tema 5: caracterización de equipos de resonancia magnética

1 Fundamentos Físicos y Equipos

TEMA 5: Caracterización de equipos de Resonancia

magnética

1. RESONANCIA MAGNETICA

1.1. Principios Físicos y Fundamentos 1.2. Núcleo de Hidrógeno 1.3. Interacción de los núcleos de Hidrógeno con el Campo Magnético 1.4. Proceso de excitación. Pulso de RF. Fenómeno de Resonancia

1.5. Proceso de relajación. T1 y T2

2. EQUIPO

2.1 Imán 2.2. Gradientes 2.3 Sala de RM 2.4. Antenas

3. SEÑAL

4. FORMACIÓN DE LA IMAGEN

4.1. Parámetros 4.2. Transformada de Fourier

5. CONTRASTE

5.1. Influencia del TR en el contraste. 5.2 Influencia del TE en el contraste. 5.3. Potenciación del contraste

6. ARTEFACTOS (Ojear también Anexo)

7. BIBLIOGRAFIA


1.1. Principios Físicos y Fundamentos

Magnetismo: es la propiedad fundamental de la materia de ser influenciada por un

campo magnético externo.

Alrededor del año 1.000a.c. en un pueblo de Turquía llamado Magnesia, se descubrió un

mineral que atraía las virutas de hierro, a ese material se denominó magnetita, siento este el

origen del término magnetismo.

Según se comporte un material al ser influenciado por un campo magnético, se clasifica

en tres categorías:

• Sustancias diamagnéticas: al ser sometidas a un campo

magnético son débilmente repelidas. Básicamente son sustancias no magnéticas

y corresponden a la mayor parte de los tejidos.

• Sustancias paramagnéticas: al ser sometidas a un campo

magnético son débilmente atraídas. Corresponden a tierras raras como por

ejemplo el Gadolinino que es el medio de contraste más utilizado en RM.

• Sustancias Ferromagnéticas: son fuertemente atraídas hacia el

campo magnético. Son algunos metales como el hierro, cobalto, níquel…

Representan un riesgo por lo que deben cumplirse criterios de seguridad.

Los fundamentos físicos en RM se basan en la interacción de fuerzas generadas por el

fenómeno de electromagnetismo que se basa en el hecho de que los campos magnéticos se

generan por partículas cargadas eléctricamente en movimiento.

Cuando las cargas positivas y negativas de un cuerpo no están equilibradas se produce un

exceso de carga y se ejerce una fuerza eléctrica con otros cuerpos también cargados. Así las

partículas con exceso de cargas iguales se repelen y con exceso de carga contraria se atraen.

Cuando este exceso de carga positiva o negativa está en movimiento, se genera la fuerza

magnética o campo magnético cuya unidad de medición es Tesla (T)


La fuerza magnética se define por un vector perpendicular a la dirección del movimiento

que tiene las cargas que lo han generado. Los vectores determinan la intensidad, la dirección y

sentido de la fuerza. Así, los vectores con la misma dirección y sentido suman sus intensidades y

los vectores con la misma dirección y sentido opuesto restan intensidad.

1.2 Núcleo de Hidrógeno

En RM se utilizan los átomos más simples que existen que son los de hidrógeno, formado

únicamente por un protón y un electrón. Esto es así porque es el más abundante del cuerpo

humano debido a la alta proporción de agua y porque su número atómico es impar. Cada

partícula tiene un momento angular que se anula si existe otra partícula igual con momento

angular opuesto. Como en protón del hidrógeno es uno, no hay posibilidad de anularse con otro.

Tal y como muestra la figura, los protones y los neutrones están compuestos únicamente

por quarks; quarks del tipo u y d (up y down). El protón tiene dos up y un down y el neutrón tiene dos quarks down y uno up.

Los protones presentas dos tipos de movimientos:

• Spin: es un movimiento de rotación sobre sí mismo alrededor de un eje

(Z). En cuanto que es una carga positiva en movimiento, mediante

electromagnetismo, se genera un campo magnético cuyo vector coincide con el eje

de giro. Así se puede decir que los protones se comportan como pequeños imanes.

Este movimiento es la base del magnetismo del núcleo.

La intensidad del vector generado por el movimiento de Spin dependerá de la velocidad

de rotación.

Sin estar sometidos los protones a un campo magnético externo y en condiciones


normales, la dirección y el sentido de los vectores magnéticos de los protones se disponen de

forma anárquica y aleatoria. Es por esto por lo que unos vectores se anulan con otros por

oposición y no existe magnetización neta estando en equilibrio electromagnético.

• Precesión: es un movimiento similar al de una peonza. No gira en

posición vertical como el de Spin, sino que el extremo del eje describe una

circunferencia cuyo plano (XY) es perpendicular al eje Z.

El movimiento de precesión se produce cuando el protón es influenciado por una fuerza

magnética externa (imán) por la interacción del campo magnético nuclear con el campo

magnético del imán.

La velocidad o frecuencia de precesión depende la intensidad del Campo Magnético (a

mayor intensidad del imán, mayor frecuencia de precesión del tipo de núcleo implicado

(constante giromagnática). Así la frecuencia de precesión se calcula con la Ecuación de Larmor:

W= Y B

La frecuencia de precesión (W) se mide en Mz, la Intensidad del campo magnético (B) se

mide en Teslas (T) y la constante o relación giromagnética (Y) es característica de cada elemento

y se mide en MHz/T .

Si la intensidad del campo es conocida y se consigue medir la frecuencia de precesión, se

puede conocer la constante giromagnética de cada elemento.

Ejemplos de frecuencias de precesión en Campo de 1T:

Hidrógeno: 42,6 MHz

Flúor: 40,1 MHz

Fósforo: 17,2 MHz

Sodio: 11,3 MHz


Carbono: 10,7 MHz

El vector magnético producido por el movimiento de Spin inclinado por el movimiento de

precesión se debe visualizar en un sistema de coordenadas espaciales, donde el desglose de la

fuerza magnética del núcleo en el eje Z alineado con el vector magnético del imán representa la

magnetización longitudinal y la proyección del mismo vector en el plano XY representa la

magnetización transversal. Es en el plano transversal donde se visualiza el movimiento de

precesión como las agujas de un reloj.

1.3. Interacción de los núcleos de Hidrógeno con el Campo Magnético

Antes de introducir al paciente en el imán, los vectores magnéticos de los protones de

hidrógeno se disponen de forma aleatoria y no hay magnetización neta. Además, no hay

movimiento de precesión.

Al introducir al paciente en el imán:

• Los ventores magnéticos producidos por el movimiento de Spin de los

protones se disponen alineados al vector del campo magnético externo (CME) en dos

disposiciones:

o En paralelo: misma dirección y sentido que el CME. Estado de baja energía

o En antiparalelo: misma dirección y sentido opuesto al CME. Estado de alta energía

En condiciones normales la cantidad de alineaciones en paralelo (estado de menor

energía) es mayor que las disposiciones en antiparalelo (estado de mayor energía) esta diferencia

es mínima pero suficiente para generar una magnetización neta denominada magnetización

longitudinal o exceso de Spin.

