La resonancia magnética está adquiriendo un papel muy importante en el estudio morfológico y funcional del corazón. El principal objetivo de este trabajo se basa en entender y profundizar en las secuencias dinámicas de eco de gradiente, pero para ello deberemos repasar brevemente conceptos básicos de la resonancia magnética. Analizaremos las características básicas de estas secuencias, variedades de las mismas, parámetros básicos de adquisición y posibles artefactos que puedan aparecer con sus posibles soluciones, para así proporcionar al las herramientas básicas para poder realizar un estudio de calidad de la contractilidad y función cardíaca.
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Lo mejor de la literatura en Cardio RMN
Autor: Oriol Poveda Puigsubirà
Barcelona, España.
Conceptos Básicos en Resonancia Magnética
La formación de imágenes por resonancia magnética (RMN) se basa en introducir un organismo bajo un campo magnético estático (CM), denominado Bo y excitar protones de hidrógeno (principal componente de las moléculas del organismo, representando un 95% entre el agua y la grasa) a través de pulsos de radiofrecuencia.
El protón sometido al CM está orientado paralelo al eje del imán. A dicho protón se le aplica un pulso de radiofrecuencia que cambiará la orientación de su eje. El retorno al estado de relajación del protón produce una señal eléctrica denominada eco, y la codificación en fase y frecuencia mediante gradientes que oscilan el CM estático permiten formar la imagen. La amplitud de ese eco, condicionará el posterior brillo de la imagen final.
La señal que se obtiene del estudio de la relajación de los protones es representada en una matriz virtual denominada espacio K o espacio de Fourier. El rellenado de cada fila del espacio K representa una señal de eco y es representada por puntos. Cada punto corresponde a una muestra del eco con una codificación diferente en sentido horizontal.
El eje Kx corresponde a frecuencias espaciales horizontales (fase) y el eje Ky a las verticales (frecuencia) (figura 1).
Figura 1.
La amplitud del eco, es máxima en las líneas centrales y menor en los extremos por lo que podemos decir que las líneas centrales del espacio K generan el contraste o señal en la imagen y las líneas representadas en los extremos del espacio K aportan el detalle en la imagen o resolución espacial (figura 2).
Figura 2.
El número de filas que contiene el espacio K, viene determinado por el número de filas que contiene la matriz de representación. Diríamos pues, que en el caso de una matriz de 256x256 (256 píxeles en dirección de fase y 256 píxeles en dirección de frecuencia), tendrán que ser rellenadas 256 fases en el espacio K, lo que a su vez requiere 256 repeticiones del pulso de radiofrecuencia para así poder obtener 256 ecos. La transformada de Fourier se encargará de convertir el espacio K en una matriz de píxeles, a partir de la cual tendremos la imagen representada como tal (figura 3).
Figura 3.
Secuencias RMN
Las secuencias de RMN se componen de una sucesión coordinada de pulsos de radiofrecuencia (RF) y de gradientes (GR). Para poder entender las secuencias, hay varios parámetros que deberíamos conocer primero:
- Tiempo de repetición (TR): tiempo entre dos pulsos de RF en una secuencia de pulsos. Determina la potenciación T1 o magnetización longitudinal.
- Tiempo de eco (TE): tiempo desde la aplicación del pulso de RF y la recepción del eco. Determina la potenciación T2 o magnetización transversal.
- Flip Angle (FA): ángulo de oscilación al cual es sometido el vector de magnetización (figura 4).
La combinación de estos parámetros determinará la potenciación de la imagen.
Figura 4.
Tipos de Secuencia
- Spin Echo (SE): se aplica energía en forma de pulso de RF para la obtención del eco. Estas secuencias corrigen las heterogeneidades del campo magnético a través de pulsos de refase de 180º.
- Gradient Echo (GRE): se aplican pulsos de RF y gradientes (GR) bipolares (en ambos sentidos) como sistema para obtener la magnetización transversal y así lograr la obtención del eco. Estas secuencias no corrigen las heterogeneidades del campo magnético al no usar pulso de refase.
Para el estudio de la contractilidad miocárdica, las más usadas a día de hoy son secuencias derivadas de GRE y es aquí donde nos vamos a centrar.
