un grosor de corte asignado en las imágenes de uso médico, pasan a ser elementos de volumen, o vóxeles (del inglés, volumen element). Estos píxeles o vóxeles se distribuyen en filas y columnas cubriendo todo el campo de visión. Las filas dispuestas en el eje x corresponden al número de pasos de codificación de fase (Np).

Figura 1. Representación de una matiz

Relación señal-ruido

La relación S/R constituye un parámetro fundamental para la calidad de las imágenes. Representa el cociente de dos elementos: la señal y el ruido.

Relación S/R = señal ruído

Para considerar una imagen de calidad, este cociente debe ser lo más cercano al valor 1. Así pues, los valores de señal y de ruido tienen que ser para ello lo más parecidos posibles. Se buscará una proporcionalidad entre uno y otro. La señal es la suma de todas las señales emitidas por los protones que procesan en un tejido. La señal es recogida por la antena receptora, aporta información sobre las estructuras tisulares y su intensidad puede variar: a mayor intensidad de señal, mayor contraste de la imagen. El ruido es una oscilación estática de la intensidad de la señal que aparece en forma de granulado. El ruido no ayuda a la formación de la imagen, sino que la empeora, por lo que se debe evitar, ya que disminuye la resolución espacial.

Existen varios factores que afectan a la relación S/R. Se pueden dividir en dos grandes grupos, según se puedan modificar o no por el técnico:

1. Factores no modificables:

a. El imán y los gradientes. La intensidad de la señal será mayor cuanto más potente y homogéneo sea el campo magnético.

b. El paciente. El movimiento molecular es diferente en cada persona, ya que depende de factores físicos tales como la edad, la grasa corporal o el estado de hidratación, entre otros.

2. Factores modificables por el técnico:

a. Antenas: Su tamaño debe adecuarse a la anatomía del paciente y la distancia antena-paciente debe ser proporcional. b. Parámetros de la secuencia: Para mejorar la relación S/R (tabla 2) se puede aumentar el tiempo de repetición (TR) y el número de adquisiciones, o disminuir el tiempo de eco (TE).

Está demostrado que si se incrementa el espacio entre cortes, o factor de distancia (Dist-factor, usualmente referido en % del grosor de corte) o se hacen los cortes más gruesos, el ruido se atenuará. También se ha visto que cuanto más se acerque el ángulo de inclinación a 90°, mejor será la relación S/R.

Tabla 2. Formas de mejorar la relación S/R

El tren de ecos es un factor de aceleración, o turbo, que utilizan las secuencias eco de espín turbo (TSE) y que, si se reduce, mejora la relación S/R. Hay que saber también que la administración de contrastes paramagnéticos aumenta la relación S/R, ya que acortan el T1 de los tejidos donde se fijan (fig. 2).

Figura 2. Muestra de dos imágenes con distinta relación S/R. La imagen A tiene mejor relación S/R que la imagen B

Resolución espacial de la imagen La resolución o definición de la imagen es la capacidad para diferenciar dos estructuras próximas de manera nítida. Contribuye también a la calidad de la imagen, ya que esta se visualizará de forma más clara y precisa cuanto mayor sea su resolución. Resolución superficial Es la que indica la magnitud del píxel, el elemento más pequeño en que se divide una imagen bidimensional (ejes x, y). El tamaño de los píxeles viene determinado por el FOV y el tamaño de la matriz, según la relación:

Mágnitud del pixel= FOV/Tamaño de la matiz

Resolución espacial o volumétrica Es la que indica la magnitud del vóxel, el elemento

más pequeño tridimensional (ejes x, y, z). El tamaño de su área se calcula de la siguiente manera (fig. 3):

Tamaño del vóxel = mágnitud del píxel x grosor de corte

Figura 3. Representación del pixel y el vóxel

Un vóxel cuanto más pequeño sea, mejorará la resolución. Para disminuir el tamaño del vóxel se puede: aumentar el tamaño de la matriz (aumentando el número de filas y columnas), hacer el FOV más pequeño o utilizar un grosor de corte más pequeño (fig. 4). Cualquiera de estos cambios incrementará la resolución de la imagen (fig. 5), a expensas de disminuir la señal, ya que la señal de cada vóxel viene determinada por su tamaño. Un vóxel cuanto más grande sea, contiene más protones, y de forma proporcional su señal será mayor (tabla 3).

Figura 4,. Representación de las diferencias entre un vóxel cuadrado y un vóxel rectangular

Figura 5. Muestra de dos imágenes con distinta resolución espacial. A) Grosor de corte = 3 mm y matiz = 320 x 320. B) Grosor de corte = 8 mm y matiz = 256 x 256.

La imagen A tiene mayor resolución espacial que la B.

Tabla 3. Efecto de los parámetros sobre la resolución y la relación S/R

Número de excitaciones o adquisiciones (NEX, NSA, NAD) El número de excitación hace referencia a las veces que un tejido concreto es excitado dentro de una secuencia, es decir, el número de señales que se recogen para generar una imagen en RM. Una sola adquisición o excitación proporciona un paquete de datos suficiente para obtener una imagen. Si esa misma excitación se repite varias veces, la recopilación de datos será mayor y la imagen adquirida ofrecerá mucha más información. Al igual que ocurre con el Np, el NEX también afecta a la resolución espacial. A más NEX, mayor será la señal recogida. Sin embargo, también aumentará el ruido y el TA proporcionalmente (fig. 6).

