A.-El origen de la imagen
A lo largo de estas líneas repasaremos breve y muy simplificadamente los puntos clave de la física de la RM enfocados a entender con mayor facilidad los apartados siguientes,
la explicación en profundidad de algunos de los siguientes enunciados está más allá del objetivo de este trabajo:
- La señal para la imagen,
el eco:
- La imagen se genera a partir de la señal emitida por un átomo de H (localizado dentro de un volumen en el interior de un campo magnético) cuyo eje es inicialmente orientado paralelo al eje del imán de la RM.
Sobre este átomo se aplica un pulso de radiofrecuencia (RF) que cambiará la orientación de su eje.
La vuelta del mismo a su posición inicial será lo que generé la señal,
o ECO,
que emplearemos para la formación de la imagen.
- El fenómeno de la resonancia podemos definirlo como la capacidad de dicho pulso de RF de transferir energía al átomo,
para desviar su eje,
lo cual ocurre cuando la velocidad de precesión del átomo es “compatible” con el pulso de RF empleado.
- La localización del eco: una vez que podemos generar un eco debemos poder seleccionar que parte del volumen que lo emite queremos estudiar,
o lo que es igual,
debemos seleccionar el corte.
Para ello se emplean tres herramientas (Figura 1):
- 1.- Gradiente de selección de corte: en este primer paso se crea a lo largo del volumen de estudio y en el mismo sentido del eje principal del campo magnético (CM) una variación controlada de su intensidad.
Se consigue así que cada parte del volumen esté sometida a una intensidad de CM ligeramente distinta de las adyacentes lo que supone que los núcleos de H de cada una de ellas tengan una velocidad de precesión distinta.
- 2.- Amplitud del pulso de RF o ancho de banda (bandwidth): el segundo paso consiste en excitar mediante un pulso de RF solo aquello núcleos de H que se encuentran en el corte que deseamos.
Gracias al gradiente de selección de corte sabemos en qué rango de velocidades se encuentran los protones de dicho corte.
De este modo se da un pulso de RF cuyo ancho de banda sea el adecuado para excitar solo los protones en dicho rango de velocidad,
y no los adyacentes puesto que su velocidad no será “compatible” con este pulso.
Así,
dado un gradiente de selección de corte a mayor ancho de banda mayor espesor de corte,
pues sobre un mayor rango de velocidades actuará.
- 3.-Gradiente de selección de fase: de un modo análogo al gradiente de selección de corte,
el gradiente de selección de fase crea una variación del CM dentro del propio corte en cuestión,
lo que nos permite subdividirlo en “filas” o fases,
con el objetivo de localizar la señal.
- Del eco a la imagen: la señal recogida es representada en un espacio virtual denominado espacio K.
Un vez rellenado el espacio K las señales serán extrapoladas y representadas en una matriz para la formación de la correspondiente imagen,
lo cual se hace mediante un procedimiento matemático: la transformada de Fourier.
El espacio K se divide en “filas” o fases,
lo que viene determinado por el número de filas de la matriz,
e implicará a su vez el número de fases en que dividimos el corte mediante el gradiente de codificación de fase.
Así pués,
un matriz de 256 implica 256 fases en el espacio K que habran de ser rellanadas,
lo que implica a su vez 256 repeticiones de pulso RF-eco.
La matriz podríamos definir como la “plantilla” sobre la que representamos las señales del espacio K tras la transformada de Fourier.
Así podemos establecer una relación entre número de fases y matriz (Figura 2).
- De este modo la arquitectura estándar de un ciclo para obtener una imagen se compone de (Figura 3):
- Pulso de RF
- Aplicación de gradiente para selección de corte
- Aplicación de gradiente para selección de fase
- Recepción del eco.
El tiempo entre la aplicación de un pulso de RF y el siguiente se define como tiempo de repetición (TR).
Los pulsos y gradientes aplicados dentro de un mismo TR constituyen la unidad básica de una secuencia,
formándose ésta a partir de la repetición de los mismos.
