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RM - Calidad de imagen y artefactos

CRITERIOS DE CALIDAD DE IMAGEN Y ARTEFACTOS

Básicamente tenemos cuatro factores principales:

•Tiempo de adquisición de imágenes.

•Relación señal-ruido.

•Contraste

•Resolución espacial.

La obtención de una imagen óptima es el

resultado de priorizar uno de los cuatro

indicadores en función de la región explorada y

de la lesión que se desee estudiar. Es decir, un

imagen diagnóstica y de calidad es la que con

un determinado contraste obtiene un equilibrio

entre la relación señal ruido y la resolución

espacial, en un tiempo de adquisición

aceptable, evitando el mayor número de

artefactos.

Es importante recordar que cualquier cambio

efectuado en los parámetros afecta

principalmente a uno de los criterios de calidad

de imagen señalados e influye siempre sobre los

demás de diversos modos.

El tiempo de adquisición se puede considerar

como un criterio que interviene en la calidad

imagen. Desde las primeras imágenes, con

secuencias de 12 o 15 minutos hasta hoy, los

avances desarrollados se han dirigido a

disminuir los tiempos de las secuencias. Hoy se

considera larga una secuencia de más de 5- 6

minutos, pues favorece la aparición de

artefactos.

TIEMPO DE ADQUISICIÓN DE

IMÁGENES

Es un elemento siempre presente en una

exploración de RM y consiste en la duración

necesaria para la adquisición de una imagen.

Un estudio estándar simple suele durar unos 20

o 30 minutos y se compone de una serie de

secuencias programadas consecutivamente.

Durante este tiempo es necesaria la absoluta

inmovilidad del paciente, y por tanto es

fundamental que las secuencias sean rápidas.

El tiempo total de una secuencia se calcula de

la siguiente manera:

TA = TR x N x NEX

TR: es el intervalo o períodos de tiempo que

separa las excitaciones sucesivas de los spines.

En una secuencia spin eco es el tiempo que

separa dos pulsos de excitaciones de 90°

sucesivos. Es necesario para la recuperación de

la magnetización longitudinal.

N: número de pasos de codificación de fase.

Son el número de medidas utilizadas para

determinar cada una de las señales de

codificación de fase en la reconstrucción de la

imagen.

Un método muy frecuente para disminuir el TA

consiste en la manipulación de los pasos de

codificación de fase. Una de estas técnicas

recibe el nombre de Half Fourier y consiste en

reconstruir poco más del 50% del espacio K.

Esto tiene como consecuencia una disminución

del tiempo total de las secuencias casi a la

mitad.

Se verán otros métodos de reducir la al

explicar la resolución.

NEX: número de excitaciones o adquisiciones.

Es el número de veces que se recogen los datos

y está en relación directa con la duración de la

adquisición. Si se dobla, el tiempo total la

adquisición de la secuencia se duplica. El

tiempo mínimo de exploración requiere al

menos una adquisición (en campos altos).

¿Cómo se puede reducir el tiempo de

adquisición?

•Reduciendo el TR.

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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,

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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.

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Volumen del vóxel: determina el

número de protones contenidos para

emitir la señal. Está determinado por

el espesor de corte y las combinaciones

entre FOV y matriz.

La señal es mejor en grosores de cortes

mayores.

¿Cómo se puede mejorar la señal-ruido?

Aumentando el TR.

Aumentando el TE.

Utilizando anchos de banda menores.

Aumentando el número de

adquisiciones.

Aumentando el tamaño del vóxel

(grosor de corte).

Aumentando el espacio entre cortes

(distance factor).

Utilizando píxeles rectangulares.

Aumentando el número de

codificaciones de fase.

CONTRASTE

El contraste es la variación de intensidad de

señal entre dos estructuras adyacentes, es decir

es un parámetro que permite la diferenciación

de tejidos. Es fundamental para el diagnóstico

ya que da la caracterización tisular. Una

exploración de RM se compone de varias

secuencias potenciadas con diferente contraste

para obtener una información completa de los

tejidos estudiados.

