Parcial 1 RM PDF

Parcial 1 RM La RM es un fenómeno físico fundamentado en las propiedades mecanicocuánticas de los núcleos atómicos y se basa en la inducción de transiciones entre diferentes estados de energía. Ocurre al someter partículas (electrones y protones) de núcleos atómicos de número impar a un potente camp...

Parcial 1 RM La RM es un fenómeno físico fundamentado en las propiedades mecanicocuánticas de los núcleos atómicos y se basa en la inducción de transiciones entre diferentes estados de energía. Ocurre al someter partículas (electrones y protones) de núcleos atómicos de número impar a un potente campo magnético, de forma que éstos puedan absorber selectivamente energía en la frecuencia de ondas de radio (8 a 130 MHz) dentro del espectro electromagnético. Por otro lado, la imagen por RM en medicina es una técnica diagnóstica en la que se introduce al paciente en un campo magnético creado por un gran imán y mediante la aplicación de ondas electromagnéticas se consigue la “resonancia” de los núcleos de sus átomos y posteriormente se recoge la energía liberada en forma de señal. Dado que los distintos tejidos devuelven una señal específica, ésta se puede transformar en una imagen tomográfica si es tratada adecuadamente, obteniendo imágenes de gran precisión de las distintas partes del cuerpo. La RM es una interacción entre un campo magnético externo, ondas de radiofrecuencia y núcleos atómicos. Cuando se somete a un cuerpo a un campo magnético y posteriormente se lo estimula mediante ondas electromagnéticas (ondas de radiofrecuencia), se consigue la resonancia de los núcleos de sus átomos. La base de la obtención de imágenes radica en medir la energía liberada y el tiempo en que vuelven a su estado de relajación una vez que dejan de estar estimulados. Propiedades de la materia. Diamagnetismo y paramagnetismo Según el comportamiento de un material al ser sometido a un campo magnético, se puede clasificar en tres categorías: paramagnético, diamagnético y ferromagnético. Los materiales paramagnéticos son débilmente atraídos hacia la zona más intensa del campo magnético. Éste alinea todos los momentos magnéticos ya existentes que componen el material, produciendo un momento magnético global que se suma al del campo magnético. Los materiales diamagnéticos son aquellos que son débilmente repelidos hacia las regiones de menor campo magnético. Cuando se introduce un material diamagnético en un campo magnético, se induce en él un momento magnético de sentido opuesto al campo. Por último, los materiales ferromagnéticos son fuertemente atraídos hacia la zona de mayor intensidad del campo. Campos magnéticos y electricidad Gran parte de los fenómenos observables en la naturaleza se pueden entender en forma de interacciones entre fuerzas, como es el caso del electromagnetismo. De forma resumida, esta interacción se basa en el hecho de que los campos magnéticos se generan por partículas cargadas eléctricamente, que están en movimiento. La carga eléctrica es una propiedad intrínseca y fundamental de las partículas elementales que forman la materia. Habitualmente, la materia posee el mismo número de cargas positivas que negativas, por lo que es neutra. Un cuerpo está cargado eléctricamente cuando posee un exceso de carga en uno u otro sentido, siendo entonces capaz de ejercer una fuerza eléctrica con otros cuerpos cargados (las partículas con cargas iguales se repelen y con carga contraria se atraen). Cuando además estas partículas se encuentran en situación de movimiento, aparece la fuerza magnética. Toda fuerza lleva asociado un campo. Se habla en este contexto de campo magnético y campo eléctrico. Tanto las fuerzas como sus campos asociados son magnitudes vectoriales y para ser definidas necesitan una magnitud, una dirección y un sentido. La carga es el elemento básico del campo eléctrico, mientras que el dipolo o momento dipolar magnético lo es para el campo magnético. El momento magnético es un vector perpendicular a la dirección del movimiento que tienen las cargas que lo han generado. Un ejemplo de ello son los electrones girando en torno al núcleo Como se verá en el siguiente apartado, el núcleo del átomo se comporta como un campo magnético similar al de un imán en barra debido a sus protones con carga positiva, mientras que los electrones girando a su alrededor representan el momento magnético. Los campos magnéticos se miden en unidades conocidas como teslas (T). Núcleo atómico. Núcleo de hidrógeno El átomo está formado por tres partículas elementales: los protones y los neutrones, que se encuentran en una pequeña región central denominada núcleo, y los electrones, que giran en torno al núcleo en un área hasta 10.000 veces mayor, la llamada corteza. Sin embargo, prácticamente toda la masa del átomo se concentra en el núcleo, y se llama número másico al número total de protones y neutrones. Los protones poseen carga positiva y los electrones, negativa; por eso, al estar formados por el mismo número de protones que de electrones, los átomos son eléctricamente neutros. El número de protones que tiene un átomo es el número atómico. Los átomos con el mismo número atómico determinan un elemento químico, mientras que el número de neutrones varía en los distintos isótopos que existen de un elemento. El elemento más simple es el hidrógeno, que está formado únicamente por un protón y un electrón. Para la obtención de imágenes en RM se utilizan los átomos de hidrógeno, en cuyo núcleo sólo hay un protón, ya que son los más abundantes en el cuerpo humano. En el cuerpo humano hay gran cantidad de átomos de hidrógeno, debido a su alta proporción en agua. El núcleo del átomo de hidrógeno contiene un único protón, que gira de forma constante alrededor de su eje, actuando como una carga eléctrica en continuo movimiento. Este movimiento intrínseco del protón se llama espín y es la base del magnetismo del núcleo. El espín nuclear es una característica intrínseca del núcleo de hidrógeno. Consiste en que el protón gira de forma continua alrededor de su eje, comportándose, así como un pequeño imán. Cuando el átomo de hidrógeno no se ve sometido a una fuerza externa, muestra una disposición totalmente aleatoria, apuntando en cualquier dirección del espacio; así globalmente existe una anulación mutua y se da un equilibrio electromagnético. Los estudios de imagen por RM se basan en el comportamiento de estos núcleos de hidrógeno bajo la influencia de campos magnéticos externos. Cuando se somete a un paciente a un campo magnético, los protones de los átomos de hidrógeno presentes en los tejidos, que se comportan como pequeños imanes, se alinean con dicho campo magnético, unos en paralelo y otros en antiparalelo (fig. 1.4). Una vez alineados, son estimulados con una onda de radiofrecuencia y cambian su orientación, es decir, los protones entran en resonancia. Al interrumpir la onda de radiofrecuencia, los núcleos liberan energía en forma de onda electromagnética y vuelven a su situación inicial, proceso que se conoce como tiempo de relajación. Este tiempo de relajación y las diferencias en la densidad de protones presentes en los tejidos determinarán la intensidad de la señal. Movimiento de precesión Ya se ha descrito cómo los protones se alinean con un movimiento sobre