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Figura XIX: Movimiento de precesión. La curva azul indica el movimiento de precesión del núcleo. Además, la curva amarilla muestra que el núcleo sigue rotando alrededor de su vector spin.
La frecuencia de precesión, es decir, la rapidez del movimiento de precesión depende del valor del campo magnético externo que percibe el núcleo y el tipo de núcleo implicado. La relación se expresa mediante la ecuación de Larmor:
f0 = γ . B0 / 2π
donde f0 es la frecuencia de precesión o frecuencia de Larmor expresada en megahertzios (MHz), B0 es el valor del campo magnético en Tesla (T) y γ se denomina “constante giromagnetica” que es característica para cada tipo de núcleo y se expresa en MHz/T (para el H toma el valor 267,5 MHz/T). [14]

Al campo magnético B0 se le asigna la dirección del eje z, llamado eje longitudinal. El plano x, y perpendicular al eje z, constituye el plano transversal.

En el estado de reposo o equilibrio, el vector magnetización esta sobre la dirección de z y su valor es la componente longitudinal (Mz). Mientras que la componente transversal es nula (Mxy), debido a que los núcleos se encuentran desfasados.

El estado de equilibrio puede ser perturbado mediante la aplicación de un pulso de radiofrecuencia (RF), constituido por ondas electromagnéticas. El campo magnético de la onda de RF, llamado B1, debe ser perpendicular a B0.

Si la frecuencia de la onda es igual a la frecuencia de precesión, los núcleos son capaces de absorber energía, es decir, entrar en resonancia. Esto produce que los protones en el estado de menor energía pasen al estado de mayor energía.

Cuando los núcleos entran en resonancia, la magnetización M se separa de su posición de equilibrio realizando un movimiento de giro en espiral (Fig. XX). Esta separación se determina por el ángulo de inclinación (αº). El valor de αº depende de la potencia y del tiempo de emisión de la RF. En IRM la duración de la emisión de RF es de microsegundos por lo que se habla de pulsos de RF. Un pulso de 90º desplaza M sobre el plano x-y, por lo que Mz es nula. Además este pulso logra que los spines precesen en fase. Si el pulso es de 180º, entonces el vector M invierte su posición de la dirección positiva a la negativa del eje z.





Figura XX: Movimiento del vector magnetización al entrar en resonancia los núcleos de H.
Cuando finaliza la emisión del pulso de 90º, M va a volver a su posición inicial en un proceso que se denomina relajación. Esto se produce porque los núcleos liberan el exceso energético que absorbieron al entrar en resonancia. Este proceso no es espontáneo sino que se requiere de estructuras del entorno que sean capaces de absorber esta energía. Es por eso que la liberación energética esta muy influenciada por el medio histoquímico en que se encuentran los núcleos.

La variación en el tiempo de M se utiliza para inducir en una antena o bobina receptora una señal eléctrica que se denomina FID (Free Induction Decay) y con la cual se obtendrán las imágenes de RM. Esta FID es una sinusoide amortiguada, su amplitud decrece con el tiempo. La frecuencia de la sinusoide es la frecuencia de precesión impuesta por el valor del campo magnético durante la relajación. [15]

Dos voxels que están bajo campos magnéticos distintos tendrán frecuencias de relajación distintas, sus señales pueden ser diferenciadas mediante un análisis que discrimine por frecuencias, como ocurre con la trasformada de Fourier.

Estudiando la señal de relajación se puede obtener tres tipos de información diferente: una relacionada con la densidad (D) de núcleos y las otras dos con el medio mediante los parámetros T1 y T2. En toda imagen están presentes estos parámetros y mediante la programación de secuencias de pulsos adecuadas se puede hacer prevalecer una u otra, esto se conoce como potenciación de la imagen.

En IRM existen las siguientes potenciaciones básicas:

Imagen potenciada en densidad (D)

El valor de M es proporcional a la densidad de núcleos de H que contiene el voxel. El valor inicial de la señal recogida en la antena será proporcional a D.

Los núcleos de H que van a generar una señal suficiente para participar en la formación de la imagen provienen básicamente de los tejidos grasos y del agua tanto libre como ligada a macromoléculas.

En los voxels donde no existen núcleos de H o no entran en resonancia, no existe señal y aparecen siempre en negro (hipointenso) en cualquier potenciacion, como es el caso de los espacios aéreos y el hueso cortical.