El contraste depende de:

Parámetros intrínsecos de los tejidos:

tiempos de relajación T1 y T2,

densidad protónica, propiedades

magnéticas locales y movimientos

moleculares.

Parámetros accesibles para el

operador: TR, TE, slip angle que

potencian los tiempos de esos tejidos

mediante las secuencias de pulsos.

Medio de contrastes: su utilización

intensifica la señal de algunos tejidos

normales y de muchos patológicos.

Tipos de contraste de las imágenes:

Imágenes con contraste T1:

Está en función del campo magnético principal.

Existe globalmente un aumento del tiempo de

relajación T1 cuando se aumenta el campo

magnético principal. En RM las sustancias con

T1 corto se caracterizan por tener alta señal y

la que tienen T1 largo por tener baja señal.

El tiempo de repetición óptimo es el que se

acerca al tiempo de relajación T1 de los tejidos

(TR corto 400 a 600 ms – TE corto de 20 ms).

En un campo de 1 tesla, estos son los tiempos

de relajación T1 de los tejidos:

Grasa: 240 ms.

Músculo: 730 ms.

Sustancia blanca: 680 ms.

Sustancia gris: 809 ms.

LCR : 2500 ms.

Disminuir excesivamente el TR, por debajo del

T1 de los tejidos lleva a una pérdida importante

de la señal.

Tipo de secuencias potenciadas en T1:

Spin Eco (SE T1): utilizan el TE más

corto y un TR aproximadamente igual

a la media de los T1 de los tejidos que

se busca diferenciar.

Spin eco con pulso de Inversión.

Recuperación: utiliza el TE corto, un

TI de 300 a 600 ms y un TR mayor de

3000 ms.

Eco de gradiente (EG T1) utilizan un

TE corto, un TR variable y un flip

angle relativamente alto (más de 45º).

Secuencias T1 con gadolinio: se acorta

el T1 en aquellos tejido que captan el

contraste lo que resulta en un aumento

de la señal en secuencias T1.

Imágenes con contraste T2:

Las sustancias con T2 corto se caracterizan por

tener baja señal y las sustancias con T2 largo

por tener alta señal. En general, el TR debe ser

tres veces superior al T1 del tejido más largo y

el TE que corresponda a la media de los

distintos T2 de los tejidos a la privilegiar la

diferencia de distintos T2.

TR largo de 2000 a 2500 ms.

TE largo de 80 a 160 ms.

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El TR y el TE son largos aunque puede estar en

detrimento de una señal-ruido óptima.

Estos son los tiempos de relajación T2 de estos

tejidos:

Grasa: 84 ms.

Músculo: 47 ms.

Sustancia blanca: 92 ms.

Sustancia gris: 101 ms.

LCR : 1400 ms.

Tipo de secuencias potenciadas en T2:

Spin Eco (SE T2): utilizan un TR largo

para minimizar la participación del T1

y de un TE largo para optimizar la

diferencia existentes entre los distintos

T2 de los tejidos que se buscan

diferenciar.

Spin eco rápido potenciado en T2

(Turbo SE): utiliza un tren de cosas

que permite disminuir el TA y un TR

largo capaz de contener el conjunto de

ecos del tren de ecos y programar la

lectura de la parte central del espacio

K con un TE largo para obtener un TE

efectivo. El TA de estas secuencias es

más breve.

Eco de gradiente T2 (EG T2) utilizan

un TE largo de 25 a 60 ms, un TR

variable y un flip angle relativamente

pequeño (entre 25 y 30º). Las

secuencias son más sensibles a los

artefactos.

Secuencias T2 con contraste (óxido de

hierro: USPIO – SPIO): se utiliza para

modificar la constantes de relajación

T2.

¿Cómo se puede mejorar el contraste?

Adecuando el TR según el campo

magnético.

Aplicando TE largos en secuencias T2.