su propio eje al someter al organismo a la presencia de un campo magnético externo. Este proceso de alineación se acompaña de un movimiento similar al de una peonza, es decir, no gira en una posición vertical exacta, sino que en el extremo del eje dibuja una circunferencia en torno a la dirección del campo magnético hasta que consigue alinearse con él. Este fenómeno se conoce como movimiento de precesión y se produce por la interacción del campo magnético externo y el campo magnético nuclear. En presencia de un campo magnético externo, los protones se alinean con éste siguiendo un movimiento de precesión similar a una peonza, resultado de la interacción del campo magnético nuclear y el campo magnético externo. Ecuación de Larmor Como se ha dicho anteriormente, cuando se coloca a un paciente en un campo magnético externo, los protones se alinean con dicho campo en un movimiento de precesión y a una determinada velocidad angular, denominada frecuencia de precesión de Larmor. Para poder perturbar estos protones, el pulso de radiofrecuencia que se envíe debe ser de la misma frecuencia que la frecuencia de precesión que tienen, y para ello se utiliza la ecuación de Larmor, resultante del producto de dos parámetros: ω = Bo⋅ γ donde w es la frecuencia de precesión en megahercios (MHz), Bo es la fuerza del campo magnético externo (T) y g es la constante o relación giromagnética, característica para cada núcleo, que se mide en MHz/T (en el caso del hidrógeno es de 42,5 MHz/T). Los protones alineados pueden absorber energía cuando son expuestos a ondas de radiofrecuencia, siempre que éstas tengan la misma frecuencia de precesión que los protones, lo que se puede calcular con la ecuación de Larmor. Estados energéticos. Protones en paralelo y antiparalelo En un campo magnético, los protones pueden tener dos estados energéticos: 1. estado paralelo o estado de baja energía, en el que los protones se encuentran alineados con el campo magnético externo. 2.Estado antiparalelo o estado de alta energía, en el que los protones han sido estimulados por ondas de radiofrecuencia (a la frecuencia de Larmor) y han absorbido energía. El vector de magnetización de los protones paralelos tiene el mismo sentido que el del campo magnético externo, mientras que el de los antiparalelos tiene el sentido opuesto. Los protones se reparten casi de forma equitativa entre el sentido paralelo y el antiparalelo, pero siempre existe un pequeño exceso de protones en paralelo, es decir, en estado de baja energía. Aunque esta diferencia es muy pequeña (como ejemplo, en un campo magnético de 0,5 T y a temperatura corporal es de 2 por millón), hace posible la producción de señal en RM. La separación entre los dos niveles de energía –paralelo y antiparalelo– es proporcional al campo magnético, siendo la señal de resonancia magnética mejor cuanto mayor sea el campo magnético aplicado. Dentro de un campo magnético, los protones se reparten en estado paralelo y antiparalelo, con un pequeño exceso en estado paralelo o de baja energía. MAGNETIZACIÓN LONGITUDINAL En RM se trabaja con el momento magnético total, que resulta de la suma de todos los momentos magnéticos individuales de cada núcleo. En ausencia de campo magnético, los protones se distribuyen uniformemente, lo que supone la anulación de sus fuerzas. Recuerde que los protones se alinean con el campo magnético externo al que están sometidos y que habrá más protones en sentido paralelo. El exceso de protones en paralelo origina un vector de magnetización o momento magnético (M), cuya magnitud es directamente proporcional a la intensidad del campo magnético externo y tiene su misma dirección. Este vector se conoce como magnetización longitudinal, que precesiona sobre el eje del campo magnético externo a la frecuencia de Larmor. La magnetización neta en equilibrio es paralela al eje z del campo magnético externo y se conoce como magnetización longitudinal. El valor de este vector depende de la densidad de protones, de modo que cuantos más protones haya en el tejido estudiado, mayor será su valor. APLICACIÓN DE PULSOS DE RADIOFRECUENCIA Cuando los protones se encuentran en estado de equilibrio, alineados con el campo magnético y formando el vector de magnetización longitudinal, se puede utilizar este vector para obtener la señal de RM, pero no se puede cuantificar porque está en paralelo a las líneas del campo magnético externo. Para hacerlo, se necesita cambiar su posición, lo que se consigue enviando un pulso de radiofrecuencia. Existen dos tipos de pulsos de radiofrecuencia: 1. un pulso de 90°, que hace que el vector de magnetización longitudinal (z) gire en transversal hacia el eje xy, y 2. un pulso de 180°, que hace que la magnetización gire hacia el eje z, pero en sentido opuesto a la dirección del campo magnético principal. MAGNETIZACIÓN TRANSVERSAL La RM puede detectarse sólo si se crea una magnetización transversal, perpendicular a la longitudinal, que es capaz de inducir una tensión a una bobina receptora. Si se aplica un pulso de radiofrecuencia con 90° que además gire de forma sincronizada con los espines en precesión, se logrará que el vector de magnetización longitudinal se aparte de su orientación de equilibrio. Cuando la onda de radiofrecuencia es capaz de inducir en la magnetización neta un giro de 90°, la magnetización longitudinal se convierte en transversal. Un pulso de radiofrecuencia en la frecuencia de Larmor reorienta la magnetización longitudinal hacia el plano transversal, magnetización que podemos detectar. RELAJACIÓN TRANSVERSAL Y RELAJACIÓN LONGITUDINAL Cuando cesa el pulso de radiofrecuencia, los protones que han captado energía comienzan a ceder la energía excedente para volver al estado de equilibrio, fenómeno que se conoce como relajación. La relajación no es un proceso espontáneo, sino que necesita que las estructuras del entorno sean capaces de absorber esa energía, es decir, se produce un trasvase de energía de los protones a las moléculas de su alrededor. Esta cesión de la energía sucede de dos formas de manera simultánea. Por un lado, los protones pierden la fase de precesión y, por otro, vuelven a alinearse con el campo magnético en sentido paralelo. Se denomina relajación longitudinal, relajación T1 o relajación espín-red al fenómeno de realineamiento en paralelo con el eje z. El fenómeno de pérdida energética en el plano xy se denomina relajación transversal o relajación espín-espín, y está relacionada sobre todo con la pérdida de fase de los protones. T1-T2 Cuando cesa el pulso de radiofrecuencia, la energía absorbida por los protones se libera al medio, pasando éstos a un estado de menor energía y recuperando la magnetización longitudinal. Esta recuperación es diferente para cada tipo de tejido, ya que no todos los protones se relajan al mismo tiempo porque se encuentran en distintas estructuras moleculares. El T1 de un tejido se define como el tiempo que tarda en recuperarse el 63% de su magnetización longitudinal. Cuanto más corto sea el T1 de un tejido, es decir, cuanto menos tiempo tarden los protones de sus moléculas de hidrógeno en volver a su estado de reposo y recuperar su vector de magnetización longitudinal, más hiperintenso se visualizará. Un ejemplo es la grasa, que tiene un T1 corto, lo