Figura 6 Muestra de dos imágenes con distintos NEX. Promedios = 4 (A); promedios = 1 (B). La imagen A tiene mayor señal que la imagen B y también un TA cuatro veces mayor.

Ancho de banda del receptor El ancho de banda del receptor representa el rango de frecuencias, medidas en Hz, que cruza un vóxel, o la cantidad de píxeles en la dirección de codificación de frecuencia, y se define:

Ancho de banda = Frecuencia de la matríz / Tiempo de muestreo

Cuando el ancho de banda es grande existe más ruido en la imagen. De manera inversa, este disminuye con anchos de banda pequeños.

Contraste de la imagen

El contraste es la capacidad para diferenciar dos tipos de tejidos próximos gracias a las distintas intensidades de señal que emiten. Esas distintas densidades se representan gráficamente en toda la gama de grises, desde el negro (ausencia de señal) hasta el blanco brillante (señal alta) (fig. 7). Por ello, el contraste también depende del entorno. Además, para poder detectar las estructuras más pequeñas, debe haber diferentes señales.

Figura 7 Representación de los niveles de grises: cuanto más alejados en la escala de grises, mayor contraste.

El contraste también es un parámetro importante en la calidad de la imagen y constituye una base fundamental para el diagnóstico de las patologías.

El contraste de la imagen está controlado por los mismos factores que la relación S/R y varía en función de varios parámetros, expuestos a continuación:

Contraste del tejido. Las estructuras tisulares del hueso, el agua y la grasa poseen diferentes señales.
Intensidad de la señal. A mayor intensidad de la señal, mayor contraste de la imagen.
Secuencia. Dependiendo de la potenciación de la secuencia que se utilice, se obtendrá una señal diferente para un mismo tejido. También modificará el contraste el uso de alguna técnica de supresión o excitación de las moléculas (Fast Spin, FS; Fluid Attenuated Inversion Recovery, FLAIR; Short inversion Time Inversion Recovery, STIR, etc.) (fig. 8).
Ruido. Las imágenes con bajo ruido tienen un mayor contraste que las que tienen mucho.

Uso de contrastes externos. Estos aumentan la señal recogida de ciertos tejidos y en algunas patologías.

Figura 8 Mejora del contraste tras la administración de una sustancia. A) Sin contraste intravenoso. B) Tras la administración de gadolinio. La imagen B adquiere mayor contraste que la imagen A.

PARÁMETROS DE LA SECUENCIA

Tiempo de repetición

El TR es uno de los parámetros que caracteriza el contraste entre los diferentes tejidos. Se define como el período de tiempo que transcurre entre dos

pulsos de excitación consecutivos de radiofrecuencia dentro de una secuencia, medido en milisegundos (ms) (fig. 9).

Figura 9 Representación gráfica del TR.

La magnetización longitudinal necesita un tiempo de relajación o T1. Según el TR que la secuencia tenga, los tejidos recuperarán la magnetización longitudinal total o parcialmente, y se producirá un tipo u otro de señal. Con un TR muy largo, la magnetización longitudinal se recuperará por completo y, por tanto, no existirá contraste entre los tejidos. En cambio, utilizando un TR más corto se consigue mayor diferencia en los tiempos de relajación longitudinal, y se obtiene un mayor contraste entre los tejidos. En este caso, se dice que la imagen resultante es una imagen potenciada, o ponderada en T1.

Se considera que un TR de menos de 500 ms es un TR corto, mientras que un TR de más de 1.500 ms es largo.

Otros parámetros destacables que influyen sobre los tiempos de relajación de los tejidos son el TE, el ángulo de inclinación o basculación (Flip Angle, FA) y el tiempo de inversión (TI).

Tiempo de eco

El TE es el período de tiempo que transcurre desde que se emite el pulso de radiofrecuencia hasta el pico de la señal inducida en la bobina, es decir, desde la aplicación del pulso hasta la recogida de la señal o eco (fig. 10).

Figura 10 Representación gráfica del TE en secuencias SE

Al igual que el TR, este parámetro se mide en milisegundos (ms) y marca la caída de la magnetización transversal. Controla, por tanto, la cantidad de relajación T2 que se ha producido cuando se lee la señal. El TE determina el contraste de la imagen, ya que si es muy largo significa que el sistema tardará más en captar la señal y la secuencia se potenciará, o ponderará, en T2. Cuanto más corto sea el tiempo tiempo TE, más fuerte será la señal que se obtendrá de un tejido.

En las secuencias eco de espín (SE) existe un primer pulso de activación de 90°, justo en la mitad del TE se produce un segundo pulso de 180° y transcurrida la otra mitad del TE (TE/2) ocurre la lectura del eco (v. figs. 10 y 11).

Figura 11 RM colangiografía. Imágenes con mismo TR y distinto TE. La imagen A tiene un TE mayor que la imagen B, por lo tanto, la imagen A tiene mayor potenciación en T2.

Tiempo de adquisición

El TA, o tiempo de exploración, es el que se requiere para completar la adquisición de los datos, es decir, el tiempo que dura una secuencia.

El TA de la imagen en secuencias de pulsos normales viene dado por la siguiente fórmula:

TA = TR x Np x NEX

donde TR es el tiempo de repetición, Np es el número de pasos de codificación de fase y NEX es el número de excitaciones.

Si la secuencia posee un factor turbo, se divide el producto anterior por el factor turbo aplicado:

TA = TR x Np x NEX / FT

donde FT es el factor turbo.