Aplicando pulsos selectivos que

aumenten la diferencia entre tejidos

(transferencia de magnetización)

La transferencia de magnetización (MTC:

magnetización transfer contrast) consiste en

disminuir la señal de algunos tejidos

transfiriendo su magnetización a los tejidos

vecinos. En el organismo existe agua ligada a

macromolecular. Éstas no contribuyen a la

señal ya que su relajación es excesivamente

rápida. La aplicación de MTC aumenta el

contraste entre agua libre y agua ligada.

RESOLUCION

La resolución permite determinar la dimensión

del menor volumen observable entre dos puntos

adyacentes, es la capacidad de definición.

Se puede establecer la siguiente clasificación:

Resolución superficial: indica la magnitud del

píxel.

Tamaño del píxel = FOV / tamaño de la matriz.

Resolución espacial o en volumen: indica la

magnitud del vóxel.

Magnitud del vóxel = tamaño del píxel X

espesor de corte.

Pixel: Es el elemento más pequeño de una

imagen bidimensional digital, como todas las de

resonancias magnéticas. Cuanto menor sea el

píxel mejor será la resolución espacial y por lo

tanto la capacidad de diferenciación entre

estructuras vecinas. Recordemos, sin embargo,

que la intensidad de señal representada en un

píxel constituye la medida de los protones

contenidos en un vóxel. Por lo tanto, el píxel

debe tener un límite inferior para obtener una

S/R y un contraste suficientes del tejido

sometido a estudio.

El tamaño del píxel a lo largo de una dirección

determinada viene definido por el tamaño del

FOV y la matriz en esa misma dirección.

Depende de la siguiente fórmula:

Píxel en fase = FOV en fase / Matriz en fase

Píxel en frecuencia = FOV en frecuencia /

Matriz en frecuencia.

El tamaño del píxel se puede cambiar

modificando el FOV, la matriz o ambos a la vez.

Pueden ser cuadrados o rectangulares.

Modificación de FOV y matriz de forma

proporcional da como resultado un píxel

cuadrado:

FOV (field of view) o campo de visión: Es el

tamaño de la región sometida a estudio. Si es

cuadrado significa que el tamaño de la

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dirección de fase es igual al tamaño la

dirección de lectura o de frecuencia. También

puede ser asimétrico, aplicando el FOV

rectangular. Se disminuye el tamaño de la

dirección de fase de modo que se adapta las

estructuras que se necesita visualizar y no

aparezcan estructuras codificadas que no

añaden información; además, si se combina con

la reducción de líneas de matriz en fase, se

acorta el tiempo de adquisición y se recupera la

pérdida de resolución producida.

Se mide en cm o mm. Puede ir desde 60,70 mm

para un estudio de un dedo hasta 500 mm para

visualizar una columna completa. Se debe

adaptar a la forma (simétrica, asimétrica) de la

zona anatómica que queremos visualizar en la

pantalla del ordenador. Está asociado

inseparablemente a otro elemento fundamental

de la resolución que es la matriz.

MATRIZ: La matriz es el número de píxeles

que cubren el campo de visión en cada una de

las dimensiones X e Y (2D) y Z (si es una

adquisición 3D Y corresponde entonces al

plano de selección de corte). Estos píxeles se

agrupan en filas y columnas, las filas suelen

corresponder a los pasos de codificación de

fase, y las columnas a los de codificación de

frecuencia. Las matrices habituales suelen ser

de dos 256 × 256 (simétricas si las dimensiones

de X e Y son idénticas de 256 X 256 o

asimétrica si son diferentes como 192 × 2 56).

Se aplica la asimetría disminuyendo las filas de

codificación de fase para acortar los tiempos de

adquisición. Se habla de matrices de alta

resolución cuando se aplican matrices con

mayor número de filas y columnas, como 512 o

1024 (generalmente se utilizan siempre

asimétricas para ganar tiempo y obtener buena

relación señal-ruido).

GROSOR DE CORTE: Es el espesor de tejido

que se va a estudiar individualmente.