que hace que se muestre con mayor intensidad, más brillante; otro ejemplo es el hígado, que tiene un T1 más corto que el bazo, por lo que la señal del hígado será más intensa que la del bazo. En el cerebro, el líquido cefalorraquídeo tiene un T1 muy largo, ya que los protones de sus moléculas de hidrógeno tardan más en volver a su estado de reposo. Esto se traduce en una señal poco intensa. Por otro lado, como la sustancia gris tiene un T1 más largo que la sustancia blanca, se puede ver la sustancia gris hipointensa con respecto a la sustancia blanca. El tiempo de relajación T2 de un tejido se define como el tiempo que tarda en perderse el 63% de la magnetización transversal o, lo que es lo mismo, el tiempo que tarda en recuperarse el 37% de su valor inicial. El T2 mide por tanto el tiempo que los protones permanecen en fase después de un pulso de radiofrecuencia. Este desfase se ve favorecido por los pequeños cambios magnéticos de los núcleos vecinos de cada protón. El T2 también se denomina relajación espín-espín, porque los protones pierden la coherencia de fase, dejando de precesar sincrónicamente. El agua tiene un T2 largo; por lo tanto, todos los tejidos con componente líquido tendrán una señal mayor y se verán hiperintensos; así, por ejemplo, el líquido cefalorraquídeo, que tiene un elevado porcentaje de agua en su composición y por tanto un T2 largo, se verá hiperintenso. En realidad, la relajación transversal se realiza en paralelo a la recuperación longitudinal, por lo que no existen imágenes T1 y T2 puras, sino que todas las imágenes de RM tienen componentes T1 y T2. Lo que sucede es que, al determinar los parámetros de exploración, se elige que cada imagen tenga un predominio T1 o T2, es decir, se elige la potenciación en T1 o en T2 de cada imagen. Capítulo 2 El contraste es un elemento clave en la imagen, necesario para realizar diagnósticos, y se puede definir como la intensidad que permite diferenciar estructuras anatómicas adyacentes o vecinas. En la imagen de RM, el contraste entre los diferentes tejidos se produce por una interacción compleja entre múltiples variables, unas intrínsecas, inherentes al propio tejido, y otras extrínsecas, dependientes de factores técnicos o de aplicaciones. En la RM, como sucede en otras técnicas de imagen médica (radiología convencional o tomografía axial computarizada), el contraste depende de la relación señal/ruido, pero la superioridad obtenida en la RM se relaciona con su mayor capacidad de analizar y utilizar más variables de las características tisulares. Por ello, a diferencia de otras técnicas, el uso de contraste externo es menos frecuente. El excelente detalle de las estructuras anatómicas y sus anomalías en áreas tales como el sistema nervioso central o en regiones musculo ligamentosas, hacen de la RM una modalidad de elección para diagnosticar patologías. CONTRASTE DE LOS TEJIDOS El contraste de la imagen está controlado por una serie de factores que deben ser entendidos para poder obtener una imagen con calidad diagnóstica. Parámetros intrínsecos Los parámetros intrínsecos son aquellos que no se pueden cambiar porque son inherentes a los tejidos. Para poder obtener una imagen de RM, en primer lugar, se aplica un pulso de radiofrecuencia que provoca que los protones de los distintos tejidos entren en fase. Al finalizar el pulso de radiofrecuencia, los protones buscan el equilibrio electromagnético, produciéndose una liberación de energía que se recoge en forma de señal eléctrica. Al mismo tiempo se produce un desfase de los protones, por lo que habrá una disminución de la magnetización transversal. Después de la fase de excitación, la relajación de cada tejido tiene unas características específicas para la señal de RM. Por este motivo se considera un factor intrínseco, que condiciona el contraste de la imagen. Cada tejido tiene una relajación diferente, y por ello, una señal de RM diferente, expresada en el contraste tisular. Un mismo tejido puede presentar contrastes diferentes al estar enfermo o haber un tumor; en estos casos en la imagen se aprecian áreas de alta señal y áreas de baja señal. Otro factor intrínseco del contraste es el número o la densidad de protones en el tejido a estudiar, que tiene una relación directa con la señal y con el contraste. RELAJACIÓN T1 Y CONTRASTE T1 El tiempo de relajación es un concepto clave para entender el contraste de los tejidos en la imagen. El tiempo de relajación T1, explicado en el capítulo 1, Fundamentos de la RM, es el tiempo que necesitan los protones para volver a su estado inicial una vez ha cesado el pulso de excitación. Los protones de los tejidos recuperan la magnetización longitudinal de manera creciente. En este tiempo, llamado T1, el espín interacciona con el entorno que le rodea, y por ello cada tejido tiene un T1 diferente. El T1 no sólo depende del tejido (tiene relación directa con la tasa de crecimiento de la magnetización longitudinal), sino también de la fuerza del campo magnético. Así, a mayor fuerza del campo magnético, más lenta es la relajación T1. En un entorno de grasa, el espín es muy rápido para incrementar la magnetización longitudinal, y algo similar ocurre en la sustancia blanca. En cambio, en un entorno líquido la relajación longitudinal se alcanza más lentamente y por ello el T1 es más largo, como sucede en el líquido cefalorraquídeo, donde es unas diez veces más lento que en la grasa. Cuando el T1 es corto, hay más señal de RM y el contraste es más brillante. Por tanto, los tejidos con mayor facilidad para la liberación energética serán los primeros en alcanzar la magnetización longitudinal, y más tarde, la alcanzarán los tejidos que tienen una mayor dificultad en la cesión de energía. Así pues, cada tejido tiene una tasa de crecimiento de la magnetización longitudinal, que se expresa en una curva exponencial creciente, determinando un tipo de contraste en la imagen. La imagen tiene mejor contraste si se obtiene en el momento de mayor diferencia o separación de las diferentes curvas; por el contrario, si hay poca diferencia entre las curvas, no hay diferencias de contraste T1. El T1 de un tejido se define como el tiempo necesario para que la magnetización longitudinal recupere el 63% de su valor inicial. RELAJACIÓN T2 Y CONTRASTE T2 El tiempo de relajación T2 ocurre cuando los espines pierden su coherencia o fase de precesión por las interacciones entre ellos. Están en el plano transverso, formando una magnetización neta transversa, y al cesar el pulso de radiofrecuencia de 90° se inicia el desfase y empieza a decrecer la señal de RM. Este tiempo de desfase es el T2, característico para cada tejido. El T2 es otro parámetro intrínseco del contraste tisular, y tiene relación directa con la tasa de desfase de los protones de un tejido específico. El T2 es otro parámetro intrínseco del contraste tisular y tiene relación directa con la tasa de desfase de los protones de un tejido específico. En los diferentes tejidos los espines difieren en su desfase y tienen un T2 específico, que se representa en curva exponencial decreciente. Así, el líquido cefalorraquídeo desfasa lentamente y tiene un T2 largo, al contrario de lo que sucede en la sustancia blanca o la grasa, que desfasan más rápido y tienen un T2 corto. El T2 