La magnetización longitudinal presenta una intensidad directamente proporcional a los

teslas del CME que la ha generado y a la densidad protónica (DP) del tejido estudiado. Así a más

Teslas y más DP, mayor magnetización longitudinal.

La dirección y sentido coincide con el vector magnético del imán.


Se genera el movimiento de precesión con una velocidad directamente proporcional a los

Teslas y con representación de los vectores magnéticos girando en el plano transversal (agujas de reloj)

Las velocidades de precesión de cada elemento son distintas (constante giromagnética)

por lo que no se alinean los vectores en el plano XY y no hay magnetización neta en el plano

transversal (estado de desfase).

El resultado es que al introducir al paciente en el imán se genera magnetización

longitudinal pero no transversal. La magnetización longitudinal creada no se puede

cuantificar porque está en paralelo a las líneas de fuerzas del CME, es por esto por lo que

para medir esta magnetización debemos aplicar ondas o pulsos de radiofrecuencia (RF)

1.4. Proceso de excitación. Pulso de RF. Fenómeno de Resonancia

Para conseguir cambiar la posición de la magnetización longitudinal para poder

medirla y obtener una señal se aplican pulsos de RF. Para que la energía de esta onda pueda

trasmitirse, su frecuencia (emisora) debe coincidir con la frecuencia de precesión

(receptora). Esta coincidencia entre ambas frecuencias explica el Fenómeno de Resonancia:

Todo sistema físico es capaz de vibrar con una frecuencia determinada (frecuencia de

resonancia) y la trasferencia más eficaz de energía se obtiene a la frecuencia de resonancia.

Al trasmitirse la energía se produce:

• En el eje longitudinal: Un traspaso de vectores en paralelo (baja

energía) a antiparalelo (alta energía) a más intensidad y dirección del pulso de

RF, más cantidad de vectores en paralelo pasarán a antiparalelo. Así puede

suceder:

o La energía aplicada sea poca y siga habiendo exceso de Spin (más en paralelo que

en antiparalelo). Pulsos de menos de 90º

o La energía sea suficiente como para igualar paralelos y antiparalelos eliminando la

magnetización longitudinal. Pulsos de 90º


o La energía sea alta y se genere magnetización longitudinal invertida

porque se posicionen más en antiparalelo que en paralelo (pulsos de más de 90º).

Incluso puede haber el mismo exceso de Spin que antes de emitir el pulso de RF, pero

invertido. Pulsos de 180º

1.5. Proceso de relajación. T1 y T2

Cuando se deja de emitir el pulso de RF termina la excitación y comienza la relajación. Se

produce un trasvase de energía de los protones a las moléculas de su entorno volviendo al

estado previo.

La cesión de energía se produce de dos formas simultaneas:

• En el eje longitudinal volviendo los vectores que habían pasado a

antiparalelo en la excitación a paralelo (estado de menor energía) recuperando la

magnetización longitudinal.

• En el plano trasversal recuperando el desfase y perdiendo la

magnetización trasversal.

El tiempo de recuperación de la magnetización longitudinal (Z) se denomina T1. Se define

T1 al tiempo que tarda en recuperarse el 63% de la magnetización longitudinal después de un

pulso de 90º.

La pérdida de la magnetización transversal se denomina relajación T2 o relajación spin-

spin. El tiempo de pérdida de la magnetización transversal (XY) se denomina T2 y se representa

en las gráficas T2.

Se define T2 al tiempo que tarda en perderse el 37% de la magnetización longitudinal, o

lo que es lo mismo, el tiempo que tarda en volver al 63% de la magnetización transversal de su

valor inicial, después de un pulso de 90º.

Un tejido con un T2 corto significa que ha perdido pronto la magnetización trasversal por

perder pronto la fase. El desfase, o pérdida de sincronismo en la dirección y velocidad de los


protones precesando en el plano transversal, se produce por los pequeños cambios magnéticos

de los núcleos vecinos de cada protón (spin-spin). Estos cambios o inhomogeneidades en las

frecuencias de precesión dependen de:

✓ Variaciones en la intensidad magnética del campo magnético

(Inhomogeneidades del imán) por defecto de fabricación, interferencias externas,

uso de gradientes, susceptibilidad magnética…

✓ Variaciones por las interacciones spin-spin propias de cada tejido

(inhomogeneidades de los tejidos)

A mayor inhomogeneidad, antes se produce el desfase y menor T2.

• Se denominan efectos T2 aquellos que producen el desfase por las

interacciones spin-spin o inhomogeneidades de los tejidos (T2 verdadero)

• Se denominan efectos T2* aquellos que producen la perdida de la

magnetización transversal por las inhomogeneidades de los tejidos sumadas a las

inhomogeneidades del imán.

La pérdida de magnetización trasversal ante los efectos T2* es más rápida que ante los

efector T2. Así T2 es mayor que T2*.

El T1 y el T2 son por tanto parámetros intrínsecos de cada tejido que dependen de

cualidades propias de cada elemento. El T1 es mayor que el T2 lo cual demuestra que, aunque los

procesos de relajación longitudinal y trasversal se produzcan simultáneamente, tienen una

duración distinta.

2. Equipos de RM

Para la obtención de una imagen por RM se precisa de un imán o campo magnético

externo donde introducir al paciente y generar la magnetización longitudinal, un pulso de RF para

generar magnetización trasversal, una antena que genere la señal o FID, unos gradientes que


localicen espacialmente la señal y un ordenador y programas informáticos que, en función de los

parámetros introducidos, gestione el equipo y trasforme las señales en una imagen.

2.1 Imán

Es el generador del campo magnético donde introducimos al paciente para obtener

magnetización longitudinal.

Según su intensidad se clasifican en:

Bajo Campo: menos de 0,5 T

Medio Campo: entre 0,5 T y 1 T

Alto Campo: entre 1 T y 3 T

Campo Ultraalto: más de 3T

*1Tesla (T) = 10.000 Gauss (G)

Según su calidad, los imanes se consideran más o menos homogéneos. Se considera

homogéneo cuando la intensidad en todos los puntos del isocentro del imán o volumen efectivo

es la misma. Es técnicamente imposible un imán perfectamente homogéneo, en consecuencia, a

más homogéneo sea un imán, mayor calidad tendrá y mejor calidad de imagen potencial.

La intensidad magnética del imán es decreciente según se aleja del volumen efectivo. Es

por esto por lo que la zona a estudiar debe posicionarse en el centro del imán.

Para mejorar la homogeneidad del imán se disponen sistemas de homogeneización o

Shimming. Estos sistemas pueden ser:

• Pasivo: mediante pequeñas piezas de hierro extraíbles que colocadas de

forma estratégica consiguen sumar intensidad magnética en las zonas inhomogéneas

por defecto.


• Activo: mediante un conjunto de unas 30 bobinas situadas dentro de la

carcasa del imán que se activan de forma automática bajo control del ordenador.

Suman o restan intensidad del campo magnético mediante campos magnéticos

correctores para conseguir mayor homogeneidad.

Figura de un imán permanente

Figura de un equipo de RM


Según el mecanismo de producción del campo magnético, los imanes se diferencian en:

• Natural o Permanentes: Están formados por material ferromagnético que genera

de forma espontánea (si la temperatura es la adecuada) un campo magnético permanente.