Generalmente, todas las secuencias son

multicorte; se aprovecha así el tiempo total de

la adquisición para obtener el mayor número de

cortes posibles. Éstos deben tener una

separación mínima para evitar la aparición de

artefactos y la magnetización residual que

altera la resolución y la S/R. Si se aumenta el

grosor de corte, la resolución disminuye; se

trata de encontrar el equilibrio entre la

resolución, y contraste, la S/R y el estudio de

toda la zona con un tiempo de adquisición

aceptable; en secuencias 2D se considera

grosor mínimo 2 mm y en adquisiciones 3D

hasta 1 mm., aunque las nuevas secuencias 3D

para estudios angiográficos y volumétricos del

abdomen, con imanes y gradientes adecuados,

estas cifras van disminuyendo continuamente.

Aumentar el grosor de corte aumenta la zona

explorada.

El modo más frecuente de mejorar la resolución

espacial consiste en aplicar distintas

combinaciones con la matriz y el FOV, lo que

afecta al tiempo de adquisición y a la relación

señal-ruido.

ARTEFACTOS: Son intensidades de la señal o

falsas estructuras que aparecen en la imagen y

que no corresponden a la distribución espacial

de los tejidos del corte.

Su presencia hace que la imagen aparezca

distorsionada, sea de mala calidad o contenga

elementos que pueden dificultar su

interpretación o conducir a un diagnóstico

erróneo.

Artefacto de superposición (aliasing,

wrap around, foldover)

Este artefacto se produce cuando el tamaño del

objeto examinado es mayor que él FOV

utilizado. El resultado es la superposición de

aquella porción del objeto que se extiende más

allá del FOV en el lado opuesto de la imagen.

La causa es un muestreo insuficiente de la

señal.

Este artefacto puede ocurrir en la dirección de

codificación de frecuencias, en la dirección de

codificación de fase o, en las técnicas 3D,

también en la dirección de selección de corte.

Soluciones:

Utilización de filtros analógicos: algunos

aparatos de RM disponen de un sistema de

filtros que eliminan la señal de las frecuencias

no deseadas. Esto filtros se llaman “Low Pass

Filtres” (filtros de paso bajo). Eliminan

frecuencias superiores a una dada (frecuencia

de Nyquist).

Utilización de esto filtros puede afectar a la

intensidad de la imagen en los extremos del

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FOV. La solución es aumentar o disminuir la

frecuencia límite a partir de la cual se produce

el filtrado.

No existe un análogo para la dirección de fase

puesto que no hay filtros que discriminen

diferencias de fase.

Oversampling (foldover supresión,

Extended FOV):

En la dirección de codificación de frecuencias:

Consiste en aumentar la velocidad de muestreo

y por tanto la frecuencia límite de Nyquist en la

dirección de codificación de frecuencia. El

resultado son aumento del FOV en esa

dirección, sin que el tamaño del píxel resulte

alterado. Luego se descartan las señales

procedentes de las estructuras que se extienden

más allá del FOV original.

En la dirección de fase: también se puede

hacer, pero aumentar el número de paso de

codificación de fase nos conduce a un mayor

tiempo de examen. En el caso de que estemos

utilizando varias adquisiciones el tiempo de

examen puede reducirse disminuyendo las

adquisiciones con la consecuencia pérdida del

cociente señal ruido.

Adquisiciones intercaladas: la solución para

eliminar el artefacto de superposición en la

dirección de fase proporcionado por algunos

sistemas de RM consiste en: si estamos

utilizando dos adquisiciones, éstas pueden ser

intercaladas en la dirección de fase con lo que

se consigue doblar el FOV en esta dirección.

Una vez hecho esto, la señal procedente de las

estructuras que se extienden más allá del FOV

original es descartada. El cociente señal-ruido

no se ve alterado.

Antenas de superficie: la utilización de antenas

no permite eliminar entradas las regiones del

objeto estudiado que producen el aliasen. Con

la antena de superficie y ya no se recogerán

ninguna señal de estas regiones.