Si la secuencia es tridimensional (3D), se multiplica TR, Np, NEX y el número de codificaciones de fase en el eje z:

TA = TR x Np x Nz x NEX

El TA debe ser siempre lo más corto posible para disminuir las posibilidades de movimiento no deseado del paciente durante la exploración, y evitar los artefactos asociados.

Ángulo de inclinación o flip angle

El FA implica la basculación del vector de la magnetización longitudinal, en un ángulo distinto a 90°. Si se produce una inclinación de 90°, se anularía el vector longitudinal; en cambio, con un ángulo inferior a 90° (entre 10° y 80°), la magnetización longitudinal no desaparece totalmente (fig. 12).

Figura 12. Representación gráfica del FA

El FA es un parámetro que se utiliza en las secuencias eco de gradiente y determina la potenciación en T1 o T2

En la tabla 4.4 se muestran los ángulos de inclinación utilizados para secuencias potencias en T1 y T2.

Tabla 4. FA utilizados para secuencias potenciadas en T1 y T2

Se conoce como ángulo de Ernst al valor más óptimo de FA que posee una secuencia específica y consigue la máxima señal en un tejido para un TR y un TE determinados.

Tiempo de inversión

El TI es el intervalo entre un pulso de inversión de 180° y un pulso de activación de 90°. Ese primer pulso de 180° hace que la magnetización longitudinal se disponga en la dirección opuesta, y antes de que se recupere el vector magnetización, se aplica un segundo pulso de 90° que produce una magnetización transversal (fig. 13).

Figura 13 Representación gráfica del TI

Este parámetro se utiliza en las secuencias inversión-recuperación para suprimir la señal de la grasa en los tejidos en las secuencias STIR y la señal de los líquidos en las secuencias FLAIR.

Los valores de TI (fig. 14) en secuencias FLAIR son largos, del orden de 1.700-2.200 ms. Por el contrario, los valores de TI en secuencias STIR son cortos, de 100-175 ms.

Figura 14 Tres imágenes en una secuencia FLAIR, todas ellas con los mismos parámetros, y solo se ha variado el TI: A) TI = 2.500; B) TI = 1.500; C) TI = 2.000.

ACTIVIDAD DE APRENDIZAJE

De respuesta al siguiente cuestionario y remita sus respuestas por correo a: actividades@consejomexicanodeneurociencias.org

1. Seleccione la opción falsa respecto a la relación señal/ruido:

a. A mayor intensidad de señal, mayor contraste de la imagen.

b. El ruido disminuye la resolución espacial.

c. Existen varios factores que afectan a esta relación, pudiendo ser modificables o no por el técnico.

d. Para considerar una imagen de calidad, este cociente debe ser lo más cercano al valor 0.

e. Para mejorar la relación S/R se puede aumentar el tiempo de repetición o disminuir el tiempo de eco.

2. Acerca de la resolución espacial, es cierto que:

a. No contribuye a la calidad de la imagen.

b. La resolución superficial indica la magnitud del vóxel.

c. Cuanto mayor es un vóxel mejor es la resolución espacial.

d. La resolución espacial es la que indica la magnitud del píxel.

e. Se puede modificar el tamaño del vóxel variando el tamaño de la matriz o modificando el FOV.

3. Señale la opción falsa:

a. El número de excitación hace referencia al número de señales que se recogen para generar una imagen en RM.

b. El ancho de banda del receptor representa el rango de frecuencias que cruza un vóxel.

c. El contraste es la capacidad de diferenciar dos tipos de tejidos próximos gracias a las distintas intensidades de señal que emiten.

d. Las imágenes con bajo ruido presentan mayor contraste.

e. A menor intensidad de señal, el contraste de la imagen es mayor.

4. Es cierto que el tiempo de repetición:

a. Es el tiempo que transcurre desde la aplicación del pulso hasta la recogida de la señal.

b. Es el tiempo que transcurre entre dos pulsos de excitación consecutivos de radiofrecuencia dentro de una secuencia.

c. Se considera corto por debajo de 1500ms.

d. Se considera largo por encima de 700ms. e. Si es corto, se recupera por completo la magnetización longitudinal.

5. Es falso que el tiempo de eco:

a. Es el periodo de tiempo que transcurre desde que se emite el pulso de radiofrecuencia hasta el pico de la señal inducida en la bobina.

b. Marca la caída de la magnetización transversal.

c. Controla la cantidad de relajación T1 que se ha producido cuando se lee la señal.

d. Determina el contraste de la imagen.

e. Cuanto más corto es, más fuerte será la señal que se obtiene del tejido.

6. Es cierto que el tiempo de adquisición:

a. Es el tiempo que se requiere para completar la adquisición de los datos.

b. No se ve influenciado por el tiempo de repetición.

c. Es recomendable que sea largo para disminuir posibles artefactos de movimiento.

d. Es uno de los parámetros que caracteriza el contraste entre los tejidos.

e. Es independiente del TE y del TR.

FORMACIÓN DE LA IMAGEN

FORMACIÓN DE IMAGEN

Introducción

A la hora de la formación de una imagen se siguen los siguientes pasos:

1. Los ecos recibidos del paciente se insertan y ordenan en una matriz de datos crudos, sin procesar, llamada espacio K o espacio de Fourier.

2. La información del espacio K está expresada en coordenadas de frecuencias, y mediante la utilización de cálculos matemáticos complejos (transformada de Fourier), estas frecuencias se convierten en datos binarios.

3. Finalmente, el ordenador será capaz de transformar dichos datos y dar lugar a una imagen.

La información del espacio K está expresada en coordenadas de frecuencias.