largo da más señal RM y es un contraste brillante, al contrario de los tejidos con T2 corto, que tienen señal baja y contraste negro. La imagen resultante muestra contrastes T2 diversos, según el tejido. A más separación de las curvas, más contrastes en la imagen (fig. 2.2). El T2 de los tejidos se define como el tiempo necesario para que la magnetización transversal haya perdido un 63% de su valor inicial. DENSIDAD PROTÓNICA La densidad protónica (DP) es otro factor intrínseco del contraste tisular, y tiene relación directa con el número de protones por volumen en cada tejido: a más protones, más señal. La señal del hueso es baja, porque es un tejido con pocos protones, y lo mismo sucede en estructuras con aire, tales como los senos paranasales. En el cerebro se diferencia muy bien la corteza cerebral (más señal) de la sustancia blanca (menos señal). A mayor número de protones, más señal. Parámetros extrínsecos Los parámetros extrínsecos son aquellos que pueden ser manipulados por el técnico. PARÁMETROS BÁSICOS EXTRÍNSECOS DEL CONTRASTE Hay diversos parámetros extrínsecos o técnicos, los más básicos, que contribuyen al contraste:  Tiempo de repetición (TR), tiempo que transcurre entre un pulso de radiofrecuencia y el siguiente;  Tiempo de eco (TE), tiempo que transcurre entre el pulso de radiofrecuencia y la recogida del eco.  Angulo de inclinación (flip angle), ángulo que indica el vector de magnetización longitudinal.  Tiempo de inversión, tiempo que separa el pulso inicial de 180° del pulso de 90°. El tiempo de repetición y el tiempo de eco se miden en milisegundos y su duración depende de la potenciación que se quiere obtener, ya que todos los tejidos no liberan la energía a la misma velocidad. Los parámetros extrínsecos, que se utilizan en las secuencias, se mueven en unos límites que permiten pequeñas diferencias. Por ello es importante saber que, sobrepasados los límites, el resultado puede no ser el deseado e incluso ser de baja calidad. Por ejemplo, el líquido en un T2 siempre es blanco, mientras que en un T1 es gris. El operador debe conocer cómo estos parámetros extrínsecos producen la potenciación necesaria en T1, T2 o DP (densidad protónica): El TR (tiempo de repetición) determina el tiempo T1 y también la ponderación de la imagen en densidad protónica. El ángulo de inclinación controla el tiempo T1 y la ponderación de la imagen en densidad protónica. El TE (tiempo de eco) controla la ponderación T2 de la imagen. Existen otros parámetros técnicos como por ejemplo el tiempo de adquisición, la relación señal-ruido y la resolución espacial que influyen en la calidad del estudio y que se verán en capítulos posteriores. El tiempo de repetición (TR) y el tiempo de eco (TE) se miden en milisegundos y su duración depende de la potenciación que se quiere obtener, ya que no todos los tejidos liberan la energía a la misma velocidad. SECUENCIAS. POTENCIACIÓN DEL CONTRASTE TISULAR Las secuencias son una serie de pulsos de excitación (radiofrecuencia), de amplitud y ritmo prefijados, a veces seguidos de uno o más pulsos de refase. La señal de RM, llamada también señal de eco, se recoge en un momento determinado, forzando los contrastes T1, T2 o DP de los tejidos; es lo que se conoce como potenciación del contraste. Potenciación T1 Resaltan los diferentes T1 de relajación longitudinal de los tejidos. El parámetro clave es el TR; si es corto, se aumenta la diferencia entre los tejidos, y aquellos con T1 lentos no tienen tiempo de dar señal. El TE también debe ser corto para evitar que ocurra el desfase de los protones durante la relajación. La grasa y el agua funcionan de manera opuesta con relación a su tiempo de relajación. Al tener una baja energía inherente, la grasa absorbe fácilmente la energía de los átomos de hidrógeno, lo que permite una recuperación T1 relativamente rápida; el T1 de la grasa es corto. Por el contrario, el agua tiene una alta energía inherente y no puede absorber fácilmente la energía de los núcleos de hidrógeno, por lo que la recuperación T1 del agua es relativamente lenta; el T1 del agua es largo. El T1 de la grasa es corto y el del agua es largo. Potenciación T2 El valor T2 de los tejidos no se ve influido por el campo magnético principal, por lo que es independiente de éste. Si el tiempo de relajación transversal T2 depende de los dos factores (espín- espín y heterogeneidades del campo magnético principal), se denominará tiempo de relajación transversal T2. Se utiliza un TR largo para que los protones pierdan la energía sobrante absorbida durante el pulso de radiofrecuencia, combinado con un TE largo para que también pierdan la fase. En tejidos grasos es fácil que tenga lugar la interacción espín-espín porque las moléculas se encuentran más juntas; como resultado de ello se produce un rápido desfase y pérdida de la magnetización transversal y el T2 de la grasa es corto. Por el contrario, el T2 en el agua es menos eficiente que en la grasa porque las moléculas están más separadas entre sí y es más difícil que ocurra la interacción espín-espín; en este caso el desfase de los espines es lento y la pérdida de la magnetización transversal es gradual y el T2 del agua es largo. El T2 de la grasa es corto y el del agua es largo. Potenciación de la DP (densidad protónica) Las imágenes potenciadas en DP deben resaltar los protones de hidrógeno existentes en el tejido. La utilización de un TR largo permite un aumento de la DP. se exponen los límites de los parámetros extrínsecos básicos para obtener las potenciaciones adecuadas. Se necesita un TR largo para que los protones liberen el exceso de energía y un TE corto para que no pierdan la fase durante el proceso de relajación; de este modo se obtiene una DP. Capítulo 3 EQUIPO PRINCIPAL Y COMPONENTES El equipo principal lo compone el imán, elemento esencial para crear el magnetismo en los tejidos del paciente, la radiofrecuencia, que perturba el campo magnético estático y genera la señal de los tejidos para obtener la imagen, y los gradientes, el tercer elemento importante en este conjunto tecnológico, que participan en la selección del corte y localización de la señal. A estos componentes se añaden más elementos, que forman un conjunto o sistema. El imán. Características y clasificación El imán o magneto genera el campo magnético externo, y es donde se sitúa al paciente para realizarle la exploración. CARACTERÍSTICAS Las características principales que diferencian las categorías de los equipos de RM son la intensidad del campo magnético y la homogeneidad. La intensidad del campo magnético es el principal determinante del contraste en la imagen de la RM, ya que interviene en el cambio de energía entre los protones y su entorno. Los tiempos de relajación longitudinal de los tejidos se modifican según la fuerza del campo magnético: a menor fuerza, más corto es el T1, y, a la inversa, a mayor fuerza, más largo es, hecho que influye en la relación señal-ruido. La intensidad del campo magnético se mide en Tesla o Gauss: 1 Tesla (T) = 10.000 Gauss (G). La intensidad del campo magnético externo es el principal determinante del contraste en la imagen de la RM. Se mide en Tesla o Gauss, y 1 Tesla (T) = 10.000 Gauss (G). La homogeneidad del campo magnético en el centro del imán no suele ser