Pulsos de saturación: esto consiste en eliminar

las señales de los tejidos que pueden causar el

artefacto mediante la aplicación de pulsos de

RF de 90° inmediatamente antes de la secuencia

de pulsos. El pulso adicional satura los espines

situados en estas regiones, que prácticamente

no contribuirán en la señal. La región así

saturada aparece mirar la imagen. La única

limitación es que implica un aumento del tiempo

de examen.

Pulsos de excitación selectivos: en general,

para la obtención de las imágenes en 3D

primero se excita el volumen entero sin aplicar

ningún gradiente selectivo. Luego se lleva a

cabo una codificación de fase en dos ejes y

finalmente se realiza la codificación en

frecuencia en otro eje. Si se utilizan pulsos de

excitación selectivos se reduce el volumen que

participa en la señal y por tanto los artefactos

de aliasing.

Cambiar la dirección de codificación: si, por la

forma del objeto examinado, el artefacto sólo se

producen la dirección de codificación de fase,

se puede cambiar la dirección de codificación y

hacer un Oversampling en la dirección de

frecuencias sin que aumente el tiempo de

examen.

Aumentar el FOV: de manera que todo el

volumen del objeto examinado quede dentro de

los límites del mismo. En este caso el artefacto

se suprime a costa una pérdida la resolución

espacial

Artefacto de truncación (gibss,

ringing, artifact)

Este artefacto se produce al limitar el rango de

frecuencias espaciales que se codifica para la

reconstrucción de la imagen. Aparece como una

serie alternante de bandas híper e hipointensas.

Estaban las se propagan paralelamente a partir

de una región de la imagen donde existe un

cambio brusco de bordes o intensidades

entretejidos adyacentes. A primera vista pueden

recordar un artefacto de movimiento, pero su

origen es muy distinto.

Se puede observar tanto la elección de

codificación de frecuencia, la dirección de

codificación de fase. Normalmente se utiliza

menos paso de codificación de fase para

disminuir el tiempo de examen por lo que suelen

ser más frecuente en esta dirección.

Soluciones:

Aumentar el tamaño de la matriz: así

obtendremos un mayor número de frecuencias

espaciales.

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Aplicar filtros de datos brutos (Hanning filter):

lo que hacen es filtrar los datos antes de

proceder a la reconstrucción de la imagen. El

resultado, sin embargo, no suele ser práctico,

puesto que se pierde nitidez en toda la imagen.

Alteraciones del campo magnético

Cualquier alteración del campo magnético, ya

sea del principal, de los gradientes o del campo

magnético local, pueden producir:

• Una pérdida de fase entre los espines

situados dentro del mismo vóxel.

• Una variación no controlada de la

frecuencia de resonancia de los espines.

Estos efectos conducen a una disminución

pérdida de la señal de RM y errores en la

codificación espacial

Las alteraciones del campo magnéticos son más

importantes:

• Cuando se utilizan técnicas ECO

gradiente. A diferencia de las técnicas SE, en

que el pulso de 180° de focalizar los espines

corrigiendo en gran medida la pérdida de señal

debido a la inhomogeneidades del campo

magnético, las técnicas por ECO gradiente

estás inhomogeneidades no son compensadas.

• En sistemas de RM de campo alto.

Alteraciones del campo magnético local:

susceptibilidad magnética

La susceptibilidad magnética es una propiedad

característica de cada sustancia que refleja el

grado de magnetización que experimenta al ser

sometida a un campo magnético. Según su

comportamiento, se pueden establecer una

clasificación de las diferentes sustancias entre

grupos:

1. Sustancias ya magnéticas: poseen una

susceptibilidad ligeramente negativa. Efecto

práctico lo que hacen es disminuir ligeramente

la intensidad del campo magnético.

2. Sustancias para magnéticas: poseen

una susceptibilidad positiva. Aumenta la

intensidad del campo magnético.

3. Sustancias ferromagnéticas: poseen

una susceptibilidad muy elevada. Aumenta la

intensidad del campo magnético una proporción

elevada.