Imagen potenciada en T1

Cuando los núcleos vuelven al estado de equilibrio liberando la energía absorbida, se produce el aumento del valor de Mz para alcanzar el valor M0.Este crecimiento es exponencial con el tiempo y es regulada por la constante T1 o tiempo de relajación longitudinal, que se expresa en milisegundos.

La liberación energética es un intercambio entre los núcleos de H y el medio, es por esto que el valor de T1 depende del tipo y la movilidad de las moléculas con las que el H se relaciona. El H en una molécula grasa tiene facilidad en liberar la energía (T1 corto), ya que es liberada a la propia molécula. En el caso de una molécula de agua libre que posee mayor movilidad, el H tiene dificultad en liberar la energía (T1 largo). El agua libre pierde su libertad cuando se liga a macromoléculas y esto facilita la liberación energética, disminuyendo el valor de T1. En la mayoría de las patologías aumenta el agua libre en el espacio intersticial, lo que implica un aumento del T1.

Si se tiene dos voxels con valores de T1 distintos, el que tiene mayor facilidad de liberar la energía alcanzara el valor inicial más rápido. Si luego de un corto tiempo se leen los valores de Mz y se representan en una escala de gris en la que la intensidad es proporcional al valor de Mz, el voxel con T1 mas corto le corresponde la mayor intensidad.

La intensidad de la señal es inversamente proporcional al T1 y por lo tanto directamente proporcional a la facilidad de la relajación energética. Es por esto que en una imagen potenciada en T1 la grasa (T1 corto) aparece hiperintensa y el agua libre (T1 largo) hipointenso.

Existen sustancias de contraste como el gadolinio (Gd) que facilitan la relajación de los núcleos de H con los que se relaciona, esto disminuye el valor de T1 y por lo tanto existirá en la imagen un aumento de señal.



Imagen potenciada en T2 o T2*

Debido a las interacciones entre los núcleos se producen variaciones en el campo magnético, y esto provoca que cada núcleo libere su exceso energético a una frecuencia que depende del campo magnético que percibe. Esta relajación a frecuencias distintas se denomina relajación asincrónica o incoherente.

El sincronismo en la relajación puede observarse estudiando la relajación en el plano transversal. Si en un voxel se produce una relajación asincrónica, se produce un desfase de los spines en el plano x, y (Fig. XXI). La evolución de Mxy hasta que se anula, que es cuando los spins están todos orientados al azar, corresponde a una exponencial decreciente regulada por un parámetro llamado T2 o tiempo de relajación transversal que se expresa en milisegundos y es menor al tiempo de relajación T1. Este parámetro depende de la relación entre el núcleo y los núcleos vecinos.

Hay que tener en cuenta que si el campo magnético externo no es perfectamente homogéneo o existen sustancias que distorsionan el campo, los núcleos se relajaran asincrónicamente también por este hecho. En este caso el parámetro que regula la curva se denomina T2*. Para un mismo voxel T2* implica una relajación mas incoherente que T2.





Figura XXI: Representación de la evolución en el tiempo de los spins en el plano transversal: a) inmediatamente después del pulso de 90º (spins en fase), b) y c) evolución en dos instantes de tiempo distintos con desfases cada vez mayores, d) orientación al azar de los spins.
En una imagen potenciada en T2 la intensidad de la señal es directamente proporcional al T2. En el agua libre, los núcleos de H están poco influenciados por el entorno (T2 largo), por eso aparecen hiperintenso en las imágenes. Esto hace que las imágenes en T2 sean más sensibles a la detección de la patología, ya que un aumento patológico en el contenido del agua conduce a un aumento de señal. [16]
2.3. SECUENCIAS
Para la obtención de una imagen es necesario aplicar un pulso inicial de excitación para luego medir la señal de relajación, generalmente en forma de eco. Para medir este eco se aplican pulsos de refase o bien de gradientes. Al conjunto de cada pulso de excitación y los pulsos o gradientes de refase se lo denomina ciclo de pulsos. Además de los pulsos de RF se deben aplicar también gradientes de campo magnético para la localización y codificación espacial de la señal. En IRM se deben repetir estos ciclos para rellenar el espacio k o matriz de datos crudos. A esta repetición de ciclos de pulsos se la denomina secuencia de pulsos.