El tiempo entre la aplicación de un pulso de RF y la recepción del eco generado se defino como tiempo de eco (TE).
B.-Tipos de secuencias
1- Spin eco: son secuencias estáticas (tabla 1).
Empleadas para el estudio de la anatomía y en casos de artefactos por prótesis,
pues son menos sensibles a estos.
También se denominan secuencias de SANGRE NEGRA dado que la sangre a alta velocidad se ve hipointensa respecto al miocardo.
Pueden ser:
i. Spin eco convencional: la más básica.
Compuesto por un pulso de RF inicial de 90º seguido de otro de 180º. El pulso inicial de 90º desfasa el contenido de todo del corte excitado. Sin embargo al aplicar el segundo pulso de 180º la sangre previamente excitada (en movimiento) habrá abandonado el volumen,
llegado sangre nueva no desfasada dado que no ha recibido el pulso de 90º,
por ello el pulso de 180º no tendrá “efecto” sobre ella por lo que no dará señal.
Este efecto se denomina SPIN WASHOUT.
Puede no resultar completamente perfecto en sangre lenta o en cortes paralelos al vaso y que la sangre en estas condiciones de algún tipo de señal.
ii. Turbo spin eco: el esquema es el mismo que el anterior solo que por cada pulso de RF se recoge un tren de ecos.
Es decir,
si en condiciones normales un pulso RF da un eco con el que rellenamos una fase o lñinea del espacio K,
cuando empleamos un tren de ecos = N,
un mismo pulso valdrá para recoger N ecos,
con lo que rellenaremos N fases del espacio K,
disminuyendo así el tiempo de adquisición.
A este número de ecos se denomina tren de ecos o factor turbo (Figura 4).
iii. TSE con doble pulso de inversión: es la más perfecta y más utilizada. Se basa en un doble pulso para asegurar la ausencia de señal de la sangre.
El esquema: un pulso inicial de 180º no selectivo a todo el volumen,
invirtiéndolo así.
Seguido de otro pulso de 180º esta vez selectivo del corte.
De este modo en este momento tenemos un volumen magnetizado a -180º y otro (el corte dentro del volumen) con magnetización basal o 0 (pues hemos invertido 180º y devuelto al punto de partida con otro pulso de 180º ).
Esto se denomina preparación de la sangre negra.
Finalmente tras un tiempo o delay (inversión time) desde el pulso inicial de 180º se aplica la secuencia tradicional spin echo (pulso de 90º seguido de pulso de 180º).
Este tiempo de delay coincide con el tiempo que tarda la sangre inicialmente fuera del corte en alcanzar una magnetización de 0,
así al aplicar el esquema spin eco solo obtendremos señal del tejido estacionario,
ninguna señal de la sangre,
pues al tener carecer de vector de magnetización no se puede excitar de ningún modo,
y por tanto no dará señal ninguna (Figura 5).
2- Eco de gradiente: son secuencias dinámicas o cine.
Dan información funcional (volúmenes,
jets,
dinámica cardiaca),
también anatómica aunque en menor grado que las spin-eco.
La sangre se visualiza BLANCA.
El tipo de secuencia principalmente empleado es el steady state free precession (SSFP) (tabla 1).
i. Steady-state-free-precesion (SSFP) : variante de las secuencias de gradiente.
Dada su rápida adquisición es la empleada para el modo cine.
La sangre es visualizada blanca dado el fenómeno IN-FLOW ENHANCEMNT: en el SSFP el TR y TE es muy corto.
Esto produce que entre cada TR el tejido estacionario (el que no se mueve o lo hace sin grandes variaciones en el espacio) no recupera completamente su magnetización ente un pulso de RF y el siguiente, por lo que el pulso de RF aunque se le aplique generará una señal de intensa media o baja.
Por el contrario la sangre que entra en el corte (inflow),
renovada entre cada ciclo pulso Rf-pulso RF,
si se magnetizara con cada pulso y dará una mayor señal.
