TEMA 5: Caracterización de equipos de Resonancia magnética
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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
2 Fundamentos Físicos y Equipos
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)
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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
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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
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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.
6 Fundamentos Físicos y Equipos
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
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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
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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
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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.
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• 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
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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.
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• 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.
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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.
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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.
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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.
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• 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
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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.
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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.
19 Fundamentos físicos y equipos
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.
20 Fundamentos físicos y equipos
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.
21 Fundamentos físicos y equipos
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.
22 Fundamentos físicos y equipos
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.
23 Fundamentos físicos y equipos
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.
24 Fundamentos físicos y equipos
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.
25 Fundamentos físicos y equipos
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.
26 Fundamentos físicos y equipos
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.
27 Fundamentos físicos y equipos
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.
28 Fundamentos físicos y equipos
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.
29 Fundamentos físicos y equipos
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.
30 Fundamentos físicos y equipos
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…
31 Fundamentos físicos y equipos
• 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.
32 Fundamentos físicos y equipos
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
33 Fundamentos físicos y equipos
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.
34 Fundamentos físicos y equipos
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.
35 Fundamentos físicos y equipos
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.
36 Fundamentos físicos y equipos
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
37 Fundamentos físicos y equipos
(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.
38 Fundamentos físicos y equipos
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.