Existen gran variedad de secuencias, pero la mayoría son modificaciones y variantes de las secuencias básicas, cada una con distintos nombres según las casas comerciales.



Secuencia spin-eco (SE)

Esta secuencia utiliza un pulso de RF de 90º para excitar los núcleos de H e inclinar el vector M al plano transversal (x, y). Después de un cierto tiempo (TE/2), durante el cual los spins se desfasan, se envía un pulso de 180º para refasar los spins y generar las señales eco. El tiempo transcurrido entre la aplicación del pulso de 90º y la recogida de la señal se llama tiempo de eco (TE). Este proceso se repite después de un tiempo de repetición (TR), para ir llenando una a una las líneas del espacio K.

La utilización de la secuencia SE permite corregir las heterogeneidades del campo magnético externo. Luego del pulso de 90º debido a las variaciones locales del campo magnético que perciben los núcleos, cada uno de ellos se relaja a una frecuencia propia. Es por esto que los núcleos presentan un desfase y por lo tanto Mxy disminuye. Como se consideran todos los factores el decrecimiento esta regulado por el T2*.

Al enviar el pulso de 180º al tiempo TE/2, se invierte la posición de los spins en el plano x-y, pero las causas que originan el desfase siguen actuando, es por esto que si se deja transcurrir el mismo tiempo TE/2 los spins se encontraran en la posición inicial, es decir, en fase. En este momento se recoge la señal, y la variación de intensidades es solo debida a las interacciones spin-spin y no a las heterogeneidades del campo. Esto permite tener imágenes potenciadas en T2 (Fig. XXII).



El contraste de la imagen en las secuencias SE se regula manejando los parámetros: a) TR, que controla la cantidad de relajación longitudinal, y b) TE, que controla la cantidad de desfase del componente transversal de la magnetización. Como regla general:

Potenciación T1: TE corto (< 30mseg) para minimizar los efectos de la relajación transversal (T2) y TR corto para maximizar las diferencias en la magnetización longitudinal durante el retorno al equilibrio (< 1000mseg).

Potenciación T2: TE largo para acentuar los efectos T2 (> 60mseg) y TR largo para reducir los efectos T1 (> 1600mseg).

Potenciación DP: TE corto, minimiza las influencias del T2 (< 30mseg) y TR largo, las del T1 (> 1600mseg).



Figura XXII: Esquema de la secuencia SE. Después del pulso de 90º el decrecimiento de Mxy es regulada por T2*. La aplicación del pulso de 180º corrige los efectos de las heterogeneidades

del campo, el decrecimiento de Mxy es regulada por T2.


Secuencia inversión recuperación (IR)

En esta secuencia el pulso inicial de excitación es de 180º, que invierte Mz. Durante su relajación, tras un tiempo denominado tiempo de inversión (TI), se aplica un pulso de 90º para inclinar M al plano transversal y poder medir la señal. En este momento, el ciclo continúa como en la secuencia SE, es necesario aplicar un pulso de 180º para el refase y producción del eco (Fig. XXIII).



Con esta secuencia se obtienen imágenes con una fuerte potenciación en T1. Su inconveniente principal es la necesidad de aplicar tiempos de repetición más largos, para que la relajación longitudinal se complete y esto prolonga el tiempo de adquisición.


Figura XXIII: Esquema de la secuencia IR. Pulso inicial de 180º que invierte Mz. Durante el proceso de relajación se aplica un pulso de 90º que traslada la magnetización al plano transversal. Posteriormente se aplica el de 180º para la obtención del eco.
Cuando se aplica el pulso de 90º en el momento que el Mz de un tejido tiene un valor 0 se elimina su señal. Utilizando valores de TI corto se puede eliminar la señal de tejidos con un T1 muy corto como, por ejemplo, la grasa. Los tejidos con T1 corto tienen una señal mas baja (al revés que en un estándar T1). Esta variante de la secuencia IR se denomina STIR (short time IR) y es muy sensible a la presencia de agua libre, lo que la hace muy útil en el sistema músculo-esquelético. Si en cambio se utiliza un TI largo la señal que se elimina es la de tejidos con T1 largo, por ejemplo, la del liquido cefalorraquídeo (LCR). Esta secuencia se denomina FLAIR (fluid attenuated IR). Es muy útil en el sistema nervioso debido a su gran sensibilidad, en especial para lesiones periventriculares y corticales sutiles, que pueden pasar desapercibidas en imágenes T2 (por la alta señal del LCR).