Cuando en una misma región existen sustancias

con diferentes susceptibilidades, el campo

magnético local en esta región será

inhomogéneo. Normalmente, la mayor parte de

los tejidos poseen una susceptibilidad

magnética parecida y las inhomogeneidades son

despreciables. Sin embargo, existen algunas

excepciones:

Presencia de aire: la diferente susceptibilidad

entre el aire y los tejidos circundantes es lo

suficientemente importante como para producir

perturbaciones del campo magnético local con

la consiguiente pérdida de señal. Un ejemplo

típico es la perdida de señal en los tejidos

situados en las proximidades de los senos

paranasales.

Presencia de sustancias ferromagnéticas: éstas

pueden encontrarse dentro del paciente (clips

quirúrgicos, grapas, etc.) o fuera del paciente

pero dentro del imán (horquillas, clips de

librería, etc.). La pérdida de señal debido a la

presencia de material ferromagnético es muy

importante y afecta a tejidos situados a una

distancia considerable. Una característica de

los artefactos producidos por estas sustancias

es que la perdida de señal va acompañada de

un borde o un halo de hiperseñal.

Desplazamiento químico (Chemical

shift artifact)

Aparecen en cualquier parte del cuerpo donde

existe una interface agua-grasa. En la imagen

se ve una banda oscura de ausencia de señal a

un lado del tejido que contiene agua (ya que la

señal que corresponde esa localización ha sido

desplazada); y una banda de señal intensa, muy

brillante, al otro lado del tejido (que

corresponda la superposición de las señales de

agua y grasa). Se produce por la diferencian de

las frecuencias de precisión de los protones del

agua y de la grasa.

Aparecen en la dirección de codificación de

frecuencias. Se produce tanto en las técnicas de

ECO de gradiente como las técnicas SE.

Soluciones:

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Utilizar técnicas de supresión de grasa: para

eliminar la señal de los tejidos grasos (STIR,

FAST-SAT).

Cambiar la dirección de codificación: no

elimina el artefacto pero en caso de diagnóstico

dudoso desplaza la dirección de aparición del

artefacto.

Utilizar técnicas con un ancho de banda mayor

o con un gradiente codificación de frecuencia

más intenso.

Cancelación de la señal entre el agua y la grasa

Este artefacto se caracteriza por la aparición

un borde negro (que corresponde una

cancelación de la señal) en la interfaz

entretejidos con alto contenido graso y tejidos

ricos en agua. Se produce por la diferencia de

fase entre las señales de los protones de agua y

grasa. Aparecen tanto las direcciones de fase

como la de frecuencia. Se produce sólo cuando

se utilizan técnicas con ECO de gradiente.

Soluciones: utilizar tiempos de eco en que los

protones de la grasa y el agua estén en fase.

Artefactos por un movimiento

El movimiento es una de las principales fuentes

de artefactos en RM. Cualquier tipo de

movimiento que se produzca durante el proceso

de adquisición de la señal causará una pérdida

de intensidad y nitidez en la imagen. Si el

movimiento es periódico, aparecerán falsas

imágenes o fantasmas que se repetirán a

intervalos regulares a lo largo del FOV en la

dirección de codificación de fase. Los fantasmas

vienen a ser réplicas más o menos intensa de las

estructuras anatómicas o tejido que se han

movido y que aparecen en zonas que no

corresponden a la localización real de las

estructuras que lo origina. Según su

localización puede enmascarar o simular

lesiones.

Tipos de movimiento que dan origen a los

artefactos: respiratorio, cardíaco, ocular, flujo

(sangre o LCR) y movimiento peristálticos.

Los artefactos por movimientos son más

importantes:

• En los sistemas de alto campo

• Cuando el movimiento se produce en

estructuras o tejidos con una señal de gran

intensidad (grasa), porque producen fantasmas

más brillantes.

• En la dirección de fase, porque se

invierte mucho más tiempo en el proceso de

codificación de fase que no le frecuencias.

• En secuencias con TE y TR largos.

Soluciones:

Inmovilizar al paciente

Pseudo sincronización: consiste en utilizar

valores de TR que sean múltiplos de la

frecuencia cardíaca. No elimina lo artefacto de

flujo, pero si lo reduce.