Los pulsos de radiofrecuencia que se aplican para la excitación de los protones del paciente no son selectivos. A efectos prácticos, se dice que el pulso de radiofrecuencia afecta a toda la muestra inclinando el vector de magnetización de todos los tejidos expuestos.

Para la formación de la imagen de RM, primero se aplican pulsos de radiofrecuencia selectivos, tanto para definir el grosor de la adquisición como para su localización en los tres planos del espacio, definiendo así un «corte» del paciente (en inglés, slice). En los pasos siguientes, se independiza la señal que proviene de cada vóxel del paciente, y a ese píxel, como al resto de los que conformarán la imagen, se le asigna un tono de gris, que dará lugar a la imagen final en la pantalla de procesado.

Codificación.

Funciones de los gradientes de campo

Para obtener información anatómica es esencial localizar de qué área anatómica provienen las señales. Es lo que se conoce como codificación espacial.

Todos los protones procesan con la misma frecuencia en un campo magnético homogéneo. Una vez cesa el pulso de radiofrecuencia, entonces es cuando los protones emiten la energía recibida en forma de eco o señal. Una señal emitida de esta manera por parte de los protones, con igual frecuencia y desde todos los puntos del imán, no permite localizar su procedencia.

Por esta razón, existen los gradientes de campo, que realizan funciones fundamentales para la formación de imagen, tales como la codificación espacial, la codificación de frecuencia y la codificación de la fase de los espines en los tejidos selectivamente excitados. Además, los gradientes de campo son capaces de cambiar la fuerza del campo magnético de manera lineal, excepto en el isocentro del imán, donde no hay variación de la intensidad.

Codificación espacial: selección de corte y grosor de corte

Con la producción de campos magnéticos locales dentro del campo magnético principal se rompe la homogeneidad y se causan distorsiones de la fuerza electromagnética, lo que provoca cambios en la frecuencia de precesión de los protones. Esto significa que, en un extremo del imán, unos protones tienen una frecuencia determinada, mientras que, en el otro extremo, los protones tienen otra frecuencia de precesión diferente, lo que hace posible localizar la señal según la situación del tejido en relación con el campo magnético.

Los campos magnéticos locales se deben a la actividad de los gradientes de campo magnético (GR). Cada GR está en un plano del espacio y se denomina según el eje en el que se sitúa (GRx, GRy, GRz) (fig. 1). Como es pequeño, el cambio de intensidad que producen, se mide en gauss en lugar de teslas (fig. 2).

Figura 1. Dirección del campo magnético principal B0 y gradientes x, y y z en una RM cerrada y una abierta. (Imagen cortesía de Siemens.)

Figura 2. Cambios en B0 sufridos tras aplicar gradiente en el eje x (transversal). (Imagen cortesía de Siemens.)

Los gradientes producen variaciones del campo magnético a lo largo de una determinada distancia de manera lineal.

Para elegir un corte anatómico concreto, es necesario activar el GR de selección de corte. Este produce una variación lineal de la fuerza del campo magnético. Los espines empiezan a procesar con frecuencias diferentes según la localización en el imán.

Los situados en un punto concreto tienen una frecuencia de precesión determinada, marcada por la distancia al GR activado. Para excitarlos, la transmisión de un pulso de radiofrecuencia debe tener el mismo ancho de banda de frecuencia que la de los espines de la zona escogida. De este modo, solo resuenan esos espines. Se habrá producido, así, la selección de un corte con un grosor determinado (fig. 3).

Figura 3. Selección de corte. (Imagen cortesía de Siemens.)

Para la adquisición de un corte axial se activará el par de bobinas de gradiente ubicadas a lo largo del eje z, con lo que se creará una distorsión de B0 uniforme en sentido craneocaudal (de arriba hacia abajo). De esta manera se podrá excitar cualquier plano, simplemente ajustando el rango de frecuencias del pulso de radiofrecuencia. Los planos vecinos, al estar sometidos a pequeñas variaciones en la frecuencia de precesión debido a su ubicación, no entrarán en resonancia y, por tanto, no producirán señal.

El plano de corte seleccionado determina cuál de los tres GR realiza la selección de corte durante el pulso de radiofrecuencia. Así pues, para obtener una imagen sagital, el GR de selección de corte debe generar una distorsión lineal de B0 en sentido de derecho hacia el lado izquierdo (eje x) activándose el GRx. Para la obtención de una imagen coronal, el GR de selección de corte debe generar una distorsión lineal de B0 en sentido anteroposterior (de delante hacia atrás) (eje y), activándose el GRy. El GRz altera la frecuencia de precesión en el eje z y selecciona los cortes axiales. Para la adquisición de planos oblicuos, se pueden activar dos e incluso los tres pares de GR.

El GR de selección de corte se activa durante los pulsos de 90° y 180° en secuencias eco de espín y durante la fase de excitación en secuencias eco de gradiente.

Los pulsos de radiofrecuencia no contienen una frecuencia única, sino que dentro del pulso se incluye un abanico de frecuencias previamente calculadas con ayuda de la ecuación de Larmor, lo que permite delimitar el grosor del tejido excitado en cada corte.

El rango de frecuencias incluidas en un pulso de radiofrecuencia se denomina ancho de banda de emisión.