Secuencias Gradient Echo (GRE)
El fundamento principal de las secuencias GRE es la emisión de un pulso de RF con un FA variable, (< 90º) seguido de un pulso de refase de gradiente (GR) bipolar a diferencia de utilizar un pulso de RF de 180º como en las secuencias SE (figura 5). Al realizar un pulso de RF con un FA inferior al de una secuencia SE (<90º), debemos utilizar TR más cortos para no saturar la muestra.
Figura 5.
El FA limitado con un ángulo menor de 90o, desplaza el vector de magnetización, de modo que nos permite descomponer la señal en una componente longitudinal (Mz) y otra transversal (Mxy) (figura 6). Al tener una magnetización longitudinal más cercana al eje z, dicha magnetización se recupera más rápidamente lo que nos permite aplicar TR más cortos, pero como efecto adverso, la magnetización transversal también es menor, lo que conlleva una disminución en la calidad de la imagen con más ruido y una SNR (relación señal ruido) más baja.
Figura 6.
Al utilizar TR ultra cortos, se genera una magnetización residual debido a que al protón no le da tiempo a recuperarse al final de cada TR y inicio del siguiente, por lo que diferenciaremos dos tipos de secuencias GRE, dependiendo de si anulan o no dicha magnetización residual.
1. Secuencias Spoiled Gradient Echo
En este subgrupo de secuencias GRE, se destruye la magnetización transversal residual al final de cada TR, con lo que se consigue una mayor rapidez en la relajación de los tejidos después de haber obtenido la señal de los mismos.
Para poder destruir dicha magnetización, se aplica un GR Spoiling, con el que se reduce el TR mínimo aplicable. Gracias a esto, conseguimos que solo exista magnetización longitudinal antes de que se aplique el siguiente pulso de RF.
Existen varios métodos para conseguir destruir la magnetización transversal residual:
- Spoiling de GR: al final de cada ciclo de TR, se conecta el GR de selección de corte con una amplitud variable para cada ciclo (figura 7).
- Spoiling de RF: la fase del pulso es variada de forma aleatoria de ciclo a ciclo, de esta forma evitamos distorsiones en la imagen.
- TR: consiste en alargar el TR, aprovechando el desfase T2 y consiguiendo que desaparezca la componente transversal de manera natural sin la aplicación de RF o GR extras.
Figura 7.
Actualmente no son secuencias de primera elección para el estudio morfológico y funcional del corazón debido a su baja SNR por el hecho que la magnetización transversal no contribuye en la señal al final de cada ciclo de pulsos, aunque son secuencias no susceptibles a artefactos de off-resonance (artefactos debidos a las in-homogeneidades del CM); la intensidad de señal de la sangre depende del flujo y también presentan menor susceptibilidad a artefactos de flujo, motivo por el cual las convierte en secuencias de elección en el estudio morfológico y funcional de las válvulas cardiacas ante posibles artefactos debidos de la aceleración del flujo.
En estas secuencias, el eco se genera directamente de la FID, y su potenciación predomina en T1. Los parámetros que relacionan la potenciación T1 con las secuencias spoiled GRE, son un FA de entre 30o - 60o, TE muy cortos de entre 2-10ms y TR ultra cortos de entre 5-10ms. Para lograr una potenciación T2* deberemos utilizar un FA bajo de entre 5o-20o, un TE alto de entre 20-50ms y TR altos de entre 200-800ms.
El contraste T1 junto con la combinación de tiempos muy cortos de adquisición son de gran utilidad para el estudio de la perfusión de primer paso miocárdica, y el estudio angiográfico con inyección de contraste endovenoso (RF-spoiled 3D GRE) (Figura 8).
Figura 8.
2. Secuencias Coherent GRE / Balanced SSFP
En este subgrupo de las secuencias GRE, la magnetización transversal residual no se destruye antes de generar el siguiente pulso de RF. Al realizar varios pulsos de RF consecutivos, podemos decir que los ecos que iremos consiguiendo, vendrán estimulados por la FID del eco anterior, lo que permite mantener la magnetización transversal de forma constante, de aquí el nombre de SSFP (Steady-State-Free-Precession).