Bandas de saturación:

Bandas paralelas a la dirección de selección de

cortes: eliminan los artefactos de flujo

perpendicular al corte (en contrapartida, la

utilización de banda es duración implica un

incremento del TR o bien una disminución del

número de cortes).

Bandas perpendiculares a la dirección de

selección de cortes: es decir, colocadas dentro

del plano de la imagen. Por ejemplo, en los

cortes sagitales de columna, eliminan los

artefactos debido movimiento respiratorio, al

flujo de la aorta, cava y corazón y el

movimiento producido tragar saliva. Los cortes

tan basales se pueden utilizar para suprimir la

señal de la grasa subcutánea (que producen

fantasmas muy brillantes).

Aumentar el número de adquisiciones: se

eliminan los artefactos que se producen de

forma aleatoria, pero el tiempo de examen

aumenta considerablemente.

Utilizar técnicas de supresión grasa: el T1 del

tejido graso es más corto que el de la mayor

parte de los tejidos y en la imagen da una señal

muy intensa. Las técnicas de supresión grasa

eliminan en gran parte los artefactos

respiratorio cuyo mayor componente es el

movimiento de la grasa subcutánea. En

contrapartida, estas técnicas suelen producir

una intensificación de la señal de los vasos.

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Utilizar técnicas rápidas con respiración

contenida: la rapidez que se requiere para la

adquisición de una imagen durante unos pocos

segundos sólo se puede conseguir con las

técnicas basadas en el ECO de gradiente

(permiten la utilización de unos TR lo

suficientemente cortos)

Sincronización cardíaca y respiratoria: consiste

en una sincronización entre la adquisición de

los cortes con el movimiento, ya sea cardiaco o

respiratorio. Eliminaron artefacto producido

por el movimiento de entre los sucesivos TR,

pero no tiene efecto sobre los artefactos debido

movimiento que se produce en el transcurso de

un TR. Las desventajas de estas técnicas es que

requieren mayor tiempo de preparación, al dar

en el tiempo de examen y limitan el tiempo

disponible para la adquisición de múltiples

cortes. En la sincronización cardíaca el TR

debe adaptarse a la frecuencia cardíaca del

paciente (por lo general suele ser muy corto y

no permite la adquisición de muchos cortes). En

la sincronización respiratoria, para que sea

realmente efectiva, hay que ajustar la

adquisición de la señal al final de la expiración

(período de menor movimiento). Esto conduce a

unos tiempos de examen extremadamente largos

para que adquirir unos pocos cortes, por lo que

no es una técnica muy utilizada.

Gradient moment nulling o gradient motion

rephasing: es una técnica de compensación de

flujo. Consiste en la aplicación de pulso de

gradientes adicionales para eliminar los

desplazamientos de fase debido al movimiento.

Esto gradientes pueden aplicarse en cualquier

momento de la secuencia de pulsos. Resulta

muy efectivo para eliminar la tardía de señal en

los vasos cuando utilizan técnicas con TE

largos. La desventaja es que aumentan el TE

mínimo de la secuencia.

Reordenación de la codificación de fase

(Ordered phase encoding, OPR, Exorcist)

Algunos sistemas de RM disponen de un

software que permite establecer el orden de

aplicación de los distintos pasos de codificación

de fase.

La codificación de fase consta normalmente de

128 o 226 pasos. Habitualmente, lo que se hace

es aumentar progresivamente la intensidad del

gradiente a medida que se obtienen nuevos

ecos, aplicando primero el gradiente de menor

intensidad y terminando con el gradiente más

acusado para la adquisición del último eco.

Como lo gradiente de mayor intensidad

producen mayores desplazamiento de fase, la

señal obtenida en los últimos pasos de

codificación suele ser menor.

Con la técnica OPE se puede establecer un

nuevo orden de codificación de manera que los

ecos correspondientes a los gradientes más

intensos se obtengan durante el período de

mayor movimiento y los ecos correspondientes

a los gradientes de menor intensidad se

obtengan durante el periodo de ausencia o

menor movimiento.