El ancho de banda en cada pulso de radiofrecuencia se selecciona de forma automática en el equipo dependiendo del grosor de corte establecido para la adquisición de la imagen. El ancho de banda siempre es mayor al deseable, lo cual obliga a establecer una separación mínima entre dos cortes contiguos conocida como intervalo (espacio/gap) o distancia entre cortes. El intervalo mínimo entre dos cortes contiguos se establece entre un 10 y un 20% del grosor del corte.

El grosor de corte también depende de la intensidad del GR de selección de corte y permite realizar cortes finos, con selección de un menor grupo de protones, a mayor intensidad o fuerza del GR (fig. 4).

Figura 4. Grosor de corte y posición. (Imagen cortesía de Siemens.)

Los sistemas de GR difieren de unos equipos a otros y marcan importantes funcionalidades. Por ejemplo, una mayor intensidad de campo del GR implica una curva rápida de subida del GR y es mayor su capacidad para dar mayor resolución a las imágenes, ya que permite cortes muy finos. Por otro lado, para cortes gruesos, el GR utiliza una curva de subida lenta.

Codificación de frecuencia

La codificación de frecuencia es la localización de la señal en el eje largo de la zona anatómica excitada. El GR de codificación de frecuencia o de lectura produce un cambio de frecuencia de los protones situados en el eje del GR que finalmente contribuye a localizar la señal de acuerdo con su frecuencia. Cuando aparece la señal, se enciende el GR y se procede a la lectura tanto en el desfase como en el refase de la señal (fig. 5).

Figura 5. Gradiente de codificación de frecuencia (GF), que realiza la lectura durante la señal. (Imagen cortesía de Siemens.)

El técnico selecciona el GR de codificación de frecuencia en la dirección del eje largo anatómico. En la camilla, el paciente se encuentra en decúbito supino en el eje z, cuando se realizan los cortes en los planos coronales o sagitales, y el eje largo de la anatomía es el eje z. Es el GRz el que realiza la codificación de frecuencia. En las imágenes axiales, el eje.

largo anatómico es el eje horizontal del magneto, eje x, y es el GRx el que realiza el trabajo de codificación de frecuencia.

La lectura o toma de muestras de la frecuencia (codificación) está condicionada por la matriz seleccionada. Es decir, si la matriz de frecuencia es 352, entonces se debe recoger información de 352 puntos.

Al desconectar el GR, los protones vuelven a tener todos las mismas frecuencias de precesión.

Codificación de fase

La codificación de fase es la localización de la señal sobre el eje corto de la imagen. Cuando se activa el GR de codificación de fase, produce un cambio en las fases de los protones en precesión sobre el eje del GR, que se va a mantener aunque se desconecte el GR. La codificación de fase ocurre después del pulso de excitación (fig. 6).

Figura 6. Gradiente de codificación de fase (GP). (Imagen cortesía de Siemens.)

La activación del GR de codificación de fase provoca cambios de fase de los protones en función de la situación en el imán. Por otro lado, cuando se desactiva, los protones ya no vuelven a su fase anterior.

En resumen:

• Para la formación de la imagen se envía un pulso de radiofrecuencia selectivo a una región definida del cuerpo, que es un corte anatómico seleccionado por su situación y grosor por el GR de selección de corte.

• A continuación, la codificación de fase y la frecuencia localizan la señal en múltiples puntos.

Los gradientes de codificación de fase y de codificación de frecuencia también se definen como gradientes de campo y su función básica es localizar una parte de anatomía y situarla espacialmente en una imagen bidimensional.

Se deben realizar tantos números de pases de codificación de fase como filas o columnas tiene la matriz elegida para el estudio. Se destaca la relación del tiempo de adquisición (TA) con el tiempo de repetición (TR), y el número de pasos de codificación de fase, el número de excitaciones (NEX) y el número de cortes.

TA = TR x N.o de pasos de codificación de fase (FMATRIZ) x NEX x N.o de cortes

La potencia y amplitud de los gradientes de campo magnético determinan el mínimo grosor de corte, el mínimo campo de visión y los tiempos de eco y de repetición mínimos.

Dirección del gradiente en el campo magnético

Los gradientes cambian la intensidad del campo magnético en los tres ejes del espacio, pero también en cualquier dirección. Cambian la polaridad de la corriente.

En el «eje x» puede ir la dirección del cambio de derecha a izquierda, y al revés. Los protones tendrán más frecuencia y más desfase allí donde el gradiente sea mayor. Algo similar ocurre para los «ejes y» y «eje z».

El isocentro del imán es el punto en el que no hay cambios significativos en la fase ni en la frecuencia a pesar del GR.

Campo de visión

El campo de visión es el área en la que se realiza el muestreo de datos de la codificación de frecuencia y de fase. Tiene que ser un espacio homogéneo en la intensidad del campo magnético, pues de otro modo las mediciones serán incorrectas.

En las especificaciones de venta de los equipos de RM se expone el valor máximo del campo de visión. Esta zona viene determinada por la homogeneidad de B0, siendo su valor máximo de aproximadamente 50 mm (diámetro de la esfera). No siempre es igual en los tres ejes del espacio.

La homogeneidad viene determinada en ppm. Este valor máximo debe permitir áreas de estudio grandes, tales como por ejemplo la cavidad abdominal. El valor mínimo del campo de visión es aproximadamente de 40 mm y se utiliza para el estudio de regiones muy pequeñas, tales como los dedos.

Si en un equipo no existe buena homogeneidad en el campo de visión estudiado, se producirá distorsión geométrica en la imagen obtenida y se pueden obtener imágenes que simulen patología, es decir, falsos positivos.