Para entender este concepto de estado estacionario, debemos entender el ciclo de pulsos de RF. Pongamos un ejemplo: realizamos un ciclo de pulsos de RF con un TR ≥T2 sin aplicar ningún Spoiled GR o Spoiled RF, la magnetización transversal decae y se recupera antes de realizar el siguiente pulso de RF, por lo que los ecos obtenidos no vienen estimulados del pulso anterior (Figura 9).
Figura 9.
En el caso de la secuencia SSFP, al utilizar TR ultra cortos, la parte final de la FID y la parte inicial del eco se mantienen en contacto (figura 10), por lo que la energía no decae hasta el momento cero, esto mantiene la magnetización transversal. Algunos autores refieren como S- a la señal residual de pre-excitación y como S+ a la señal residual post-excitación.
Figura 10.
Para que la magnetización transversal residual se mantenga de ciclo a ciclo se deben tener en cuenta otros factores:
- Los spins deben estar en un estado compensado.
- Las inhomogeneidades del campo magnético deben ser estáticas y no fluctuar de ciclo a ciclo de RF.
- Se deben usar TR ultra cortos, ≤T2 ya que si no la magnetización transversal decaerá de manera natural entre ciclo y ciclo de RF.
- Los pulsos de gradiente para obtener el eco deben ser constantes para mantener el estado estacionario comentado anteriormente.
Estas secuencias se utilizan para el estudio morfológico y funcional del corazón, su intensidad o potenciación dependerá directamente del tiempo T1/T2 de cada tejido a estudiar. Tejidos con un tiempo T2 largo como la grasa o la sangre tendrán una señal alta, en cambio tejidos con un tiempo T2/T1 intermedios como es el caso del miocardio, tendrán una señal baja. Este contraste nativo de señales entre la sangre y el miocardio, su adquisición rápida debido a TR muy cortos y su gran SNR, nos permitirán de una forma muy clara poder hacer un estudio completo y de calidad de la motilidad miocárdica por segmentos, calculo de volúmenes y fracción de eyección tanto de VI como del VD. También son conocidas estas secuencias como de sangre blanca, y esto se debe al fenómeno de IN-FLOW ENHANCEMENT. Este fenómeno se produce ya que entre cada pulso de RF, el tejido estacionario no recupera totalmente su magnetización; al aplicar el siguiente pulso de RF del ciclo, este tejido generará una intensidad de señal intermedia o baja. A su vez, la sangre que entra de nuevo en el corte a excitar (IN-FLOW), renovada entre cada pulso de RF, si se magnetizará y por lo tanto, generará una señal alta. Este fenómeno de IN-FLOW ENHANCEMENT junto al característico cociente T2/T1 de la secuencia, nos proporcionará el efecto de sangre blanca, y el contraste con el miocardio.
Sin embargo, estas secuencias tienen como desventaja una pobre caracterización tisular y una gran sensibilidad a artefactos de flujo, inhomogeneidades del CM y a artefactos metálicos.
Secuencias Cine / Segmentadas
Las secuencias cine, son la base del estudio funcional del corazón, ya que nos permiten hacer cálculos de volúmenes tanto auriculares como ventriculares, estudiar su deformación segmentaria. Actualmente las secuencias SSFP son las más utilizadas debido a las ventajas comentadas previamente.
Es una imagen dinámica adquirida durante el ciclo cardiaco. Cada corte realizado se compone de distintas fases (imágenes estáticas), igual que los fotogramas o “frames” de una película. A mayor número de fases, mayor resolución temporal obtendremos, es decir, apreciaremos más detalle en el movimiento de dicho corte. Se establece un mínimo de 15 fases para el estudio de la contracción siendo entre 20 y 30 fases el estudio óptimo.
Cada fase es adquirida en distintos puntos de un ciclo cardíaco R-R´. Cada intervalo R-R´ se divide en un número fases para poder realizar un corte, es decir, tendremos un corte capturado en N puntos de un ciclo cardíaco. Cada corte se obtendrá del rellenado completo del espacio K, por lo que si un corte está compuesto por 30 fases, se tendrán que rellenar 30 líneas del espacio K. El número de ecos requeridos para rellenar el espacio K vendrá delimitado por las codificaciones de fase de la matriz.