En la secuencia IR, además de los parámetros TR y TE, se agrega un tercer parámetro: el tiempo de inversión (TI) o tiempo de aplicación del pulso de 90º, que determina no sólo el contraste de la imagen sino que posibilita la eliminación de la señal de determinados tejidos.


Secuencia eco de gradiente (GRE)

La principal característica de esta secuencia es que la obtención del eco se logra mediante la aplicación de gradientes alternantes o inversos. Otra característica es la utilización de un pulso inicial menor a 90º que permite la utilización de TR mucho más cortos que en SE. Esta combinación de ángulo limitado y refase por gradientes permite acortar el tiempo de adquisición de la imagen de una manera notable, es por esto que las secuencias GRE se denominan secuencias rápidas.

La aplicación de un pulso α menor de 90º inclina M, de modo que puede descomponerse en una componente longitudinal (Mz) y otra transversal (Mxy). Con ángulos menores de 90º, al partir de una posición más cercana al eje z, la recuperación de Mz es más rápida, es por eso que se puede utilizar TR más cortos sin saturar la muestra. Pero la aplicación de este pulso αº también produce que Mxy sea menor, por lo tanto la señal es mas baja y las imágenes son más ruidosas.

En las secuencias GRE la obtención del eco se logra a partir de un juego de gradientes magnéticos (Fig. XXIV). Un gradiente magnético es una variación lineal del campo en una dirección. Al aplicar el gradiente (+G) durante un tiempo t, los núcleos sometidos a un campo mayor se relajan mas rápido que los que perciben un campo menor, por lo tanto se produce un desfase. Si luego se aplica un gradiente de igual valor y duración, pero en sentido contrario (-G), se produce el refase de los spins lo que permite obtener el eco. Este conjunto de gradientes (+G, -G) recibe el nombre de gradiente bipolar.





Figura XXIV: Esquema de la secuencia GRE. Después de un pulso inicial de αº se aplica

un gradiente bipolar para obtener un eco de gradiente.


La potenciación de las imágenes en las secuencias GRE depende del valor del pulso inicial, TE y TR:

Potenciación PD: ángulo α pequeño, largo TR y corto TE.

Potenciación T1: ángulo α grande (40º -70º), TE y TR corto.

Potenciación T2*: ángulo α pequeño, TE y TR largo.

La potenciación es en T2* y no en T2, debido a que los gradientes no corrigen los efectos de las heterogeneidades del campo magnético y los efectos de susceptibilidad magnética, como sucede con los pulsos de 180º en la secuencia SE, lo que produce también que estas imágenes presenten mas artefactos.


Secuencia turbo spín-eco (TSE)

La secuencia turbo spín-eco (TSE) o fast spin-echo (FSE) es una secuencia rápida. El ciclo de pulsos de esta secuencia se caracteriza por la aplicación de un pulso de excitación de 90º, igual que en SE, y la posterior formación de dos o más ecos de spín producidos por pulsos de refase de 180º (Fig. XXV). Generalmente se adquieren entre 4 y 32 ecos (siempre más de 2), aunque pueden llegar a 256 en su modalidad single-shot. El número de ecos se denomina longitud del tren de ecos (echo train length: ETL) o factor turbo (TF). La característica básica de esta secuencia es que cada eco se codifica con una fase distinta. Por lo tanto, en cada TR se rellenan tantas líneas del espacio K como ecos. Esto produce una gran disminución del tiempo de adquisición, proporcional al TF, o lo que es lo mismo al número de líneas del espacio K que se rellenan en cada TR.

El contraste obtenido en la secuencia TSE es en general similar al de una secuencia SE convencional. Aunque se produce un aumento del brillo de la grasa aún en imágenes potenciadas en T2. Este efecto pude obviarse con la aplicación de técnicas de supresión grasa.

En TSE, el tiempo de eco se denomina TE efectivo (TEef), debido a que existen tantos TE como ecos, pero únicamente el TE de los centrales en el espacio K determina el contraste de la imagen.