Su señal será mayor cuanto más rápida y perpendicular al corte.
De modo inverso la sangre remansada o en cortes paralelos al vaso tendrá una señal menor,
al asemejarse más al tejido estacionario.
El in-flow enhancement no es el único responsable del brillo de la sangre,
sino que el principal responsable es el elevado cociente T2/T1 del SSFP, lo cual hay que sumar el efecto in-flow enhancement.
Fundamento de la adquisición en cine:
- Es una imagen dinámica adquirida durante el ciclo cardiaco.
Cada corte de cine se compone de distintas imágenes estáticas (fases) que podríamos comparar con los fotogramas de una película.
A mayor número de fases o fotogramas mayor resolución temporal tendremos.
Cada “fotograma” o fase es obtenido en distintos puntos del ciclo cardiaco (R-R´) y posteriormente todos son reproducidos en conjunto para obtener el cine del ciclo completo para ese corte (Figura 6).
No todas las fases de un corte pertenecen al mismo ciclo sino que se obtienen durante varios,
como ahora veremos,
por lo que no se trata de imagen en tiempo real.
- La adquisición requiere:
- Gating o sincronización ECG: la adquisición se realiza desde una onda R a la siguiente,
de modo retrospectivo,
es decir durante todo el ciclo.
- Sincronización respiratoria: para evitar artefactos por movimiento respiratorio
- Apena: preferiblemente al final de la espiración,
durante el periordo de apnea se adquiere la imagen.
- Navegador: la respiración es libre pero se monitoriza de modo que solo se adquiere durante una ventana temporal en cada ciclo respiratorio.
Esta ventana es determinada y se encuentra al final de la inspiración,
siempre es igual,
y solo se adquirirán fases en los intervalos respiratorios cuya ventana cumpla los requisitos y se adapte a los demás.
El navegador actualmente no se emplea para cine.
- Cada intervalo R-R´ es dividido en un número de fases N.
Para el cine de un corte cardiaco determinado se adquieren esas N fases,
o lo que es igual,
tendremos un mismo corte capturado en N puntos del ciclo cardiaco.
- Cada fase (“fotograma”) es una imagen completa del corte en un punto del tiempo,
como hemos dicho cada imagen se obtiene a partir del relleno completo de un espacio K.
Ejemplo: si el cine de un corte se compone de 30 fases (30 fotogramas que se reproducirán) habrá que rellenar 30 espacios K,
uno para cada una de ellos.
- Cada espacio K requerirá en principio para su relleno tantos ecos como codificaciones de fase i líneas tenga (un pulso RF-eco por línea),
cuyo número viene determinado por la matriz.
Ejmp: una matriz de 256 supondrá un espacio K de 256 líneas (necesitaríamos 256 ecos).
- La adquisición se realiza sin embargo empleando un factor turbo (FT),
tren de ecos o views per segment.
Esto quiere decir que con un solo pulso obtenemos varios ecos y por tanto rellenamos varias líneas del espacio K.
A mayor factor turbo mayor número de líneas que conseguiremos con un mismo eco.
(Figura 7).
- ¿Cómo se relacionan el número de ecos,
las fases,
la matriz,
el espacio K y el FT? (Figura 8) El FT determina dos cosas:
- 1.En cuantas fases dividimos el ciclo: un intervalo R-R´ permite obtener un número limitado de ecos,
los cuales adquiriremos en bloques conjuntos (cada bloque = fase) según el FT.
Ejmp: si en un intervalo podemos obtener 40 ecos y empleamos un FT de 8,
estos ecos se adquirirán de 8 en 8,
de modo que 40 / 8 = 5 grupos,
o lo que es igual,
nuestro intervalo queda dividido en 5 fases (cada una de 8 ecos).
- 2.Cuántos ciclos hacen falta para adquirir un corte en una fase,
o “fotograma”: necesitaremos tantos ciclos como pulsos RF hagan falta para obtener los ecos suficientes y rellenar el espacio K,
pues tenemos la limitación de 1 pulso por fase y ciclo.