En la medida de lo posible, el campo de visión debe ajustarse al tamaño de las estructuras anatómicas a estudiar.

El campo de visión puede ser cuadrado cuando los lados tienen la misma longitud o bien cuadrangular si es asimétrico.

La utilización de un campo de visión cuadrangular permite reducir el campo de visión en la dirección de codificación del GR de fase. De esta manera, se evita la codificación de estructuras que no aportan señal a la imagen de interés (p. ej., en el estudio de columna vertebral). La reducción del campo de visión se conoce como campo de visión rectangular y su aplicación permite reducir el tiempo de adquisición. Esta elección permite mantener la misma resolución espacial, pero disminuye la relación S/R debido a que adquiere un menor número de datos para conformar la imagen. Aunque utilizar el campo de visión rectangular es muy frecuente, en ocasiones se asocia con el artefacto aliasing o foldover.

MATRIZ

Se denomina matriz a la representación numérica de los datos. Se compone de un número de unidades que cubren el campo de visión en cada una de las dimensiones del espacio. Así pues, en adquisiciones bidimensionales, la matriz representa dos ejes del espacio y la unidad es el píxel.

En adquisiciones tridimensionales (3D), la matriz representa los tres ejes del espacio y la unidad es el vóxel (la profundidad del vóxel es el grosor de corte). Cada unidad registra los datos del estudio.

Los píxeles se agrupan en filas, que se corresponden con el número de codificaciones de fase usadas para obtener una imagen, y en columnas, que se corresponden con las codificaciones de frecuencia.

La matriz define el número de codificaciones de fase y codificaciones de frecuencia que constan en el espacio K. El espacio K es el que se representa en una matriz.

La imagen de RM comprende muchos elementos de imagen individuales, conocidos como píxeles o elementos de imagen. A dicha configuración se la conoce como matriz de imagen.

Cuantos más píxeles y/o vóxeles contenga una imagen, más información de la imagen se encuentra disponible, y por tanto presentará mayor resolución (fig. 7).

Figura 5.7 Matriz de imagen: vóxel y píxel. (Imagen cortesía de Siemens.)

Para generar una imagen con un tamaño de matriz de 256 × 256 píxeles, la señal debe colocarse en cada unidad de cada fila y columna, y debe diferenciarse su localización, para situarla en 256 lugares por cada lado, y, entonces, son su total de 65.536 vóxeles (fig. 8).

Figura 8. Imagen con un tamaño de matriz de 256 × 256 píxeles. (Imagen cortesía de Siemens.)

Se podrán diferenciar los valores de la señal durante la medición del eco cambiando el GR de frecuencia. A lo largo del eje seleccionado se produce una frecuencia creciente, y se mide o codifica la señal en su amplitud de onda. Esos datos rellenan el espacio K (fig. 9).

Figura 9. La señal individual obtenida determina el valor de gris del píxel asignado. (Imagen cortesía de Siemens.)

Las ondas sinusoidales (amplitud de la frecuencia) de la lectura o codificación se van superponiendo con sucesivas sumaciones, con lo que se obtiene una onda nueva. Cuantas más curvas (señales) se utilicen, más preciso será el resultado (fig. 10); la curva que se muestra en la parte inferior es el resultado de 32 curvas sinusoidales superpuestas.

Figura 10 Sumación de señales. La imagen final es una curva nueva (amplitud), suma de las anteriores, en la parte inferior de la imagen. (Imagen cortesía de Siemens.)

Durante el tiempo entre el pulso de radiofrecuencia y el eco, el GR de fase (eje y) se conecta brevemente. Como resultado, las velocidades de los espines de precesión serán diferentes durante un corto período de tiempo. Después de que el gradiente se desconecte, los giros a lo largo del eje muestran diferentes desplazamientos de fase, que serán directamente proporcionales a sus ubicaciones (fig. 11). Este proceso se denomina codificación de fase, y el gradiente asociado es el gradiente de codificación de fase.

Figura 5.11 Codificación de fase: la secuencia de impulsos se tiene que repetir ocho veces para una matriz de 8 × 8. (Imagen cortesía de Siemens.)

Espacio K
Los gradientes miden un gran número de veces los momentos magnéticos de los espines a través de la frecuencia y la fase. Los datos de cada posición de la señal se guardan como puntos y se procesan en un ordenador. Todos estos puntos forman el espacio K (fig. 12).

Figura 12. El valor de los datos en bruto en el espacio K determina cómo contribuye el patrón de frecuencias a la imagen. (Imagen cortesía de Siemens.)

Mediante procesos matemáticos complejos, el espacio K se transforma en primer lugar en señal digital y posteriormente, en imagen. Los ejes Kx y Ky del espacio K se denominan frecuencias espaciales.

El valor de los datos en bruto en el espacio K contribuye a la formación de la imagen.

En el espacio K, a nivel central se localiza la frecuencia espacial baja (líneas gruesas), mientras que en la periferia se localiza el patrón de frecuencia espacial alta (líneas finas). Un ejemplo muy simple para ayudar a ilustrar el caso consiste en superponer el patrón de líneas horizontales y verticales, que finalmente genera un patrón de valores de gris complejo (fig. 13).

Figura 13. Superposición del patrón de líneas horizontales y verticales para generar un complejo patrón de valores en gris. (Imagen cortesía de Siemens.)

Es importante recordar que el espacio K no es una imagen, sino que son datos de frecuencias, guardados en puntos; cada punto tiene la información de toda la imagen y representan las frecuencias de todos los ecos de todo el corte del tejido.