Figura XXV: Secuencia SE multieco.
Secuencia eco-planar (EPI)

La secuencia eco-planar (EPI) es un una forma de adquisición ultrarrápida. Esto se debe a la adquisición de múltiples líneas del espacio K tras el pulso de excitación. Al igual que en TSE, el factor de aceleración depende del número codificaciones de fase por TR. Se puede llegar a adquirir todas las líneas tras un único pulso de excitación (single-shot). La alta resolución temporal de EPI single-shot permite efectuar estudios funcionales y de perfusión cerebral, y estudios cardiacos con secuencias de 10-12 imágenes por segundo.

En EPI, los ecos se obtienen a partir de la FID, aplicando muy rápidamente gradientes de lectura alternativos de signo inverso (EG-EPI) (Fig. XXVIa). El refase por gradientes reduce notablemente el espaciamiento entre ecos.

En EG-EPI la potenciación es muy fuerte en T2*. Las consecuencias son: una alta sensibilidad a artefactos por susceptibilidad magnética, y una pobre S/R.

La técnica de múltiples disparos (multi-shot), en la se adquiere únicamente una parte del espacio K tras cada pulso de excitación (segmentación del espacio K), es la más utilizada para la adquisición de imágenes diagnósticas. El número de disparos equivale al número de segmentos, y el número de ecos al factor turbo.

En EPI, los ecos también pueden obtenerse a partir de un eco de spín (SE-EPI), cuya utilidad es la potenciación en T2, con menos efecto T2*, debido a la aplicación de pulsos de refase de 180º (Fig. XXVIb). SE-EPI puede combinarse con pulsos de inversión previos (IR-EPI), para aumentar el contraste de la imagen. [17]





Figura XXVI: a) Esquema básico de EPI. b) Esquema básico de SE-EPI.
2.4. FORMACIÓN DE LA IMAGEN
Para obtener la imagen de un corte del interior del cuerpo se necesitan dos condiciones:

1) Selección del plano tomográfico

Para lograr la excitación selectiva de un plano se necesita crear una variación uniforme de B0 en la dirección perpendicular al plano elegido, lo que constituye un gradiente magnético (G) en aquella dirección, y se crea mediante pares de bobinas recorridas por corrientes continuas en sentidos contrarios.

Si se coloca una bobina en el extremo caudal de la bobina principal y otra en el extremo opuesto se logra un gradiente magnético cráneo-caudal. Una vez establecido este gradiente, todos los núcleos sobre un plano perpendicular al gradiente (en este caso, todos los núcleos sobre un plano transversal o axial del paciente) percibirán el mismo valor del campo magnético y por lo tanto tendrán la misma frecuencia de precesión que será ligeramente distinta a la de los planos adyacentes, es por eso que para excitar un plano particular basta con emitir la RF a la frecuencia de precesión adecuada. Para obtener una imagen tomográfica de otro plano transversal basta con cambiar la frecuencia de emisión sin tener que movilizar al paciente.

Para obtener imágenes coronales el gradiente debe ser antero-posterior, esto se logra con bobinas colocadas en la parte anterior y posterior del paciente, si el gradiente es de derecha a izquierda las imágenes que se obtienen son sagitales. Por ultimo, enviando las intensidades de corrientes adecuadas a las bobinas, se pueden adquirir imágenes en cualquier orientación.

Los gradientes de selección del plano tomográfico (Gz) se activan únicamente durante la excitación, y son inmediatamente quitados para la obtención de la señal de relajación, por lo tanto se trata de pulsos de gradientes.

El establecimiento de un gradiente implica que en el espacio ocupado por el voxel exista una variación de frecuencias, es por esto que cada voxel vendrá determinado por un intervalo de frecuencias centrado alrededor de una frecuencia media de resonancia. El grosor del plano de corte puede regularse mediante la amplitud del pulso excitador manteniendo el gradiente. Pero la forma habitual es manteniendo la amplitud del pulso de RF y variar el valor del gradiente. Lo cual consiste en modificar las intensidades de las corrientes eléctricas por las bobinas.

La dimensión de la zona a visualizar (FOV) se determina durante la relajación, admitiendo en la antena receptora solo la señal de los voxels comprendidos en la zona determinada. Esto permite también obtener imágenes en cualquier punto del plano seleccionado, es decir FOV desplazados del isocentro del imán.