Cada imagen de una fase viene de un espacio K con un número de líneas (determinado por la matriz).
Normalmente cada línea viene de un eco (y cada eco de un pulso RF),
por ello cabría pensar que dado que damos un pulso RF por ciclo,
necesitaríamos tantos ciclos cardiacos como líneas tiene el espacio K (cada uno para obtener el eco de cada línea).
Sin embargo al emplear un FT con cada pulso RF obtenemos varios ecos,
disminuyendo el número de ciclos necesarios.
Ejmp:
a) Espacio K de 40 líneas con FT= 1,
quiere decir que con cada pulso RF recogemos 1 eco.
Por lo que necesitamos 40 pulsos RF para rellenar las 40 líneas.
Dado un pulso RF por fase y ciclo,
deducimos que necesitamos 40 ciclos cardíacos.
b) Espacio K de 40 líneas con FT= 4,
quiere decir que con cada pulso RF recogemos 4 ecos,
es decir 4 líneas de espacio K.
Como 40 / 4 = 10,
con 10 pulsos rellenamos las 40 líneas del espacio y tenemos la imagen o fotograma.
Dado 1 pulso RF por fase y ciclo,
necesitaremos 10 ciclos en total.
Resumen: nosotros elegimos un número de fases en función de la resolución temporal que deseamos.
Al hacer esto ordenamos a la máquina dividir el R-R’ en este número segmentos (fases),
cada uno de los cuales se adquiere en bloque.
Así determina automáticamente el FT (la herramienta para obtener estos bloques que quiero).
Simultáneamente este FT determinará el número de partes en que divido el espacio K y con ello el número de ciclos que necesito para completar un corte-fase o fotograma.
Definiendo los parámetros de calidad
Resolución temporal,
resolución espacial y tiempo de adquisición.
Tabla2
1.
Resolución temporal: viene determinada por:
1.1.- Frecuencia cardiaca:
- la frecuencia cardiaca determina la longitud temporal de un intervalo R-R´.
Así una mayor frecuencia implica un intervalo menor y viceversa.
De este modo para un número de fases determinado que deseemos,
a mayor frecuencia menor duración R-R´ y en consecuencia menor duración de cada una de las fases (“shot duration”) en las que lo dividamos.
Ejmp: si deseamos que cada fase dure 50 msg:
a) Con 60 latido/min tenemos 1 latido por segundo,
o lo que es igual 1 latido cada 1000 msg.
En consecuencia…1000msg / 50msg = 20 fases (o fotogramas) por latido.
b) Con 120 latidos/min tenemos 1 latido cada 0,5sg o lo que es igual,
cada 500 msg.
De este modo…..500msg / 50msg= 10 fases por latido.
Al aumentar la frecuencia y reducirse el tiempo que dura un intervalo R-R´ solo conseguiremos 10 fases con una duración de 50msg cada una,
frente a las 20 con una frecuencia de 60 latidos/min.
Para función ventricular se necesitan al menos 15 fases por latido.
Punto1: La máquina puede configurarse 5-10 latidos por encima del ritmo cardiaco real,
de este modo disminuimos la longitud de la fase (o “shot duration”).
Así como seguimos dos cosas:
- Al durar menos la fase podemos adquirir más en cada ciclo,
mejorando la resolución temporal.
- Mejoramos la calidad de cada fase o shot.
Podemos asemejar con una cámara de fotos.
Un tiempo de exposición elevado (shot largo) hará que demasiada luz (señal) “queme” la fotografía,
de igual modo un tiempo corto (shot corto) dejara que solo la luz necesaria forme la imagen.
1.2.- Configuración de la secuencia de cine:
- El número de fases será directamente proporcional a nuestra resolución temporal,
a mayor número mayor resolución pues podremos reproducir el ciclo con un mayor número de “fotogramas”.