La principal dificultad a la que se enfrentan las secuencias cine, es el propio movimiento cardiaco que genera una distorsión en las imágenes y dificulta su visualización y posterior procesado (Figura 11). Por otro lado el movimiento respiratorio del paciente será representado en la imagen como líneas continuas en dirección de fase que representan la diferencia de posición anatómica debido al movimiento del diafragma en cada respiración durante la adquisición de la imagen (Figura 12).
Figura 11.
Figura 12.
Para lograr una imagen cine segmentada de calidad y libre de artefactos respiratorios hay varias técnicas que podemos utilizar. La elección de la técnica se realizará teniendo en cuenta la característica y posibilidad de cada paciente.
- Apneas: es la técnica de elección en la adquisición de imágenes cardiacas. Se recomiendan en espiración ya que permite mantener estable la ubicación del corazón al realizarlas de manera repetida. Se debe intentar adaptar un tiempo de apnea aceptable según la tipología de paciente. Se coloca un sensor respiratorio para comprobar su correcta realización por el paciente.
- Navegador respiratorio: se utiliza en casos donde el paciente no es capaz de realizar una apnea ya sea por distintos motivos como: edad, status patológico, o en casos pediátricos donde se utiliza la sedación para poder realizar el estudio y se adquiere en respiración libre. Se usa un sensor respiratorio situado en la base diafragmática que identifica la curva respiratoria y permite adquirir la imagen en espiración. Esta técnica puede alargar el tiempo de exploración pero mantiene una calidad aceptable al estudio. Este método es bastante novedoso y se emplea en secuencias volumétricas.
- NEX / Promedio: se trata de aumentar el número de excitaciones para cada adquisición, dicho de otra manera, realizamos varias lecturas de la misma imagen y se promedia el resultado compensando así dicho artefacto. Al paciente se le pide que respire de forma libre, suave y constante. Esta técnica aumenta la SNR pero penaliza de forma proporcional el tiempo de adquisición.
- Codificación fase y frecuencia: se basa en modificar la dirección de lectura, ya que los artefactos salen representados en dicha dirección. No se elimina el artefacto, sencillamente se redirige desplazándolo hacia otra región y permitiendo visualizar la región en concreto a estudiar.
El objetivo de las secuencias en modo cine es la visualización de la contracción y deformación cardíaca durante las fases de sístole y diástole, a lo largo de varios ciclos cardíacos (R-R´) para la valoración de su motilidad segmentaria y el cálculo de volúmenes. Como hemos dicho anteriormente, la imagen cine es un conjunto de imágenes estáticas reproducidas conjuntamente en forma de película, por lo que será imprescindible que cada una de estas imágenes estáticas no contenga artefactos de movimiento. Para ello tenemos varias técnicas de sincronización ECG.
- Gating retrospectivo: se define como una lectura hacia atrás. Requiere de un ritmo cardíaco estable. La adquisición se realiza de manera continua durante todo el ciclo cardíaco, tanto en sístole como en diástole y se divide cada intervalo R-R´ en un número de fases para cada corte a adquirir (figura 13). Estas fases luego serán reordenadas y representadas en el espacio K según la parte del ciclo cardiaco al que correspondan. Se deben colocar electrodos o pulsioxímetro para una correcta lectura del ritmo cardíaco.
El sincronismo retrospectivo es el más óptimo para el cálculo exacto de la FE ya que permite delimitar los volúmenes en las dos partes del ciclo cardíaco.
Este tipo de lectura permite rechazar latidos discordantes o ectópicos durante un intervalo R-R´ con una opción denominada “Arrythmia Rejection”. El software detecta cualquier variación de los latidos en tiempo real y nos permite delimitar el % de latidos discordantes que aceptará la máquina para la adquisición del corte, para así eliminar latidos no concordantes que puedan generar artefacto y distorsión en la imagen. La utilización de este parámetro alarga el tiempo de adquisición al no adquirir ciertos ciclos cardiacos.
Para este tipo de adquisición, hay otros parámetros a tener en cuenta, “trigger delay” y “trigger window”.