Transformada de Fourier

La transformada de Fourier es un proceso matemático complejo que gestiona los datos del espacio K y permite la asignación de un color de la escala de grises a cada píxel de la matriz. La señal contiene muchas frecuencias, pero cada frecuencia tiene una amplitud específica según su localización. La transformada de Fourier facilita la formación de una imagen analógica (fig. 14).

Figura 5.14 La transformada inversa de Fourier pasa del espacio K a la imagen. (Imagen cortesía de Siemens.)

Un punto en el espacio K no se corresponde con un píxel determinado de la imagen (al menos no directamente); sino que cada parte de la matriz de datos en bruto contiene información de la totalidad de la imagen, como un holograma. Cada espacio K contiene una imagen.

La transformada de Fourier es una fórmula matemática, que en el caso de la RM convierte la información del espacio K (coordenadas de frecuencia) en información de la imagen (coordenadas espaciales y grises) (fig. 15).

Figura 15. Datos crudos en el espacio K a la imagen. (Imagen cortesía de Siemens.)

La distribución de los datos en el espacio K determina las características de la imagen. Los datos brutos (raw data) del centro del espacio K producen el contraste de la imagen, mientras que los datos de la periferia, que casi no contienen información del contraste de los tejidos, proporcionan la información sobre los márgenes, las transiciones de bordes y los contornos de la imagen, mostrando las estructuras más finas y, en última instancia, conformando la resolución.

Los datos del centro del espacio K determinan la estructura y el contraste, mientras que los de la periferia determinan la resolución de la imagen.

El espacio K supone la representación digital de los ecos recogidos por la antena receptora durante el proceso de relajación de los protones previamente excitados durante el pulso de radiofrecuencia. Cada línea del espacio K representa las señales emitidas a diferentes frecuencias dentro de un mismo eco. La intensidad de señal de un punto representado en el espacio K se corresponde con la intensidad de la frecuencia que representa.

Llenado del espacio K

Los datos que conforman el espacio K tienen normas para su distribución. Por convención, el eco correspondiente a la fase 0 se coloca justo en la línea central del espacio K, mientras que en la parte superior, de forma progresiva y partiendo del centro del espacio K, se colocan los ecos obtenidos de la codificación de fase positiva (+1, +2, +3,…, +128, etc.); asimismo, en la parte inferior, y partiendo desde el centro, se colocan los ecos obtenidos aplicando codificaciones de fase negativas (−1, −2, −3,…, −128, etc.).

Cada codificación de fase no representa una línea de la imagen final, sino que cada eco contribuye con información de todo el corte. En el llenado del espacio K, la codificación de fase se pasa a datos de pseudofrecuencia para poder manejarlos matemáticamente. La imagen se explora por bandas: las codificaciones bajas parten en la imagen en bandas gruesas, mientras que las codificaciones más altas actúan dividiendo el corte en bandas finas, en este caso horizontales. La imagen final será la suma de todas las bandas producidas por las distintas codificaciones de fase (fig. 16).

Figura 16. Datos crudos y su transformación en imagen. (Imagen cortesía de Siemens.)

Técnicas de llenado del espacio K

En lo que respecta a la distribución de los datos, el espacio K está estructurado en dos vertientes. Es importante conocerlo, ya que tiene implicaciones en la práctica diaria:

1. Los datos se colocan de manera simétrica. La mitad superior es igual a la mitad inferior, dado que la curva de gradiente es la misma, aunque con polaridad diferente. Algo similar ocurre en el lado derecho con respecto al izquierdo.

2. El contraste y resolución de la señal se distribuyen en el espacio K en determinadas áreas. En la región central, los datos contribuyen al contraste, mientras que, en la zona periférica, los datos participan en la alta resolución. Estos parámetros son importantes en el resultado de la calidad de imagen.

Ambas propiedades permiten utilizar diversas técnicas de llenado del espacio K que posibilitan la disminución del tiempo de adquisición, debido fundamentalmente a la adquisición parcial del espacio K. De esta manera, se sacrifica parte de la información de la periferia, pero a cambio se puede disminuir el tiempo de adquisición de la secuencia.

La reducción de la lectura se hace de forma simétrica en ambos lados y siempre de la periferia.

Se han desarrollado técnicas que permiten llenar el espacio K de forma que coincidan la máxima intensidad de contraste intravenoso con el llenado del área central del espacio K. De esta manera se destacan las técnicas basadas en el llenado parcial del espacio K, aprovechando la simetría de datos; son las denominadas técnicas Half Fourier (HF) (secuencias basadas en la lectura incompleta del espacio K y en técnicas de lectura parcial del eco), práctica habitual para los técnicos de RM.

La reducción del número de pasos de codificaciones de fase es una técnica muy útil para reducir el tiempo de adquisición, generando píxeles rectangulares que, si bien provocan una disminución de la resolución espacial, aumentan la señal que compone la imagen, con una mejoría de la relación S/R. La técnica de reducción del número de pasos de codificación de fase se aplica de forma directa, reduciendo la matriz de fase a un valor inferior al de la matriz de frecuencias, o bien de forma indirecta, alterando el llenado del espacio K (llenados parciales).

El Half Scan (HS) o HF adquiere por lo menos el 60% del espacio K en su codificación de fase para reconstruir la imagen; la parte no adquirida se calcula aprovechando la simetría del espacio K.

El mayor inconveniente en HS o HF es que si existen artefactos en la parte adquirida, se duplicarán en las líneas calculadas; este efecto es especialmente significativo en los artefactos de movimiento.