completa. Es un parámetro de calidad importante al comprar un equipo, ya que tiene importancia sobre la relación señal-ruido. La inhomogeneidad se mide en partes por millón (ppm). Una in homogeneidad de 1 ppm en un imán de 1 T produce un rango de intensidad entre 10.000,00 G y 10.000,01 G, y como consecuencia se producen variaciones en la frecuencia de resonancia de los protones que crean artefactos. La homogeneidad del campo magnético es un parámetro de calidad y no suele ser completa. CLASIFICACIÓN DE LOS IMANES En la práctica clínica existen varios tipos de RM, y según su funcionamiento los imanes se clasifican en permanentes, resistivos y superconductores. Imán permanente: El imán permanente se compone de material ferromagnético (hierro, níquel u otros metales) y es un método simple de crear un campo magnético, perpendicular al paciente. Se compone de varias piezas insertadas entre sí. Su principal ventaja es que la intensidad es baja cerca del equipo, lo que reduce las medidas de seguridad. Actualmente las nuevas versiones son más ligeras y, dado que este sistema no necesita enfriamiento ni energía para su funcionamiento, los costes de inversión son más bajos que en otros tipos de imanes. Sus desventajas principales son que no se desconectan en caso de emergencia y que su campo magnético es menos homogéneo. Imán resistivo: Es un electromagneto creado por una corriente eléctrica que fluye por un material (ley de electromagnetismo de Maxwell). El campo magnético se forma alrededor del conductor eléctrico. Se produce calor por la conducción eléctrica y se incrementa la resistencia al flujo. Este sistema necesita refrigeración y energía, lo que aumenta los costes. La intensidad varía de 0,1 T a 0,3 T y es un campo magnético poco homogéneo. Imán superconductor: Es un electromagneto. Se suele utilizar un cable de aleación de niobio y titanio, que cuando se enfría a una temperatura inferior a 4 K (−268°C) se transforma en superconductor (pierde su resistencia a la conducción eléctrica y es permanente), creando un potente y constante campo magnético. Se utiliza helio líquido como criógeno, ya que es capaz de bajar la temperatura y conseguir una conducción eléctrica permanente, y se obtiene un imán que no produce calor ni necesita voltaje. El helio se sitúa concéntrico y externo al imán. Sin embargo, hay que tener en cuenta que el helio es un material muy costoso, con pequeñas pérdidas mensuales, que deben reponerse. Por fuera del helio se coloca una capa de vacío y otra de nitrógeno líquido, a modo de aislamiento térmico. Las medidas de seguridad se explican más adelante en el capítulo 9, Criterios de seguridad en RM. La intensidad varía entre 0,5 T a 3 T, y son muy homogéneos. En total, constituyen el 85% de los equipos en el mundo, a pesar de que la refrigeración supone un coste añadido. Según la fuerza o intensidad del campo magnético, los imanes se clasifican en: Imanes de bajo campo, de 0,1 a 0,5 T, que se utilizan para estudios de áreas pequeñas tales como rodillas, tobillos, etcétera Imanes de medio campo, de 0,5 a 1 T. Imanes de alto campo, de 1 T a 3 T, los utilizados en la práctica clínica. Permiten realizar estudios vasculares, cardíacos, espectroscópicos, etcétera. Imanes de ultra alto campo, de más de 3 T. El mayor avance tecnológico en RM en los últimos 40 años ha sido desarrollar una mayor intensidad de los campos magnéticos y darles aplicación clínica; algunos alcanzan los 9 T. Sistemas de homogeneización del campo. Shimming La palabra inglesa shim significa “cuña”, en referencia a los n elementos que se usan para homogeneizar el campo magnético. La homogeneización del campo magnético es un dato que debe aparecer anotado en las características del equipo y ser visible en el momento de la entrega. Para realizar una espectroscopia se requiere una homogeneización de 1 ppm en el volumen de un tejido en el centro del imán. Para un funcionamiento adecuado de un equipo de RM se requiere al menos una homogeneidad de 4 ppm. El shimming es la compensación o ajuste de las inhomogeneidades del campo magnético, y se consigue de dos formas:  1. Por compensación activa, mediante pequeñas bobinas (electromagnetos) que se encuentran dentro del campo magnético principal y que producen campos correctores que compensan la falta de homogeneización. Se activan al realizar determinados estudios o secuencias. 2. Por compensación pasiva mediante pequeñas cuñas (shim) ferromagnéticas colocadas en los polos del imán, que crean unos campos magnéticos que se suman al principal. Sistemas de gradientes Las bobinas o antenas de gradientes son unos dispositivos que, junto con las antenas shim, están localizados al lado del imán, de manera concéntrica a éste. Básicamente, el sistema de gradientes consta de 6 electromagnetos cilíndricos distribuidos en dos pares para cada eje espacial. La función principal consiste en localizar la señal de resonancia de los tejidos en las tres direcciones espaciales. Se activan y cambian la intensidad del campo localmente, de manera lineal a lo largo del imán. CARACTERÍSTICAS Los parámetros que definen un gradiente son la amplitud, el tiempo de subida (tiempo que tarda en alcanzar la fuerza máxima) y la velocidad de subida. La amplitud o fuerza del gradiente es la intensidad que se produce localmente dentro del imán principal a una distancia determinada. Se expresa en miliTesla por metro (mT/m) o Gauss por centímetro (G/cm) (10 mT/m = 1 G/cm) y típicamente varía entre 10 y 40 mT/m. Para estudios de alta resolución, con pequeños vóxeles, los tres gradientes deben alcanzar amplitud alta. El tiempo de subida (expresado en microsegundos, ms) es el tiempo que tarda el gradiente en alcanzar su fuerza máxima. La velocidad de subida (en miliTesla por metros por segundo, mT/m/s) es la rapidez con la que consigue alcanzar la amplitud o fuerza máxima. Se representa por el cociente entre fuerza de gradiente y el tiempo de subida. El valor medio es 70 mT/m/s, aunque en investigación se está trabajando con gradientes de alta velocidad, de hasta 240 mT/m/s. Cada una de estas características determinará la potencia de un equipo de RM. Así, a mayor amplitud, velocidad y tiempo de subida de las antenas de gradientes, más eficaz será el equipo y permitirá realizar estudios más sofisticados, tales como una RM cardíaca. Estos parámetros son muy importantes para la formación y la calidad de la imagen de RM. FUNCIONAMIENTO Cuando se activa la antena o bobina de gradiente, una corriente eléctrica empieza a circular por un conjunto de espiras. Cada bobina de gradiente está situada estratégicamente a cada lado del isocentro del imán y en cada una la corriente circula en sentido diferente: una va en el sentido de la fuerza del campo magnético, aumentando su fuerza, mientras que, en el otro extremo, en la otra bobina, la corriente va opuesta a la dirección de la fuerza del campo magnético y por ello en esa zona baja su fuerza. De este modo se ogra un gradiente lineal sobre la fuerza del campo magnético en una dirección selectiva, según la activación de la bobina de gradiente en ese eje (x, y o z). Así se consiguen pequeñas perturbaciones del campo en los tres ejes del espacio que permiten localizar la señal de RM. En resumen, la bobina de gradiente es como si