Teóricamente lo ideal sería tener tantas fases como ecos nos permita adquirir un ciclo R-R´,
pero esto no se realiza por cuestiones de tiempo de exploración,
empleándose el factor turbo o tren de ecos como hemos visto anteriormente para disminuir este tiempo.
- Cuanto mayor FT más aceleramos nuestra adquisición,
pero también más disminuimos la resolución temporal,
puesto que obtendremos más ecos por cada pulso RF,
alejándonos del ideal de resolución temporal 1 pulso-1 eco-1 línea del espacio K.
Punto2: a partir de 15 fases/ciclo R-R´ podemos estudiar volúmenes y dinámica,
ideal 20-30.
Cuantas más fases teóricamente mejor,
pero nos encontraremos con la limitación de necesitar muchos ciclos cardiacos para la adquisición y la imposibilidad de apnea por el paciente para ello.
A mayor FT menor número de fases y peor resolución temporal.
Podemos mejorar la resolución temporal disminuyendo el FT pero aumentaremos el tiempo de adquisición.
Punto3: los dos parámetros que podemos configurar para la resolución temporal son: a) el ritmo cardiaco,
que podemos establecer 5-10 latidos por encima de la frecuencia real.
b) el número de fases.
A partir de 15 son suficientes,
generalmente 20-30.
2.
Resolución espacial: la resolución espacial viene determinada por la isometría de nuestro voxel,
es decir altura x anchura x profundad,
que deben ser similares (voxel isotrópico),
al menos en las dos primeras dimensiones siempre y cuando no persigamos hacer reconstrucciones multiplanares o VR.
- Cuanto menor sea el tamaño de nuestro voxel mayor será la resolución,
pero también mayor tiempo de adquisición y peor relación S/R (el voxel puede concebirse como una “caja” que representa un volumen de tejido y que contiene su señal,
cuanto menor sea la caja menor señal podrá contener).
Punto4: Para cine,
el voxel debe tener una relación alto x ancho ≈ 2mm x 2mm.
Lo cual lo obtenemos ”jugando” con el FOV,
pues la matriz no suele modificarse.
- Las dos primeras dimensiones del voxel (alto y ancho) dependen de la relación entre FOV y matriz,
de modo que altura = FOV/nº de codificaciones de fase de la matriz (líneas) y el ancho = FOV/nº codificaciones de frecuencia de la matriz.
La profundidad depende del espesor de corte.
Figura 9.
2.1.
FOV (field of view): debe ajustarse de modo que con una resolución aceptable cubramos todo el cuerpo,
evitando el artefacto de overwrap o aliansing.
En numerosas ocasiones emplearemos un FOV rectangular,
pues el área corporal estudiada es rectangular,
lo cual además contribuye a la reducción del tiempo de adquisición.
2.2.
Matriz: en términos generales la matriz para un plano y secuencia no sufrirá cambios durante la exploración,
pues ésta bien viene determinada por otros factores técnicos.
2.3.
Grosor de corte: debe oscilar entre 5-8mm para imágenes de cine,
y entre 2-3mm para spin-eco.
Al determinar un espesor de corte atendemos al campo que queremos cubrir del paciente y a la eventual utilización de GAP entre los cortes.
Lo ideal es un GAP = 0,
pero esto no siempre es posible.
- Relación FOV-matriz y resolución espacial: la matriz es la plantilla sobre la que disponemos nuestra imagen.
Dada una matriz,
a mayor tamaño de FOV,
menor resolución y viceversa.
Ejmp: una FOV de 256mm en una matriz 256 x 256 supondrá cada una de las 256 fases de la matriz corresponde con 1mm de FOV (256/256=1).
Sin embargo,
si FOV = 512mm y matriz de 256x256,
en cada fase de la matriz se representarán 2mm de FOV (512/256=2).
En consecuencia nuestra resolución disminuye pues estamos representando más territorio anatómico en el mismo espacio de la plantilla.