Su ventaja es el bajo coste de mantenimiento.

Los mayores inconvenientes son su gran volumen y peso (100t), la incapacidad de

generar campos magnéticos intensos y su inhomogeneidad si no se mantienen a temperatura

estable.

• Electroimanes Resistivos:

Consiste en un conductor resistivo dispuesto en forma de solenoide o bobina por donde

circula electricidad que genera un campo magnético perpendicular a las bobinas con una

intensidad proporcional a la corriente eléctrica (Electromagnetismo)

La resistencia genera calor por lo que requiere de un eficaz sistema de refrigeración por

agua con el consiguiente aumento en el coste de mantenimiento. Igualmente, el coste en el gasto

eléctrico en generar el campo magnético es alto por la naturaleza resistiva del conductor.

La intensidad del campo magnético es limitada (0,3T-0,7T) y tiene la ventaja de poder

“apagar” el campo.


• Electroimanes Superconductores:

Tiene la misma forma que el electroimán resistivo, pero con la condición de

superconductor. Para conseguir la superconducción se requiere un material superconductor en

las bobinas (aleación de niobio y titanio) y una temperatura cercana al cero absoluto (-273ºC).

Al no haber resistencia, no hay pérdida de energía y una vez conectado a la corriente eléctrica y

generados los teslas deseados, se desconecta y se autoabastece (electromagnetismo y Ley de

Inducción de Faraday)

Para conseguir que las bobinas están a una temperatura tan baja se requiere que estén

introducidas en una carcasa con Helio líquido envuelta de otras cámaras de vacío aislante y

Nitrógeno Líquido.

Su principal ventaja es conseguir campos magnéticos altos o ultraaltos (1T a 9T) y

homogéneos. Esta condición permite realizar todo tipo de estudios (estudios cardíacos,

espectroscopía…) que otros imanes no permiten.

Su inconveniente es el alto coste del equipo y de mantenimiento por las calibraciones y

reposiciones del Helio líquido.

Otro inconveniente en la mayoría de estos imanes es su disposición cerrada en forma de

túnel con una apertura de 50-60 cm de diámetro que puede causar claustrofobia como

contraindicación relativa.

Se define Quench a la caída del campo magnético por aumento de temperatura y falta de

capacidad superconductora. Puede ser Inesperado, normalmente por un fallo en el sistema de

refrigeración, que produce una explosión por el cambio brusco de la condición líquida a gas del

helio, o controlado que se provoca la fuga de helio en caso de emergencia.

En caso de Quench brusco, la presión de la explosión se disipa por una chimenea de

emergencia desde la carcasa hasta el exterior. En cualquier caso, hay que evacuar la sala porque

el helio gas desplaza al oxígeno.

13 Fundamentos físicos y equipos

2.2 Gradientes

Un gradiente es una variación lineal de la intensidad del campo magnético. Estas

variaciones las producen las bobinas de gradiente situadas concéntricamente dentro de la

carcasa del imán.

Si colocamos dos bobinas paralelas entre sí y a lo largo del vector magnético del imán y

con corriente en sentido opuesto, generarán una variación uniforme del campo magnético a lo

largo del eje Z

Las bobinas de gradiente se posicionan por pares y cada par en una dimensión espacial

para que al activarse generen variaciones lineales de intensidad magnética del imán en las tres

dimensiones. Así tenemos tres gradientes:

• Gradiente de selección de corte: A lo largo de la dimensión Z.

• Gradiente de codificación de fase: Se aplica en una de las dimensiones del plano XY

• Gradiente de codificación de frecuencia: se aplica en la otra dimensión XY

El gradiente de selección de corte permite que el pulso de RF influya únicamente sobre

el corte seleccionado y no en todo el volumen efectivo del imán o isocentro. Los gradientes de

codificación de fase y frecuencia o también llamados gradientes de campo permiten localizar

espacialmente la señal dentro del corte en el plano XY.


Además de codificar espacialmente la señal, existen diferentes gradientes con

funciones específicas que veremos más adelante.

Un gradiente es más potente cuanta más variación magnética sea capaz de generar en

menos tiempo. Unos gradientes potentes son condición imprescindible en equipos que

requieren estudios avanzados y rápidos.

Las bobinas de gradiente al activarse y desactivarse tan rápidamente y con tanta carga

eléctrica producen una vibración sonora que provoca el sonido característico de la RM.

Figura. Sala de RM.


2.3 Sala de Resonancia Magnética

El diseño de la sala de resonancia magnética debe cumplir con el criterio de seguridad

del paciente y el criterio de calidad de imagen, fundamentalmente evitando artefactos.

Las paredes, techo y suelo deben estar blindadas con acero o cobre formando una

Jaula de Faraday o blindaje pasivo. El acero o cobre son materiales conductores de electricidad

que impiden el paso de ondas electromagnéticas externas como las de radio, televisión o

telefonía que si son captadas por las antenas producirán artefactos en la imagen. Este blindaje

pasivo complica la homogeneidad de imán.

2.4 Antenas

Las antenas en RM pueden ser transmisoras de los pulsos de RF, transmisora y

receptora (mixta), o únicamente receptora.

La eficacia de las antenas está relacionada con la cantidad de señal que se produce por

lo que juegan un papel fundamental en la calidad de la imagen. En general, cuanto más

próxima esté la antena a la anatomía a estudiar, mayor será la intensidad de la señal

Se clasifican en:

• Antena de Body (Body coil): integrada en la carcasa del imán. Permite estudios de

mucho volumen o cobertura (FOV grande) pero al estar alejada de la anatomía

aportan baja señal, aunque homogénea. Por lo general funciona como trasmisora

junto con otra antena que funciona como receptora.

• Antenas circunferenciales: rodean la anatomía a estudiar teniendo su forma

adaptada a esa anatomía. Así hay antenas de cráneo, de rodilla, de tobillo… Por lo

general son rígidas y de funcionamiento mixto (emisoras y receptoras) Se acercan

más a la anatomía que la antena de Body aportando más señal y manteniendo buena

homogeneidad de señal por su condición volumétrica o envolvente.


• Antenas de superficie: suelen ser maleables por lo que tienen cierta capacidad de

adaptarse a la anatomía, aunque no llega a envolverla. La zona para estudiar aporta

una señal más intensa en las zonas más cercanas a la antena, pero más débil en las

zonas alejadas mostrando cierta inhomogeneidad en la imagen. Suelen tener función

únicamente receptora

Según su complejidad se pueden clasificar en simples, aquellas que constan de un

conductor y un amplificador, y en múltiples, que disponen de un conjunto de antenas

integradas con un amplificador y que pueden activarse los canales de forma independiente.

Estas últimas, también llamadas Phased Array, suelen ser receptoras, actuando como

trasmisora la de Body .

3. Señal


Si colocamos una bobina receptora o antena perpendicular al plano transversal, la

magnetización transversal generada por el proceso de excitación inducirá un voltaje o

corriente en esta antena denominada FID (Free induction decay o caída libre de inducción)

Free (libre) porque no requiere energía adicional, Induction porque induce una corriente en la

bobina receptora o antena y Decay porque desaparece en el tiempo.