sumaran o restaran espiras a la bobina del imán principal y por ello aumenta o disminuye la fuerza del campo magnético en cada extremo. La función principal de los gradientes es la codificación espacial de la señal, constituida por tres pasos: la selección de corte (componente z, Gz), la codificación de frecuencia (componente x, Gx) y la codificación de fase (componente y, Gy). Los gradientes son variaciones del campo magnético a lo largo de una determinada distancia y su función principal es la codificación espacial de la señal). La selección de corte la realiza el gradiente de selección de corte (Gz) y determina el grosor de corte que debe excitarse con la radiofrecuencia. Se integran en este funcionamiento el ancho de banda, la radiofrecuencia y el gradiente de selección de corte. Gradientes muy potentes permiten realizar cortes muy finos. El gradiente de lectura o codificación de frecuencia (Gx) se aplica perpendicular al gradiente de selección de corte, antes y durante la formación del Eco. Se realiza la lectura o codificación de la frecuencia o espectro de frecuencias de resonancia de los protones en el eje x. El gradiente de codificación de fase (Gy) se aplica sobre el tercer eje perpendicular (y), después de la selección de corte y antes de la lectura de la frecuencia. Induce una variación lineal de la fase en los protones a lo largo del imán, y se activa después de la fase de excitación. Este proceso es más largo que los anteriores, y es donde se producen más artefactos. La señal de RM se adquiere siempre durante el gradiente de lectura. La información realizada por los gradientes rellena los vóxeles, permitiendo la formación de la imagen. Finalmente, otra función diferente de la codificación espacial de la señal es participar en las secuencias eco de gradiente, lo que permite refasar los espines. Los gradientes se activan y desactivan durante las secuencias. Un efecto no deseado durante la activación es la vibración que causan en el equipo, hecho que provoca la aparición de ruido acústico; por este motivo los pacientes deben colocarse tapones en los oídos durante el estudio como protección del ruido ambiental. Otro efecto secundario es que durante el tiempo de gradiente se generan las llamadas corrientes de Foucault que disminuyen la homogeneidad del campo magnético y que deben ser compensadas para no disminuir la calidad de la imagen. A los gradientes de fase y frecuencia también se los denomina gradientes de campo y su función básica es localizar una parte de la anatomía del paciente y situarla espacialmente en una imagen bidimensional. Sistema de radiofrecuencia La energía de radiofrecuencia es fundamental para producir la señal de RM. La radiofrecuencia transfiere energía a los protones tisulares, produciendo así una excitación sobre los espines en el campo magnético cuando alcanza una frecuencia del espectro electromagnético. Para producir una imagen, la radiofrecuencia transmitida debe ser igual a la frecuencia de precesión del hidrógeno para conseguir el efecto de la resonancia. Esta frecuencia de precesión está próxima a la radiofrecuencia de las ondas de radio, por lo que es necesario el aislamiento del entorno externo (calle). La radiofrecuencia se transmite en un corto período de tiempo que se conoce como pulso de radiofrecuencia y que colabora de manera importante en producir el contraste de la imagen de la RM. Para producir una imagen, la radiofrecuencia transmitida debe ser igual a la frecuencia de precesión del hidrógeno para conseguir el efecto de la resonancia. MODELOS DE ANTENA Las antenas de radiofrecuencia pueden ser transmisoras de radiofrecuencia, receptoras de la señal de RM o mixtas si realizan ambas funciones. El diseño actual de las antenas de radiofrecuencia es complejo, ya que contienen muchísimos componentes individuales (a veces hasta 1.500) y se necesita que todos estén integrados correctamente, puesto que, si alguno falla, la antena no funciona. Esta complejidad está relacionada con los nuevos avances en aplicaciones sofisticadas. En la década de 1990, se propone por un lado el uso de la tecnología de antena conjunta o en red (phased array), en vigor actualmente, y, por otro, la tecnología de antena de volumen: Un aspecto clave en la RM es conseguir la mejor relación señal-ruido en la imagen, siendo responsable de este aspecto la antena de RF. Modelo de antena única. Consta de un circuito eléctrico con un amplificador Modelo de antena múltiple o en serie (phased array). Tiene varias antenas integradas, con un amplificador. Cuantos más canales tenga, más información recoge. Es a la vez transmisor y receptor, y se pueden activar un número de canales en función de las necesidades. En las antenas es necesario reducir el ruido asociado con el cableado para mejorar la relación señal-ruido. La antena de cuerpo (body coil) es transmisora y receptora, y está integrada en el equipo. Las antenas de volumen, con formas diferentes, suelen recibir y transmitir. Por su tamaño se alejan del objeto, disminuyendo la relación señal-ruido. En cambio, las antenas de superficie (lineales) funcionan de un modo muy diferente, pues se acercan más al objeto y así la relación señal-ruido es alta. Son muy útiles en el estudio de extremidades, ya que se adaptan morfológicamente al área anatómica. Las antenas endocavitarias (endorrectal, endovaginal, etc.) mejoran la señal. MESA DEL EQUIPO La mesa del equipo debe ser confortable para el paciente, y su movimiento es hacia dentro o hacia fuera, hacia arriba y hacia abajo del imán. En ella se conectan las antenas de radiofrecuencia. La mayoría de equipos tienen un diámetro de túnel de 70 cm y la camilla queda a 35 cm del techo, lo que para algunos pacientes resulta claustrofóbico. En algunos modelos de RM la camilla se puede sacar y se puede trasladar a la urgencia. SALA DE CONTROL (SISTEMA DE ADQUISICIÓN DE DATOS) Desde la consola de mandos, el técnico selecciona los parámetros de resolución (campo de visión, grosor de corte y matriz) y la secuencia apropiada, y aplica los gradientes en tiempo oportuno. El orden y tiempo de los pulsos de radiofrecuencia determina el contraste. Aunque la consola principal es el centro donde se planifica y se adquiere el estudio, en la mayoría de equipos modernos también existen consolas auxiliares desde las que se pueden manipular los estudios realizados, sin interferir en el ritmo normal de trabajo del equipo. Además, hay que almacenar las imágenes adquiridas y procesadas en un soporte físico (placa, papel, etc.) o transferidas a una red (CD, discos ópticos, etc.), siendo esta última opción la más utilizada en la actualidad ÁREA DE RESONANCIA MAGNÉTICA La instalación de un equipo de RM requiere una cuidadosa planificación en el diseño del área, con el objetivo de optimizar la eficiencia de la imagen y eliminar los artefactos, sin descuidar en ningún momento la seguridad del paciente. El área debe comprender una habitación de espera para los pacientes, de fácil acceso tanto hacia el área de registro de datos como para entrar a la sala del equipo para hacerse la prueba. La sala propiamente para el equipo debe disponer de una habitación contigua con los componentes electrónicos, los fantomas para el control de calidad y espacio suficiente para permitir el trabajo