2) Codificación espacial de la señal de resonancia

Para reconstruir la imagen es necesario individualizar la señal que proviene de cada voxel. Esto se logra mediante un sistema de gradientes magnéticos aplicados sobre el plano durante la relajación.

Durante la aplicación del Gz se aplica el pulso de RF de excitación con la frecuencia adecuada a la del centro del plano y con una amplitud determinada por el grosor de corte elegido. Al terminar la aplicación del pulso de RF también se retira Gz, en este momento comienza la relajación y es cuando se aplica el gradiente de codificación de fase en la dirección y (Gy).

La aplicación de Gy implica que todos los voxels de una misma fila perpendicular a este gradiente se relajen a la misma frecuencia, pero la fase de los protones en sentido vertical es distinta, esto determina frecuencias espaciales distintas. La fase se determina por la magnitud del pulso de gradiente de codificación de fase.



Una vez que se retira Gy se establece un nuevo gradiente para la codificación de frecuencia (Gx), en dirección perpendicular a Gy. Este gradiente se aplica durante la lectura de la señal, de manera que los protones de las distintas columnas precesan con una frecuencia diferente según el campo magnético percibido. La señal de relajación (señal de eco) es una señal analógica que debe ser convertida al formato digital, y descompuesta en sus múltiples frecuencias y sus correspondientes intensidades mediante la transformada de Fourier. Este proceso se repite en los TR sucesivos pero con una codificación de fase distinta (Fig. XXVII).



Figura XXVII: Diagrama temporal.
Los valores digitalizados de cada eco se almacenan constituyendo una línea (fila, view) de un espacio donde se guardan ordenadamente todos los ecos con los que se formara la imagen. Este espacio se denomina espacio k o espacio de Fourier.

El espacio k esta formado por filas y columnas (matriz). El número de filas es igual al número de codificaciones de fase y se representan por ky. El número de columnas depende del número de valores en que se digitaliza el eco, y se representan por Kx. Si la matriz de adquisición es de 256 (fase) x 256 (frecuencia), se obtienen 256 ecos cada uno con una codificación de fase distinta. El valor de Gy varia de su valor positivo Gy = +128 a los valores mas bajos (Gy =+1, Gy= -1) y luego a su valor negativo Gy = -128.

La amplitud de los ecos es máxima en las líneas centrales del espacio k, ya que los ecos se obtienen con valores bajos de Gy y esto produce un menor desfase. En los extremos la amplitud es menor debido a que el valor de Gy aumenta produciendo un desfase mayor. Es por esto que el centro del espacio k genera el contraste (bajas frecuencias) y la mayor parte de la señal en la imagen, mientras que las zonas periféricas contienen la resolución espacial (altas frecuencias).

El conjunto de los ky (256) x kx (256) valores del espacio k constituyen los datos crudos (raw data) con los que se generara la imagen final mediante la transformación inversa de Fourier (Fig. XXVIII).



En las secuencias donde se llena una línea del espacio K en cada TR, el tiempo de adquisición (Tadq) de una imagen depende del TR, el número de codificaciones de fase, y del NEX o numero de veces que se recolectan los datos para cada codificación de fase. Disminuyendo cualquiera de estos parámetros se disminuye el tiempo de adquisición, pero esto también afecta la relación señal-ruido (S/R). Hay que tener en cuenta que al disminuir el TR disminuye en número de cortes que se pueden obtener.



Figura XXVIII: Representación esquemática de la imagen y el espacio K. La Transformada bidimensional de Fourier (2DTF) del espacio K es la imagen final y viceversa. El espacio K y la imagen contienen idéntica información en diferente formato.
Otro método para reducir el tiempo de exploración es la obtención de múltiples líneas del espacio k en un TR. En esto se basan las secuencias FSE y EPI.