- Relación TE-TR y tamaño del FOV: el TE se relaciona con la “borrosidad” de las imágenes de cine de manera directamente proporcional.
Al disminuirlo podemos disminuir esta “borrosidad” y aumentar la “nitidez” con que las vemos.
Esto podemos hacerlo variando el FOV.
- -El incremento del FOV con una matriz que no varíe dará lugar inequívocamente a una disminución de la resolución espacial (párrafo anterior,
mayor superficie adquirida representada en la misma “plantilla”) e incremento del TR y sobre todo TE.
(En caso de que la matriz cambie,
la relación variará dependiendo de que la nueva anchura de cada una de las codificaciones de fase).
¿Por qué aumenta el TE? Como dijimos al principio de la exposición cada adquisición viene determinada por un gradiente de selección de corte,
un pulso RF,
eco y un gradiente de codificación de fase.
Si aumentamos el FOV pero mantenemos la misma resolución espacial (es decir queremos un voxel igual) aumentaremos la matriz y con ello nº de codificaciones de fase.
La consecuencia directa es que si inicialmente teníamos que aplicar por ejemplo 256 codificaciones de fase y ahora necesitaremos 320,
dado progresivamente se incrementa la amplitud temporal del gradiente para codificar las sucesivas fases,
igualmente se incrementara el tiempo que poco a poco va separando cada adquisición de fase,
por lo que finalmente el TR y TE aumenta.
Si aumentamos el FOV pero no cambiamos la matriz (disminuirá la resolución espacial) pero el número de fases será igual por lo que inversamente al caso anterior nuestro TE disminuye.
Ejmpl: si tenemos una habitación llena de objetos (el volumen anatómico) que queremos pasar a otra habitación (matriz) tardamos un tiempo determinado.
Si tuviésemos más objetos que pasar (mayor FOV) pero queremos pasarlo en el mismo tiempo,
la única solución es hacer más rápido (disminución del TE y TR)
Punto5: el incremento del FOV,
sin variar la matriz,
disminuye el TE.
Preservando siempre nuestro voxel≈ 2x2,
disminuiremos así la “borrosidad” de las imágenes.
3.- Tiempo: sería igual al número de ciclos que necesitamos para adquirir una imagen (= codificaciones de fase del espacio K / FT) x duración de cada ciclo (intervalo R-R´),
así:
- Medido en latidos.
Tiempo = Nº cod.fase / FT ( recordamos que el FT también llamado views per segment o tren de ecos)
- Medido en sg: (Nº codificaciones de fase / FT) x tiempo intervalo R-R´
Ejmp:
256 codificaciones de fase
FT =8
Frecuencia cardiaca de 120 latidos (R-R´= 0,5sg)
Tiempo total= (256/8) x 0,5 = 16 sg
Punto6: podemos disminuir el tiempo de adquisición si: a) disminuimos el número de codificaciones de fases,
pero esto disminuye la resolución espacial.
b) aumentamos el FT,
pero esto perjudica la resolución temporal.
- El número de señales o NSA (number of signal average) también llamado NEX (number of excitation),
indica el número de veces que adquirimos cada cod.
de fase o línea del espacio K.
A mayor número mayor señal pero también mayor tiempo de adquisición.
Punto7: en casos donde el paciente no tolere la apnea suficiente para la adquisición el incremento del NSA o NEX es una opción.
Nos permitirá obtener una mejor señal y disminuir el artefacto respiratorio,
aunque incrementará nuestro tiempo de adquisición.
- El espesor de corte no interviene directamente en la ecuación para el tiempo de adquisición,
pero lógicamente,
cuanto menor espesor y menor GAP o espacio entre los cortes,
mayor número de cortes necesitaremos para cubrir un volumen y en consecuencia mayor tiempo de adquisición global.
Punto8: a mayor espesor de corte y mayor GAP menor tiempo total para adquirir un plano,
pues el número de cortes necesarios para cubrir el volumen total será menor al cubrir cada uno de ellos más territorio.