Como los spines se comportan como pequeños imanes o dipolos, al precesar en el

plano transversal, sus vectores magnéticos inducen en el conductor o antena una corriente

eléctrica alterna. La señal podemos determinarla por tres parámetros:

✓ Intensidad: equivale a la cantidad de electrones que se inducen en la

bobina y que es proporcional a la cantidad de magnetización trasversal que

incide en ella.

✓ Frecuencia: equivale a la velocidad o frecuencia de precesión.

✓ Duración: equivale al tiempo de pérdida de la magnetización

trasversal o T2

En función de la intensidad y el tiempo de la señal, los tejidos mostrarán un tono de

gris determinado en una escala del blanco al negro, así los tejidos que emitan señales intensas

se mostrarán blancos o hiperintensos y los tejidos que emitan señales débiles se mostrarán

oscuros o hipointensos.

4. Formación de la Imagen en RM

4.1 Parámetros espaciales de la imagen digital

Las dimensiones del corte (slice) que se representarán en la imagen dependen de:

1.1. Campo de visión. Field of View (FOV)

Es el área en el plano XY que se representará en la imagen. Se mide en cm o mm. Por

ejemplo, con un FOV de 20cm, tenemos un lado de 20 cm y otro lado de 20 cm creando el

“marco” del área a estudiar. El FOV puede ser cuadrado o rectangular.


El FOV máximo depende de cada equipo, pero oscila entre los 40 y 50 cm. El FOV debe

ser igual o menor de las dimensiones del isocentro del imán que es donde el campo es

homogéneo.

1.2. Grosor de corte

Es la dimensión Z, o profundidad del corte. Este parámetro condiciona la resolución

espacial. Se mide en mm.

Una vez definidas las 3 dimensiones del corte, FOV en XY y grosor de corte en Z y

creado el “marco” de la imagen, ésta se divide en unidades básicas de la imagen digitales

denominadas píxel y vóxel mediante la matriz.

1.3. Matriz

Es el número de unidades en que se divide el FOV en cada una de las dimensiones del

FOV. Así con una matriz de 320 x 320, el FOV se ha dividido en 320 filas y 320 columnas

creando un total de 102.400 píxeles o vóxeles.

1.4. Píxel

Es la unidad básica bidimensional (XY) de una imagen digital. El número de píxeles de

una imagen dependerá de la matriz y el tamaño de cada uno de ellos depende del FOV y la

matriz. Cada lado del píxel mide el FOV de una dimensión del plano XY dividido por la matriz de

la misma dimensión. El área del píxel será el tamaño de un lado del píxel por el tamaño del

otro lado del píxel. Cuanto menos sea el tamaño del píxel mejor resolución XY de la imagen

final.

1.5. Vóxel:

Es la unidad básica tridimensional (XYZ) de una imagen digital. Equivale al píxel

añadiendo el grosor de corte por lo que el número de píxeles de una imagen coincide con el

número de vóxeles. Su tamaño depende del FOV, Matriz y el grosor de corte. Cuanto menor

sea el tamaño del vóxel, mayor resolución tendrá la imagen final. Para calcular el volumen del

vóxel se multiplica ambos lados del píxel con el grosor de corte.


Cuando un vóxel tiene sus tres dimensiones iguales se denomina isotrópico, y se

denomina anisotrópico cuando son distintas. En términos de calidad de imagen, un vóxel

isotrópico y pequeño aporta mayor resolución.

Un estudio de RM consta de una serie de secuencias y cada una de ellas tiene un

número de cortes determinados. Todos los cortes de una misma secuencia tendrán el mismo

FOV, Matriz y grosor de corte.

4.2 Trasformada de Fourier

Es una fórmula matemática que convierte la información del espacio K en información

de imagen, esto es, de coordenadas de intensidad, fase y frecuencia en coordenadas

espaciales y de grises. Realiza el proceso de asignar a cada píxel de la matriz un tono el tono de

gris correspondiente.

5. Contraste en RM

El contraste es la capacidad de diferenciar estructuras vecinas o adyacentes por sus

diferencias en la intensidad de señal o diferencias en los tonos de gris. Es el parámetro

fundamental en el diagnóstico por imagen.

La RM aporta un alto contraste intrínseco por la capacidad de mostrar en la imagen la

variabilidad del comportamiento de los elementos determinados por el T1, el T2 y la DP.


Basándonos en estos parámetros intrínsecos de los tejidos podemos mostrar una gran

variedad de contrastes que aportan alto valor diagnóstico.

➢ Secuencia Spin-Echo

Para entender cómo conseguir el contraste deseado debemos explicar que es una

secuencia en RM. Podemos definir secuencia como la sucesión de pulsos de radiofrecuencia y

gradientes (variaciones lineales de la intensidad del CME) que se aplican bajo control de un

ordenador para la formación de imágenes. Básicamente determinan:

• El ángulo de inclinación del vector de magnetización (flip angle)

• El tiempo que trascurre entre cada pulso de excitación (TR)

• El tiempo de adquisición de la señal o eco (TE)

Nos basamos en la secuencia Spin-Echo formada por un pulso de excitación de 90º

seguido de un pulso de 180º

Al aplicar un pulso de 180º se produce:

• Una inversión de la magnetización longitudinal. La misma cantidad de spines que

determinaban el exceso de spin en paralelo, al aplicar el pulso de RF de 180º, lo

hacen ahora en antiparalelo.

• Se invierte el sentido de giro de los vectores magnéticos en el plano trasversal (las

agujas del reloj cambian de sentido)

Tras la aplicación del pulso de 90º los protones comienzan a perder la fase por los

efectos T2 y en su caso, T2*. Inmediatamente después del pulso de excitación dejan de

precesar a la misma velocidad y cada vector adquiere su propia velocidad, esto es, dejan de

estar en “pelotón” porque unos son más rápidos y otros más lentos por la influencia de las

inhomogeneidades propias de los tejidos (interacciones spin-spin) y en su caso, las

inhomogeneidades del CME.


Si antes de perder toda la magnetización trasversal producida por el pulso de 9’0º

aplicamos el pulso de 180º, por invertir el sentido de giro, los vectores que precesan más

rápidos alcanzarán a los más lentos y volverán a estar en fase, generando de nuevo una

magnetización transversal y señal denominada Eco.

El Eco generado es creciente en intensidad hasta que se consigue la fase (los más

rápidos están alcanzando a los más lentos) y una vez que la intensidad es máxima comienza de

nuevo el desfase y la intensidad vuelve a decrecer (los más rápidos adelantan a los más lentos

y se vuelven a separar)

El pulso de 180º se puede repetir varias veces, aunque la intensidad de los ecos

sucesivos será cada vez menor debido a que al no igualar las velocidades de precesión, en cada

refase o eco afectan los efectos T2 (diferencias en las frecuencias de precesión). Esta es la

misma explicación por lo que la señal del pulso de 90º es mayor que la señal

En RM hay tres contrastes básicos:

• Contraste T1: las diferencias en los tonos de gris están determinadas por la

composición molecular del tejido o su capacidad de disipar el exceso de energía.