de los ingenieros. Además, es importante tener en cuenta las salas que se encuentran encima y debajo del equipo de RM, ya que en algunos casos puede ser necesario un blindaje especial si hay maquinaria sensible a los campos magnéticos o de radiofrecuencia, vibración, etcétera. La sala del equipo debe ser suficientemente espaciosa para permitir el movimiento de la mesa del escáner hacia dentro y hacia fuera y la apertura de la puerta de entrada, así como para que el técnico pueda estar de pie al lado de la mesa. Naturalmente, debe acoger un carro RM compatible, de asistencia en las paradas cardiorrespiratorias y en la sedación. Finalmente, también debe haber un armario para colocar de acuerdo a las recomendaciones, las antenas de radiofrecuencia, cojines y batas o sábanas limpias para el paciente. Desde su consola, el técnico debe tener vigilancia del equipo y del paciente durante la exploración a través de una ventana acristalada situada al lado de la puerta; así tiene una visión frontal y, gracias a un sistema de vídeo colocado detrás del equipo, posterior. La estructura de la sala debe tener un blindaje especial en las seis paredes, con unos paneles de acero o cobre (conductores eléctricos) que forman una jaula de Faraday. Este blindaje pasivo supone un importante coste añadido en la instalación, ya que suele pesar varias toneladas y la infraestructura del edificio debe sostenerlo. El blindaje pasivo evita la entrada de ondas electromagnéticas externas (teléfonos móviles, ondas de radio y televisión) que pueden ser captadas por las antenas de radiofrecuencia de la sala y producir artefactos en la imagen. Nunca se debe perforar este blindaje, ya que es origen de artefactos o interferencias. El blindaje acústico es otro detalle a tener en cuenta, ya que la RM en funcionamiento origina mucho ruido ambiental. La jaula de Faraday es un blindaje pasivo que evita la entrada y salida de ondas electromagnéticas. El tamaño de la sala debe abarcar el campo marginal, formado por las fuerzas magnéticas producidas por el imán, que se extienden a varios metros, hasta la línea 5 G. De esta manera se crea un mecanismo de seguridad. En la puerta de acceso se debe señalizar la prohibición de la entrada expresa de pacientes con marcapasos o de material ferromagnético (balas de oxígeno, escaleras, tijeras), que funcionan en la sala como proyectiles contra el paciente o el imán. El campo marginal es fuerte en imanes superconductores, medio en los resistivos y débil en los permanentes. Capítulo 4 Las imágenes en RM se adquieren mediante las secuencias. La obtención de una imagen diagnóstica requiere la adecuada elección de la antena receptora y la aplicación correcta de los parámetros de la secuencia. Cada secuencia posee una serie de parámetros que el técnico puede modificar, teniendo en cuenta las características del equipo de RM, la región anatómica y la patología que se vaya a estudiar. Los parámetros escogidos determinarán la ponderación o potenciación de las imágenes. En cualquier caso, los cambios y adaptaciones que se realicen sobre la secuencia se deben ajustar a cuatro criterios de calidad 1. Tiempo de adquisición (TA). 2. Relación señal-ruido (S/R). 3. Contraste. 4. Resolución espacial. Estos cuatro criterios están íntimamente relacionados y cualquier modificación en los parámetros de la secuencia, los altera en mayor o menor medida, interfiriendo en la calidad de la imagen. El objetivo que persigue el técnico es conseguir una adecuada resolución espacial, suficiente contraste entre los diferentes tejidos y un equilibrio en la relación señal-ruido (S/R), y todo ello en un tiempo de adquisición aceptable. Alcanzar este objetivo no es fácil, y lo frecuente es el conflicto entre los factores tiempo, resolución y contraste, por lo que se debe sacrificar alguno de ellos en beneficio del otro. PARÁMETRO TIEMPO Dentro del parámetro tiempo, diferenciaremos entre el tiempo de adquisición (TA) y el tiempo de repetición (TR). Tiempo de adquisición (TA) El tiempo de adquisición (TA) o tiempo de exploración es el que se requiere para completar la adquisición de los datos, es decir, el tiempo que dura una secuencia. El tiempo de adquisición de la imagen en secuencias de pulsos normales viene dado por la siguiente fórmula: TA = × TR Np × NEX donde TR es el tiempo de repetición, Np es el número de pasos de codificación de fase y NEX es el número de excitaciones. Si la secuencia posee un factor turbo, se divide el producto anterior por el factor turbo aplicado: 𝑇𝐴 = donde FT es el factor turbo. Si la secuencia es tridimensional (3D), se multiplica TR, Np y el número de codificaciones de corte: TA = × TR Np × codificaciones de corte. Ya que en secuencias 3D se aplica un segundo gradiente de codificación de fase que selecciona y que excita la localización de cada corte en el volumen. El TA debe ser siempre lo más corto posible para disminuir las posibilidades de movimiento no deseado del paciente durante la exploración, evitando los artefactos asociados. Para acortar el TA se pueden utilizar secuencias más rápidas, usar factores de adquisición en paralelo o reducir ciertos parámetros. Tiempo de repetición (TR) El tiempo de repetición (TR) es uno de los parámetros que caracteriza el contraste entre los diferentes tejidos. Se define como el período de tiempo que transcurre entre dos pulsos de excitación consecutivos de radiofrecuencia dentro de una secuencia. La magnetización longitudinal necesita un tiempo de recuperación. El TR se mide en milisegundos (ms) e indica la relajación longitudinal que se produce entre el final de un pulso y la aplicación de otro. Por lo tanto, determina la cantidad de relajación T1 que ocurre cuando se lee la señal. Dependiendo del TR que la secuencia tenga, la magnetización longitudinal se recuperará total o parcialmente y producirá un tipo u otro de señal. En un TR muy largo, los tejidos recuperarán su magnetización longitudinal por completo y por lo tanto no existirá contraste entre ellos y no se podrán diferenciar. En cambio, utilizando un TR más corto se consigue más diferencia en la intensidad de señal entre los tejidos y más diferencia entre los T1. En este caso se dice que la imagen resultante es una imagen potenciada en T1. Se considera que un TR de menos de 500 ms es un TR corto, mientras que un TR de más de 1.500 ms es largo. Otros parámetros destacables que influyen sobre los tiempos de relajación de los tejidos son el tiempo de eco (TE), el ángulo de inclinación o basculación (o flip angle, FA) y el tiempo de inversión (TI). TIEMPO DE ECO (TE) El tiempo de eco (TE) es el período de tiempo que transcurre desde que se emite el pulso de radiofrecuencia hasta el pico de la señal inducida en la bobina, es decir, desde la aplicación del pulso hasta la recogida de la señal o eco Al igual que el TR, este parámetro se mide en milisegundos (ms) y marca la caída de la magnetización transversal. Controla, por tanto, la cantidad de relajación T2 que se ha producido cuando se lee la señal. El TE determina el contraste de la imagen, ya que si es muy largo significa que el sistema tardará más en captar la señal y la secuencia se potenciará en T2. Cuanto más corto sea el tiempo TE, más fuerte será la señal que se obtendrá de un tejido. Por ejemplo, en