El espacio K puede rellenarse de varias maneras aprovechando la intensidad de los ecos según su localización en el centro o en los extremos, la simetría de las codificaciones de fase con distinto signo o la simetría del eco en su parte inicial y final.

Las distintas formas de relleno están casi siempre encaminadas a reducir el tiempo de adquisición. Los modos de llenado más frecuentes son:

1. El campo de medición rectangular.

2. El HS.

Campo de medición rectangular

Con esta forma de llenado del espacio K se reduce el tiempo de exploración a base de reducir el campo de visión en la codificación de fase, adaptándolo a la región anatómica (fig. 17).

Figura 5.17 Una matriz rectangular de 128 × 256 píxeles produce un 50% de reducción de resolución en la codificación en fase. (Imagen cortesía de Siemens.)

HALF SCAN

Es diferente el campo de visión rectangular y el scan parcial de píxel rectangular. En ambos casos se adquiere un espacio K rectangular, pero en el scan parcial se pierde resolución espacial al estirar el píxel, mientras que en el campo de visión rectangular se mantiene la resolución espacial. Las codificaciones extremas mantienen el detalle pero se pierde relación S/R al adquirir menos líneas del espacio K.

Se aplica una reducción de tiempo con el campo de visión rectangular siempre que la región anatómica sea mayor en una dimensión que en otra, ajustando el campo de visión en la dirección de fase con la dimensión menor. Así pues, en un corte axial de pelvis se establece la dirección de fase en anteroposterior porque la estructura es de menor tamaño que en su dimensión izquierda-derecha. En la práctica se pueden combinar técnicas de porcentaje de scan y campo de visión rectangular para reducir el tiempo de adquisición (fig. 18).

Figura 17. Una matriz rectangular de 128 × 256 píxeles produce un 50% de reducción de resolución en la codificación en fase. (Imagen cortesía de Siemens.)

HALF SCAN

Figura 18. Matriz parcial (half Fourier) del 60% de adquisición con resultado isotrópico pero con reducción de la relación S/R. (Imagen cortesía de Siemens.)

En el HS se adquiere al menos un 60% del espacio K para garantizar que las líneas centrales, que son las que dan el contraste a la imagen, estén lo más limpias posible de artefactos. Las imágenes obtenidas por HS tienen más ruido, ya que en una adquisición normal el ruido que afecta a cada eco es compensado con el ruido de otros ecos, y en el HS no existe tal compensación.

Eco parcial

El espacio K es simétrico con respecto al origen, por lo que se puede calcular su mitad superior a partir de la inferior, y la izquierda, a partir de la mitad derecha. Si lo que se calcula es la mitad lateral, lo que se deja de adquirir es una parte de cada eco. Esto se denomina eco parcial y se puede combinar con otras técnicas de reducción de tiempo.

El poder adquirir y reconstruir imágenes de eco parcial no se ha diseñado para ahorrar tiempo de exploración, sino para poder aplicar tiempos de eco muy cortos (<1 ms). Se adquiere un eco muy cercano al pulso de excitación pero no se lee la parte inicial de ese eco, que está superpuesta a la Free Induction Decay (FID). Esta primera parte del eco se calcula matemáticamente y se adquieren todas las codificaciones de fase. La aplicación más utilizada es para la adquisición de imágenes tridimensionales en angiografía y para secuencias de eco de gradiente muy rápida, las llamadas Echo Planar Image (EPI) (fig. 19).

Figura 5.19 Modo de llenado: secuencia EPI y eco parcial. (Imagen cortesía de Siemens.)

Resumen

La formación de la imagen en RM es un conjunto de acciones muy complejas e integradas entre sí:

• El funcionamiento de los gradientes de campo permite la selección de un corte dentro del cuerpo, la elección del grosor del corte y su codificación espacial.

• Posteriormente, al excitarse el tejido de interés, las señales obtenidas ocupan el espacio K de manera ordenada.

• Todos estos datos recogidos conforman el contraste y la resolución de la imagen, que finalmente se transforman en imagen digital gracias a la intervención de fórmulas matemáticas complejas.

ACTIVIDAD DE APRENDIZAJE

De respuesta al siguiente cuestionario y remita sus respuestas por correo a: actividades@consejomexicanodeneurociencias.org

1. Si se reduce el número de adquisiciones en cualquier secuencia de RM, ¿qué criterio de calidad de la imagen sufrirá mayor variación?

a. Tiempo de adquisición.

b. Resolución espacial.

c. Relación señal-ruido.

d. Tiempo de repetición. e. Tiempo de eco.

2. Cuanto menor sea el píxel, mejor será:

a. El contraste.

b. La relación señal-ruido.

c. El tiempo de adquisición.

d. La resolución espacial.

e. El tiempo de secuencia.

3. Si se aumenta el grosor de corte, ¿qué disminuye?

a. La matriz.

b. La relación señal-ruido.

c. El campo de visión.

d. El tiempo de adquisición.

e. La resolución espacial.

4. La potencia y la amplitud de los gradientes de campo magnético determinan:

a. El grosor de corte mínimo.

b. El campo de visión máximo.

c. El grosor de corte máximo.

d. El tiempo de eco máximo.

e. El tiempo de repetición máximo.

5. ¿Cuáles de los siguientes son modos de llenado del espacio K?

a. Key-Hole.

b. Eco parcial.

c. Lectura espiral segmentada.

d. HF.

e. Todas son correctas.