• Contraste T2: la escala de grises depende de las diferencias en la inhomogeneidad de

los tejidos.

• Contraste DP: la intensidad de señal de los tejidos está influenciada por la cantidad

de protones de cada uno de ellos mostrando un contraste propio.

5.1. Influencia del TR en el contraste.

Se define TR o Tiempo de repetición como el tiempo entre dos pulsos de excitación (en

el caso de la secuencia Spin-Echo entre dos pulsos de 90º)

Si aplicamos un TR lo suficientemente largo para que los tejidos recuperen toda la

magnetización longitudinal, al aplicar el siguiente pulso de 90º, toda la magnetización

longitudinal determinada por la DP se vuelca al plano transversal obteniéndose una señal cuya

intensidad depende de la cantidad de protones de cada tejido.


Si aplicamos un TR corto y el siguiente pulso de excitación se aplica antes de que los

tejidos recuperen su magnetización longitudinal máxima, la magnetización longitudinal que

ahora se traslada al plano trasversal dependerá del T1 de cada tejido. Si el tejido tiene un T1

corto habrá recuperado más magnetización que el tejido con un T1 largo, mostrándose

diferencias en su intensidad de señal determinadas por los efectos T1 o interacciones spin-

red o spin-laticce.

El resultado de aplicar un TR largo es un contraste DP. Las diferencias en la intensidad

de señal dependen principalmente de las diferencias en la cantidad de protones de cada

tejido. Los tejidos con alta densidad protónica se mostrarán hiperintensos y los tejidos con

densidad protónica baja se mostrarán hipointensos. Se considera TR largo a más de 1.500ms

El resultado de aplicar un TR corto es un contraste T1. Los diferentes tonos de grises

dependen principalmente de las diferencias T1, esto es, en las diferentes velocidades en

disipar el exceso de energía en el entorno (spin-laticce) Los tejidos con T1 corto se mostrarán

hiperintensos y los tejidos con T1 largo se mostrarán hipointensos. Se considera TR corto a

menos de 500ms.

5.2 Influencia del TE en el contraste.

Se define TE o Tiempo de Eco al tiempo entre el pulso de excitación hasta la recepción

de la máxima intensidad del eco.

Si él TE es corto, el pulso de 180º se aplica cuando ha trascurrido poco tiempo de

proceso de relajación T2 y las diferencias determinadas por las inhomogeneidades de los

tejidos apenas han tenido tiempo de mostrarse. Así el eco generado no aportará diferencias

T2. Teniendo en cuanta que las máximas diferencias T2 se muestran al final de la curva T2 o al

final del proceso de relajación transversal, aplicando el pulso de 180º al final del proceso T2

(TE largo), los ecos si aportarán las diferencias en cuanto a la inhomogeneidad de los tejidos.

El resultado de aplicar un TE largo es un contraste T2. Las diferencias de grises de la

imagen estarán determinadas básicamente por las diferencias en la inhomogeneidad de los

tejidos (diferencias Spin-Spin). Aquellos tejidos más homogéneos se mostrarán más

hiperintensos y los tejidos más inhomogéneas se mostrarán más hipointensos.


Se considera TE corto a menos de 20ms y TE largo a más de 80ms

5.3 Potenciación del contraste

El contraste resultante en la imagen determinado por los parámetros intrínsecos (T1,

T2 y DP) y los parámetros extrínsecos (TR y TE) será contaste T1, contrate T2 o contraste DP,

pero tendrá influencia también de los otros dos. Así, por ejemplo, en el contraste T1 habrá

influencia de los efectos T2 o de la densidad protónica.

Llamamos potenciación o ponderación la utilización adecuada de los parámetros

extrínsecos para que el contraste deseado pondere o predomine en la imagen, así tenemos

potenciación T1, potenciación T2 y Potenciación DP:

• Potenciación T1: el objetivo es que el contrate T1 pondere en la imagen. Para ello se

utiliza:

o TR corto para que las diferencias en la magnetización longitudinal al aplicar el

siguiente pulso de excitación estén determinadas por las diferencias T1.

o TE corto para evitar que se produzca el desfase y se muestran las diferencias

T2

• Potenciación T2: el objetivo es que el contraste T2 predomine en la imagen. Para ello

se utiliza:

o TR largo para que se recupere la magnetización longitudinal y no se muestren

diferencias T1.

o TE largo para que el eco generado dependa de las diferencias T2. Si dejamos

que se produzca el proceso de desfase, dependiendo de la homogeneidad de

los tejidos, este proceso se producirá a diferentes velocidades.

Aquellos tejidos más homogéneos todavía tendrán magnetización transversal cuando

se aplique el pulso de 180º (en secuencia Spin-• Echo) y aportará señal.


Los tejidos inhomogéneos harán perdido gran parte de su magnetización transversal y

el eco generado será débil.

• Potenciación DP: se utilizan los parámetros extrínsecos para que el contraste DP

predomine en la imagen. Para ello se utiliza:

o TR largo para que los tejidos pierdan el exceso de energía del pulso de RF

y se muestren las diferencias en la cantidad de protones de hidrógeno de

cada tejido.

o TE corto para que no se muestren las diferencias T2 evitando que se

produzca el proceso de desfase.

6. Artefactos (Anexo)

La calidad de imagen en RM depende del contraste, la resolución, la RSR, pero también

de los artefactos. Representan distorsiones e imágenes que pueden afectar en el diagnóstico

final.

La función del técnico es detectar e identificar el artefacto, solucionarlo en la medida

de sus posibilidades o solicitar ayuda al personal técnico más especializado, específico de cada

equipo.

Los artefactos se pueden clasificar en:

1. Artefactos de procesamiento de imagen

1.1. Aliasing.

1.2. Desplazamiento químico.

1.3. Truncación.

1.4. Volumen parcial.

2. Artefactos relacionados con el paciente

2.1. Artefacto de movimiento.

2.2. Ángulo mágico.


3. Artefactos por la radiofrecuencia

3.1. Cross-••Talk. conversación cruzada.

3.2. Artefacto de cremallera o “zipper”

3.3. Interferencia de radiofrecuencia.

4. Artefactos por inhomogeneidad del campo magnético.

4.1. Artefacto cebra.

5. Artefactos por susceptibilidad magnética

5.1. Objetos ferromagnéticos

6. Artefactos relacionados con los gradientes.

6.1. No-••linealidad

1. Artefactos en el procesamiento de la imagen.

Son aquellos relacionados con la fase de procesamiento de la señal, antes de

convertirla en imagen.

1.1 ALIASING

Este artefacto se produce cuando los protones excitados fuera del FOV se codifican

dentro de éste.

El gradiente de selección de corte determina el grosor de corte en la dimensión Z y

todos los protones del plano XY contenidos en este grosor de corte y dentro del área de

detección de las antenas serán excitados, estén dentro o fuera del FOV seleccionado.

Los protones excitados fuera del FOV producirá una señal que estará también fuera del

rango de fases y frecuencias definidos por los gradientes de codificación espacial del plano XY.