las secuencias espín-eco (SE) existe un primer pulso de activación de 90°, justo en la mitad del tiempo de eco se produce un segundo pulso de 180° y transcurrida la otra mitad del TE (TE/2) ocurre la lectura del eco. ÁNGULO DE INCLINACIÓN O FLIP ANGLE (FA) El ángulo de inclinación (flip angle, FA) implica la basculación del vector de la magnetización longitudinal, en un ángulo distinto a 90°. Si se produce una inclinación de 90°, se anularía el vector longitudinal; en cambio, con un ángulo inferior a 90° (entre 10° y 80°) la magnetización longitudinal no desaparece totalmente. El FA es un parámetro que se utiliza en las secuencias eco de gradiente y determina la potenciación en T1 o T2. T IEMPO DE INVERSIÓN (TI) El tiempo de inversión (TI) es el intervalo entre un pulso de inversión de 180° y un pulso de activación de 90°. Ese primer pulso de 180° hace que la magnetización longitudinal se disponga en la dirección opuesta, y antes de que se recupere el vector magnetización, se aplica un segundo pulso de 90° que produce una magnetización transversal. Este parámetro se utiliza en las secuencias inversión-recuperación, y suprime la señal grasa en los tejidos en las secuencias STIR y la señal de los líquidos en las secuencias FLAIR. PARÁMETRO NÚMERO Dentro del parámetro número, diferenciaremos entre el número de pasos de codificación de fase (Np) y el número de excitaciones o adquisiciones (NEX, NSA, NAD). Número de pasos de codificación de fase (Np) La matriz es una representación de la imagen digital de aspecto enrejado y compuesta por píxeles (elemento individual) que cubren todo el campo de visión. Los píxeles se ordenan formando filas y columnas. El número de codificación de fase conforma el número de filas de la matriz de la imagen. Las filas corresponden a los pasos de codificación de fase dispuestos en el eje x, y las columnas, a los de codificación de frecuencia en el eje y. Los pasos o número de codificaciones de fase (Np) están directamente relacionados con la resolución espacial, pues cuanto menor sea su número, mejor será su relación señal-ruido (S/R), o sea, que aumenta la señal pero disminuye la resolución (hay menos píxeles pero éstos son más grandes). La gran ventaja de reducir los pasos de codificación de fase es que con ello se acorta también el TA. Número de excitaciones o adquisiciones (NEX, NSA, NAD) El número de excitación hace referencia a las veces que un tejido concreto es excitado dentro de una secuencia, es decir, el número de señales que se recogen para generar una imagen en RM. Una sola adquisición o excitación proporciona un paquete de datos suficiente para obtener una imagen. Si esa misma excitación se repite varias veces, la recopilación de datos será mayor y la imagen adquirida ofrecerá mucha más información. Al igual que ocurre con el número de codificaciones de fase (Np), el número de excitaciones (NEX) también afecta a la resolución espacial. A más NEX, mayor será la señal recogida, tendrá mucho más ruido y el TA aumentará proporcionalmente. RELACIÓN SEÑAL-RUIDO (S/R) La relación señal-ruido (S/R) constituye un parámetro fundamental para la calidad de las imágenes. ñ Representa el cociente de dos elementos: la señal y el ruido. Relación 𝑆/𝑅 Para considerar una imagen de calidad, este cociente debe ser lo más cercano al valor 1. Así pues, los valores de señal y de ruido tienen que ser para ello lo más parecidos posibles. Se buscará una proporcionalidad entre uno u otro. La señal es la suma de todas las señales emitidas por los protones que precesan en un tejido. La señal es recogida por la antena receptora, aporta información sobre las estructuras tisulares y su intensidad puede variar: a mayor intensidad de señal, mayor contraste de la imagen. El ruido es una oscilación estática de la intensidad de la señal que aparece en forma de granulado. El ruido no ayuda a la formación de la imagen, sino que de hecho la empeora. Se debe evitar, ya que disminuye la resolución espacial. Existen varios factores que afectan a la relación S/R. Se pueden dividir en dos grandes grupos según se puedan modificar o no por el técnico: 1. Factores no modificables: a. El imán y los gradientes. La intensidad de la señal será mayor cuanto más potente y homogéneo sea el campo magnético. b. El paciente. El movimiento molecular es diferente en cada persona, ya que depende de factores físicos tales como la edad, la grasa corporal o el estado de hidratación, entre otros. Por eso en estudios con cierta calidad se dice coloquialmente que el paciente “precesa” muy bien. 2. Factores modificables por el técnico: a. Antenas. Si no es la correcta, se puede originar ruido. Su tamaño debe adecuarse a la anatomía del paciente y la distancia antena-paciente debe ser proporcional. b. Parámetros de la secuencia. La relación S/R mejorará si se realizan ciertas modificaciones sobre ellos. CONTRASTE DE LA IMAGEN Es la capacidad por la que se pueden diferenciar dos tipos de tejidos próximos gracias a las distintas intensidades de señal que emiten. Esas distintas densidades se representan gráficamente en toda la gama de grises, desde el negro (ausencia de señal) hasta el blanco brillante (señal alta). El contraste depende del entorno. Debe haber diferentes señales para poder detectar las estructuras más pequeñas. El contraste también es un parámetro importante en la calidad de la imagen y constituye una base fundamental para el diagnóstico de las patologías. El contraste de la imagen está controlado por los mismos factores que la relación S/R y varía en función de varios parámetros Contraste del tejido. Las estructuras tisulares del hueso, el agua y la grasa poseen diferentes señales) Intensidad de la señal. A mayor intensidad de la señal, mayor contraste de la imagen. Secuencia. Dependiendo de la potenciación de la secuencia que se utilice, se obtendrá una señal diferente para un mismo tejido. También modificará el contraste el uso de alguna técnica de supresión o excitación de las moléculas (FS, FLAIR, STIR, etc.) Ruido. Las imágenes con bajo ruido tienen un mayor contraste que las que tienen mucho. RESOLUCIÓN ESPACIAL DE LA IMAGEN La resolución o definición de la imagen es la capacidad para diferenciar dos estructuras próximas de manera nítida. Contribuye también a la calidad de la imagen, ya que ésta se visualizará de forma más clara y precisa cuanto mayor sea su resolución. La resolución espacial de la imagen puede ser de dos tipos: 1. superficial y 2. espacial o volumétrica. La resolución superficial es la que indica la magnitud del píxel, el elemento más pequeño en que se divide una imagen bidimensional (ejes x, y). Así pues, para disminuir el tamaño del vóxel se puede aumentar el tamaño de la matriz, es decir, incrementar el número de filas y de columnas haciendo el FOV más pequeño o utilizando un FOV rectangular, que, como ya se ha visto, se consigue reduciendo el número de pasos de codificación de fase (Np) y utilizando un grosor de corte más pequeño. Cualquiera de estos cambios incrementará la resolución de la imagen en detrimento de la relación S/R, que se verá reducida. Si el tamaño del vóxel es más pequeño, habrá más y la resolución espacial aumentará; la imagen estará más “dividida” y las pequeñas estructuras se podrán diferenciar más fácilmente.