Por ultimo, la reducción en el número de codificaciones de fase también disminuye el tiempo de exploración. Existen distintos métodos basados en el manejo del espacio K.



a) Relleno parcial del espacio K

Este método se basa en suprimir la adquisición de algunas líneas extremas del espacio K o codificaciones de fase extremas. Estas son sustituidas por un valor 0, por lo que, en teoría, se rellenan todas las líneas y el píxel se mantiene cuadrado. Evidentemente, al suprimir algunas líneas que aportan parte del detalle de la imagen existe una cierta disminución de la resolución espacial, aunque el contraste permanece prácticamente invariable.



b) FOV rectangular

En este tipo de relleno la adquisición de líneas del espacio K es alterna. La alternancia se efectúa a expensas de las líneas más alejadas del centro del espacio K para no comprometer la resolución de contraste ni la S/R, al ser adquiridos ecos con mayor señal. Las líneas no adquiridas no se representan, y el FOV se “comprime” para rellenar estos huecos. El campo final es rectangular, manteniendo un píxel cuadrado.

La resolución espacial y el detalle en la imagen se mantienen, ya que se adquieren suficientes codificaciones de fase extremas.

c) Fourier parcial o half Fourier

Esta técnica se basa en la simetría conjugada o hermitiana del espacio k, los ecos obtenidos con una codificación igual pero de signo inverso son simétricos pero invertidos. Esta simetría permite llenar el espacio k pero con solo obtener la mitad de las líneas y llenar el resto mediante calculo. En la práctica se obtienen directamente más de la mitad, las líneas extras se utilizan para corregir errores.

Con esta técnica, el FOV y el tamaño del voxel permanecen inalterados, pero se produce una pérdida de la S/R. Los artefactos por movimiento son más acentuados, ya que si aparecen durante una fase de la adquisición, también son duplicados con los datos calculados. [18,19]
2.5. INSTRUMENTAL BÁSICO DE UN EQUIPO DE RM
Los principales componentes de un equipo de RM son: el imán, bobinas de gradiente, bobinas de RF (transmisión y recepción), y por ultimo la computadora.

Imán

El imán o magneto es el componente básico de un sistema de imágenes por resonancia magnética, necesario para producir el campo magnético B0. Existen imanes de distintas intensidades, que se miden en Tesla o Gauss (1Tesla = 10000 Gauss). De acuerdo a la intensidad del campo magnético se tienen imanes de bajo (menor a 0,5T), medio (0,5-1T) y alto campo (mayor a 1T).

Los tipos de imanes pueden clasificarse en dos grupos:

▪ Permanentes: estos tipos de imanes están formados por sustancias que presentan una imantación permanente, no precisan de refrigeración ni gastan corrientes eléctricas. Producen campos magnéticos bajos, menores a 0,3T.

▪ Electroimanes: estos producen el campo magnético mediante la circulación de corriente eléctrica. Según el tipo de conductor pueden ser resistivos o superconductor.

a) Resistivos: están constituidos por bobinas por las que circula corriente continua de alta intensidad. El alambre en las bobinas es un buen conductor, pero no es perfecto, tienen una pequeña resistencia por lo que se produce calor al ser atravesada por la corriente eléctrica. Por esta razón deben ser refrigerados con agua. El campo magnético producido por este tipo de imán es menor a 0,4T.

b) Superconductor: las bobinas se fabrican con una aleación metálica superconductora (niobio-titanio). Este tipo de material pierden su resistencia eléctrica al ser enfriados a temperaturas cercanas al cero absoluto (-273,15ºC o 0K) mediante helio liquido. Una vez que la corriente circula por la bobina, lo seguirá haciendo indefinidamente sin necesidad de una fuente de potencia externa. Debido a que el material superconductor no ofrece resistencia no se disipa energía eléctrica en forma de calor, por lo que no se requiere de un sistema de refrigeración por agua.

Todo el sistema de bobinas se ubica en un contenedor denominado dewar, que contiene varias cámaras. La más interna esta ocupada por el helio liquido, y la más externa por nitrógeno liquido que actúa como un aislante entre la temperatura del exterior y la cámara interna. Estas cámaras están separadas entre si y del medio ambiente por cámaras de vacío (Fig. XXIX). A pesar del aislamiento, el helio y el nitrógeno se evaporan y las cámaras deben ser rellenadas periódicamente. [20]

Los imanes superconductores producen campos magnéticos elevados, y su uniformidad y estabilidad es mayor que en los resistivos.

Un requisito fundamental del imán para la obtención de imágenes es la homogeneidad del campo magnético. Para corregir las distorsiones del campo magnético principal se utilizan bobinas compensadoras o shim coils ubicadas en la abertura del imán, cada una con su propio suministro de potencia (bobinas resistivas).








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