Estas señales serán codificadas dentro del rango preestablecido por el ancho de banda de los

gradientes que equivale a la dimensión del FOV por lo que se mostrarán dentro de la imagen

enmarcada por el FOV.


Este artefacto se representa con la superposición de las estructuras fuera del FOV

dentro del FOV y en el lado opuesto. Siendo más frecuente en la dimensión de codificación de

fase.

Por tener las adquisiciones 3D una doble codificación de fase, también puede darse

este artefacto de tal forma que la anatomía fuera de la cobertura en le plano Z se mostrará en

las particiones del lado opuesto.

Las soluciones a este artefacto son:

• Reorientar la dimensión de codificación de fase en la dimensión anatómica menor

para que fuera del FOV no se encuentre anatomía.

• Aumentar el FOV. Al aumentar el FOV para abarcar toda la anatomía dentro del

FOV, se perderá resolución por aumentar el tamaño del píxel, y si se aumenta la

matriz para compensar esta disminución en la resolución, se aumentará el tiempo

de adquisición.

• Utilizar bandas de saturación mediante la aplicación de pulsos de excitación a las

estructuras situadas fuera del FOV, antes de la secuencia de pulsos determinada.

Por ser muy corto el tiempo entre este pulso y el pulso de excitación de la

secuencia, los spines se saturan y no aportarán señal. Esta técnica incrementa el TA

por implicar un aumento del TR. Hay que tener cuidado en las potenciaciones T1

por este aumento del TR.

• Over-••Sampling o Sobremuestreo. Consiste en aumentar en la dimensión de

codificación de fase líneas adicionales de fase, hacia las estructuras fuera del campo

de visión, para que los valores de codificación de fase de la señal de fuera del FOV

sea distinta a los valores de codificación de las señales de dentro del FOV. De esta

forma las señales fuera del FOV se pueden descartar de la imagen final. El aumento

de líneas adicionales de fase implica un aumento en el número de pasos de

codificación de fase (Ny) y en consecuencia un aumento del TA.


Este Over-••Sampling también se utiliza en la dimensión Z en las adquisiciones 3D con

un sobremuestreo de particiones para evitar que dentro del rango de cobertura elegido, los

últimos y los primeros cortes no estén afectados por imágenes provenientes de regiones

anatómicas vacias. En este caso estamos aumentando la RSR ya que aumentamos el volumen

global de tejido excitado, pero también, estamos aumentando el TA por el aumento del

número de codificaciones en la dimensión Z (Nz)

1.2 DESPLAZAMIENTO QUÍMICO

El principio de este artefacto se basa en la diferencia de precesión de las diferentes

moléculas que tengan hidrógeno, especialmente de los protones de agua y grasa, que en las

regiones de interfase entre tejidos con predominio de agua y grasa, pueden dar lugar a

anomalías en la interpretación de los vóxeles cercanos.

La diferencia en las frecuencias de precesión entre agua y grasa depende de la

intensidad del campo magnético, así, en una resonancia de 1 Tesla la diferencia es de unos

147Hz y con una intensidad de 1,5T, esta diferencia aumenta a unos 225Hz. Es por esto, que

este artefacto es más probable y más evidente en imanes de alto campo.

La codificación espacial en la dimensión de codificación de frecuencia se realiza

asignando a cada fila o columna en esta dimensión un rango de frecuencias determinado por

el FOV, la matriz y la intensidad del gradiente. A más intensidad del gradiente, más variación

de frecuencias y más rango en cada fila o columna.

Igualmente, a mayor FOV y menor matriz, el rango asignado a cada fila o columna

también será mayor. Si el rango de frecuencias de cada fila o columna es menor que la

diferencia en las frecuencias de precesión de agua y grasa, se producirá este artefacto de tal

forma que se mostrará un “desplazamiento” del agua con respecto a la grasa en la imagen

final.

De este modo la codificación de un vóxel de agua o un vóxel con grasa, puede ser leída

de manera anómala en la codificación de frecuencia al presentar una frecuencia erróneamente

menor o mayor a la correspondiente en ese punto de la codificación de frecuencia, y ser esa

intensidad de señal asociada a los vóxels adyacentes, y restada de la posición real.


Si tenemos, en un caso concreto, en una resonancia de 1,5T, 125Hz por píxel, de rango

de frecuencias, habrá 2 pixeles comprometidos. En una de las direcciones de codificación de

frecuencia 2 píxeles aparecerán con el valor sumado de intensidades, mostrándose una banda

hiperintensa, mientras que en el extremo opuesto se mostrará un vacío de señal o banda

hipointensa.

Este artefacto ocurre fundamentalmente en las bruscas, de tejido graso con respecto a

tejidos que presentan una composición preferentemente acuosa como entre el riñón y la grasa

perirrenal o el hígado y la grasa de su entorno.

Este artefacto también se denomina de desplazamiento químico de 1º clase, ya que se

considera al de 2º clase a las imágenes de “fase” y “fase opuesta” en las secuencias EG, que

están basadas en el mismo principio de diferencia de frecuencias entre grasa y agua, aunque

se muestra en ambas dimensiones del plano XY y no solo en una como es el caso del artefacto

de 1º clase.

Las soluciones a este artefacto se basan en tres estrategias diferentes:

• Cambiar la dirección de codificación de frecuencia. Esta estrategia no evita el

artefacto pero si evita un posible error de interpretación de la imagen ya que el

mismo artefacto se mostrará en otra localización, asegurando por tanto, que

realmente es un artefacto.

• Anular la señal de la grasa.

• Conseguir aumentar el rango de frecuencias asociado a cada fila o columna en la

dimensión de codificación de frecuencia. Para ello se debe aumentar la intensidad

del gradiente o ancho de banda, que dependerá de la capacidad técnica del equipo,

y/o aumentar el tamaño del vóxel, aunque afectará a la resolución final.


1.3 TRUNCACIÓN

Se produce por la imposibilidad temporal de “leer” la señal completa. Por limitaciones

de tiempo y del software-••hardware, la señal de RM solo es leída en una parte de su

magnitud. Esto supone abreviaciones en la Transformada de Fourier y errores que se muestran

en la imagen final.

La truncación o Gibbs es un fenómeno visible en las interfaces con mucho contraste,

entre estructuras de intensidad muy diferentes y cercanas, producido porque no podemos

tomar más que una muestra temporal de la señal.

Se muestra en zonas donde hay una interfase entre tejidos con intensidades de señal

muy distintas como entre grasa/músculo y L.C.R./médula. Aparece como bandas hipointensas

entre otras de intensidad más alta en la dimensión de codificación de fase que pueden

confundirse con artefactos por movimiento.

Este artefacto se muestra más evidente cuando el tamaño del vóxel en la dimensión de

codificación de fase es mayor porque es más difícil representar con precisión los límites entre

diferentes contrastes.

Las soluciones están relacionadas con utilizar matices más altas o FOV más pequeños

para disminuir el tamaño del píxel y no abusar de las adquisiciones reducidas mediante

matrices asimétricas (reducción de matriz – Rmatriz)

1.4 VOLUMEN PARCIAL

Más que un artefacto es un fenómeno común a toda imagen adquirida mediante

tomogramas o cortes seccionales. Es por tanto, un fenómeno común en RM y TC.

El grosor de corte debe tener un espesor mínimo que en RM esta relacionado

directamente con la RSR. Para obtener la cantidad de señal suficiente el vóxel debe tener un

mínimo volumen.


Con grosores de corte relativamente altos se pierde definición anatómica de

estructuras pequeñas (resolución Z) que pueden quedar “promediadas” con el resto de los

tejidos o estructuras presentes en el mismo vóxel.

Además de la pérdida de resolución, en un grosor de corte concreto podemos incluir

de manera parcial algún otro tejido u órgano cercano de estructura e intensidad diferente que

simule patología.

El parámetro determinante para la aparición de este artefacto representado por falta

de resolución Z y la inclusión de estructuras vecinas en la loncha, es el grosor de corte. A

mayor grosor de corte, más prevalencia del artefacto.

Las medidas para evitar el artefacto por volumen parcial y su influencia en la

interpretación del estudio son:

• Disminuir el grosor de corte.

• Interpretar la misma región anatómica en otros planos.

• Interpretar todos los planos de la misma serie de forma conjunta, especialmente los

contiguos para definir si la imagen que representa al artefacto en un corte es de

patología o de otra estructura anatómica normal.

2. artefactos relacionados con el paciente

2.1. ARTEFACTO POR MOVIMIENTO

Es uno de los artefactos más prevalentes debido a los altos tiempos de adquisición de

la RM. Son aquellos artefactos relacionados con el movimiento del paciente, y el movimiento

de los tejidos móviles del organismo.

Se pueden diferenciar los movimientos en:

• Movimientos periódicos: son aquellos que se producen con una regularidad en el

tiempo; latido cardíaco, respiración, pulso…


• Movimientos no periódicos: son aquellos movimientos irregulares como el

peristaltismo, movimientos oculares. Dentro de estos movimientos irregulares se

encuentran los movimientos del paciente producidos por cansancio, ansiedad,

dolor…

Los artefactos por movimientos periódicos aparecen como imágenes anómalas, y con

frecuencia similares a la estructura que da lugar al artefacto pero a distancia de la estructura

dentro del FOV, siguiendo la dirección de fase. Aparecen como “desdoblamientos” de las

estructuras móviles.

Estos artefactos de los movimientos periódicos también se denominan “fantasmas” y

están producidos por el movimiento de dicha estructura entre los pulsos de excitación. Con

cada TR, la estructura está en diferente posición y así se representa en la imagen. Por ejemplo;

en los cortes axiales de tórax, el contorno anterior del tóraz estará en diferentes posiciones en

función del ciclo respiratorio; en la inspiración estará anteriorizado y en la espiración estará

posteriorizado. A más TR, estos desdoblamientos del contorno de la estructura móvil

aparecerán más separados entre sí.

Otras veces, el tejido que llega al corte (como por ejemplo la sangre) viene con una

fase diferente, porque es móvil y viene de otra parte del cuerpo, con otra fase, o sin excitar. Al

llegar a la loncha excitada, viene con una fase distinta al resto de los tejidos estáticos de la

loncha. Si además en cada TR viene con una fase distinta, dará lugar a un artefacto que se

repite varias veces en el FOV (por ejemplo, réplicas de la aorta a lo largo la dimensión de

codificación de fase en un corte axial)

Los artefactos por movimientos no periódicos provocan un emborronamiento de los

contornos o falta de nitidez denominado “blurring” también en la dimensión de codificación de

fase.

Tanto con los movimientos periódicos como los no periódicos también provocan una

disminución de la RSR porque los protones dentro de un vóxel al moverse a lo largo de los

gradientes de codificación espacial durante el TE sufren un desfase añadido.


Las soluciones pueden hacer que el artefacto no se produzca, pero en ocasiones el

objetivo será minimizarlo ante la imposibilidad de eliminarlo:

• La primera medida que hay que tomar es la prevención para que aquellos

movimientos voluntarios del paciente no se produzcan. En este sentido, la mejor

estrategia es informar correctamente al paciente del tiempo de duración de la

prueba, lo que oirá y lo que sentirá. También se debe solicitar la colaboración del

paciente manteniéndose tranquilo y sin moverse.

• Utilizar medios físicos de inmovilización como almohadillas, cuñas,

cinchas, fajas abdominales…

• Aumentando el número de adquisiciones o Nex conseguimos minimizar los

artefactos producidos por movimientos no periódicos ya que la anatomía estará

más tiempo inmóvil en una misma posición que en movimiento. Aumentando los

Nex, realza la señal del tejido estático con respecto al tejido que se ha movido. Esta

medida va asociada a un aumento del TA.

• Supresión grasa: gran parte de la grasa se sitúa en el tejido subcutánea en la

periferia de las estructuras que son las más móviles. Suprimiendo la señal de la

grasa, eliminaremos gran parte de los artefactos por movimiento.

• Utilizar secuencias rápidas en apnea. Conseguimos eliminar los artefactos por

movimiento respiratorio. En este sentido es muy válida la secuencia HASTE.

• Utilizar secuencias Single-••Shot para evitar que existan dos pulsos de

excitación entre los cuales se produzca movimiento y la aparición de “fantasmas”.

• Bandas de saturación colocadas sobre la región donde proviene el artefacto. Esta

técnica se utiliza especialmente para evitar los artefactos por flujo o movimiento de


la sangre. Supone un aumento del TA por aplicar en la secuencia un pulso de

excitación previo que aumenta el TR.

• Utilizar fármacos antiperistálticos en los estudios de abdomen.

• Cambiar la dirección de codificación de fase a la dimensión donde menos

movimiento se produzca. Si el movimiento se da en ambas dimensiones del plano

XY, el cambio de dirección se realiza para que el artefacto se muestre en

ubicaciones distintas evitando errores diagnósticos.

• Gating o “disparo coordinado” con el latido del corazón (gating cardíaco) o con la

respiración (gating respiratorio) se trata de sincronizar el ciclo cardíaco o

respiratorio adquiriendo siempre la señal en el mismo momento del ciclo.

Para el Gating cardíaco se utiliza uno electrodos de carbono en el pecho del paciente

similar a un electrocardiograma. En algunos equipos también es posible la utilización de

detectores de flujo arterial en un dedo de la mano o del pié que sincroniza la adquisición de la

imagen con el latido (Gating periférico).

Para el Gating respiratorio, se coloca una malla con detectores de posición en el pecho

del paciente para sincronizar los movimientos de inspiración y espiración con la adquisición de

datos.

Tanto el Gating cardíaco como respiratorio aumentan el TA de la prueba.

• Secuencias de compensación cardiaca o respiratoria: se toman los datos de forma

continua y posteriormente se eligen sólo los datos que estén en una misma fase del

ciclo cardíaco y/o respiratorio.

• Administrar analgésicos o sedación.


2.2. ÁNGULO MÁGICO

En los estudios de musculoesquelético para valorar tendones, cuando existe una

orientación concreta de 55º de la dirección del tendón con respecto al campo magnético, este

tendón se mostrará con aumento de señal en secuencias con TE corto (potenciación T1 y Dp)

sin embargo se mostrará normal con TE largo (potenciación T2)

La causa es que el colágeno, responsable de la formación de buena parte del tendón,

no tiene las mismas propiedades en todas las direcciones de medida y su relajación T2 varía

mucho según su orientación. Esto provoca que en el “ángulo mágico” el T2 de los tendones

está algo aumentado. En las imágenes potenciadas en T2 este efecto es inapreciable, pero con

TE corto contribuye aumentando la señal del tendón.

3. Artefactos por la radiofrecuencia

Los errores o interferencias que pueden ocasionar sobre la imagen los repetidos pulsos

de RF que se emiten, o una radiofrecuencia ajena al sistema, emitida durante la adquisición de

datos y detectada por la antena, pueden producir un tipo de artefacto específico.

3.1 CROSS-••TALK. Conversación cruzada.

Producido por la interferencia que un pulso de RF enviado para excitar los tejidos de

un corte, puede provocar la excitación o estado de magnetización de los tejidos de los cortes

vecinos.

El gradiente de selección de corte determina un rango de frecuencias que serán

excitadas en la dimensión Z definiendo el grosor de corte. La realidad es que el perfil de

excitación no es completamente puro. Por ejemplo, si la anchura de banda de excitación es de

65,5 a 65,6 mHz, estarán también incluidos algunos protones con frecuencias ligeramente

superiores e inferiores, digamos a 65,495 y a 65,615 mHz.

Si los tejidos de cortes vecinos se excitan dos veces (una por el corte vecino y otra para

el propio corte) en un tiempo muy corto se producirá saturación y pérdida de señal.


Este artefacto es más evidente en cortes no paralelos y que se cruzan en el FOV. Este

caso es usual en los cortes axiales lumbares donde la dirección de los cortes debe programarse

en el dimensión AP de los discos intervertebrales, que por la lordosis lumbar, los paquetes de

cortes pueden cruzarse en e la parte posterior. En este caso aparecerá un vacío de señal en las

zonas de solapamiento.

Soluciones:

• Aumentar el GAP en al menos el 30% del grosor de corte. En los equipos más

modernos se consiguen perfiles de pulsos más rectangulares que permiten un

intervalo entre 10%-••20% sin “crosstalk”.

• Adquisición intercalada donde se adquieren primero los cortes pares y después los

cortes impares.

• Adquisiciones 3D

3.2 ARTEFACTO DE CREMALLERA o “Zipper”

Ocurre cuando el pulso de RF no se corta completamente durante la recepción de la

señal, y afecta a la señal receptora.

Se muestra como una banda en cremallera a lo largo del eje de codificación de fase.

Este artefacto está relacionado con problemas de hardware o software o ambos.

3.3 INTERFERENCIA DE RADIOFRECUENCIA.

Se produce por la influencia de una radiofrecuencia procedente del exterior de la sala

de RM que interfiere con el pulso: Televisión, estación de radio, luz fluorescente parpadeante,

equipamiento de monitorización del paciente…

En la imagen se observa un exceso de ruido.


Si durante la adquisición de datos, aparece un pico de RF brusco y limitado (“Spikes”),

se produce un punto erróneo o “parásito” en el espacio de datos. En este caso, el artefacto

aparecerá con líneas diagonales mas o menos evidentes denominado criss-••cross, espiga

o efecto pana.

Ante la presencia de este artefacto se debe revisar el estado de la Jaula de Faraday,

apartar los aparatos de monitorización del paciente si es posible y cerrar la puerta de la sala.

4. Artefactos por inhomogeneidad del campo magnético.

Son artefactos relacionados con la falta de homogeneidad del campo magnético

(Shimming) Su aparición sugiere la desactivación o incorrecta homogeneización del campo

magnético, que por diversos motivos, pierde la capacidad de producir imágenes con intensidad

de señal homogénea

4.1. ARTEFACTO EN CEBRA O “MOIRE FRINGES”

Se muestran bandas brillantes y oscuras siguiendo pequeñas líneas del de fuerza del

campo magnético en las zonas alejadas del centro homogéneo del imán.

Este artefacto es más frecuente en equipos con el Gantry o tubo de más diámetro y

menos profundidad y en equipos abiertos que, en principio, son menos homogéneos. Además

son más frecuentes en secuencias EG por no utilizar pulsos de 180º.

5. Artefactos por susceptibilidad magnética

5.1. ARTEFACTO POR OBJETO FERROMAGNÉTICO

Antes de considerar este artefacto bajo un criterio de calidad de imagen, se debe

considerar por un criterio de seguridad. Ciertos objetos metálicos pueden ser incompatibles

con la prueba y suponer un riesgo para la seguridad del paciente y para el operador.

Las sustancias ferromagnéticas son aquellas que son fuertemente atraídas por el

campo magnético. Se conocen tres tipos de ferroimanes: Hierro (Fe), Cobalto (Co) y Níquel


(Ni). El material metálico introducido en el cuerpo humano, pero también, restos ferrosos y de

otros metales del metabolismo o patología pueden producir este artefacto.

Los objetos ferromagnéticos alteran la intensidad del campo magnético produciendo

un incremento de inhomogeneidad. Esta inhomogeneidad produce alteraciones en las

frecuencias de precesión ocasionando que en algunas zonas no se produzca el fenómeno de

resonancia y alteraciones en las codificaciones espaciales.

En las zonas donde no hay fenómeno de resonancia se muestra un vacío de señal y en

las zonas periféricas a este vacío de señal la anatomía se muestra distorsionada .

Por orden de severidad, los artefactos se producen más en: secuencias EPI, secuencias

EG, secuencias SE y por último, secuencias FSE. A mayor número de pulsos de 180º, más

corrige los errores debidos a la susceptibilidad magnética.

Como remedios, debe considerarse en primer lugar la retirada de cualquier dispositivo

metálico que interfiera: dentaduras postizas, botones, horquillas, cinturones, depósitos para

medicación, contenido de los bolsillos, maquillaje, piercing… Si la retirada no es posible y el

material es compatible con la prueba, debe minimizarse utilizando secuencias que corrijan

parte de la inhomogeneidad producida por el objeto ferromagnético.

6. Artefactos relacionados con los gradientes

6.1. NO LINEALIDAD

Los gradientes ideales deben variar según un perfil temporal perfectamente lineal,

pero esto sólo es así de un modo ideal, siempre habrá un cierto grado de no-••

linelidad, imperfecciones en su perfil. Las bobinas de gradientes no consiguen activarse y

desactivarse de forma inmediata.

Por esta falta de linealidad de los gradientes de campo, aparecen distorsiones

geométricas en la imagen. Con frecuencia se muestran estructuras elípticas que en realidad

son circulares y otras alteraciones geométricas.

Este artefacto requiere la intervención por parte del servicio técnico del equipo por

requerir ajustes del hardware y demás dispositivos físicos, fuera del alcance del operador.


7. BIBLIOGRAFIA

-Haaga y Col. Tomografía Computada y Resonancia Magnética. Diagnóstico por imagen corporal total. 3o De. 1996 Tomo 11. Pág. 928-933.

-Diferentes artículos de Nature y Science.

tema 5: caracterización de equipos de resonancia magnética

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