El “trigger delay”, lo definiríamos como el intervalo de tiempo entre la primera onda R y a adquisición del corte (0-50ms para sístole y 150-250ms para diástole). “Trigger window” correspondería a un período de latencia aplicado a la adquisición dentro del R-R´ para compensar posibles variaciones del pulso, normalmente se atribuye el 10-15% del final del intervalo R-R´ (Figura 14).
Figura 13.
Figura 14.
- Gating Prospectivo: se podría definir como lectura hacia adelante. Solo se adquiere durante un período establecido del ciclo R-R´. Cada onda R genera un pulso de RF para adquirir una fase, efecto que causa una pérdida del 10-20% del promedio de los intervalos (Figura 15). Las imágenes se adquieren en sístole y se pierde la fase final de la diástole y la contracción auricular, lo que provoca errores de subestimación en el cálculo del volumen telediastólico y por consiguiente en la FE.
Figura 15.
Para lograr una calidad óptima en una secuencia cine, debemos tener en cuenta dos conceptos que influyen directamente en el resultado final de la imagen pero que no se relacionan entre sí: resolución espacial y resolución temporal.
- Resolución temporal: este concepto se definiría como la capacidad de estudiar la motilidad miocárdica en un corte y está delimitada por las fases a adquirir en dicho corte. A mayor número de fases, mayor resolución temporal obtendremos en cada corte. Dichas fases, a su vez, también vendrán delimitadas por la frecuencia cardiaca. A mayor frecuencia menor duración del intervalo R-R´ y en consecuencia menor duración de cada fase y viceversa. La resolución temporal óptima tiene una relación de: 1TR – 1eco – 1 línea espacio K, esto implica un tiempo de exploración largo. El parámetro que regula la cantidad de ecos obtenidos por TR es el factor turbo (FT), “views per segment” o tren de eco. A mayor FT mas ecos se obtienen por lo que más líneas del espacio K serán representadas en un mismo TR, lo que perjudica a la relación óptima comentada antes de la resolución temporal.
- Resolución espacial: es la capacidad de diferenciar y detallar estructuras en la imagen y está delimitada por el tamaño e isometría del vóxel. Cuanto menor sea el tamaño de nuestro vóxel, mayor será la resolución espacial. Por el contrario, a menor tamaño de vóxel, el tiempo de adquisición aumenta y se pierde SNR. El tamaño del vóxel está delimitado por:
- FOV: define la zona de interés que estudiaremos (Figura 16) y debe ajustarse el máximo a la anatomía a representar pero evitando el artefacto de “aliasing” en dirección de codificación de fase. Debe posicionarse en el isocentro del imán. Para mantener una resolución espacial al variar el FOV, el tamaño de la matriz también se debe modificar para mantener el tamaño del píxel. El aumento del FOV en ciertos casos puede ayudar a compensar ciertos artefactos de la imagen. La disminución del FOV en la codificación de fase permite reducir el tiempo de adquisición, obteniendon un FOV rectangular.
Figura 16.
- Matriz: se define como el número de píxeles por el cual dividiremos el FOV en dirección de fase y frecuencia (Figura 17). A mayor tamaño de matriz, menor tamaño de píxel por lo que aumenta la resolución espacial, menor SNR y mayor tiempo de adquisición. Debe ajustarse con el FOV para mantener la misma resolución espacial.
Figura 17.
- Grosor de corte: es el tamaño con el que realizaremos cada corte en el estudio de la anatomía. Debe oscilar entre 5-8mm para la adquisición de imágenes cine. Se debe mantener una distancia entre corte y corte para evitar artefactos de “cross-talk”. La distancia entre corte y corte se denomina GAP y normalmente es del 10-20% del grosor de corte, aunque algunos equipos modernos ya admiten GAP del 0%. Cuanto mayor sea el grosor de corte menos resolución espacial tendremos.
- FOV: define la zona de interés que estudiaremos (Figura 16) y debe ajustarse el máximo a la anatomía a representar pero evitando el artefacto de “aliasing” en dirección de codificación de fase. Debe posicionarse en el isocentro del imán. Para mantener una resolución espacial al variar el FOV, el tamaño de la matriz también se debe modificar para mantener el tamaño del píxel. El aumento del FOV en ciertos casos puede ayudar a compensar ciertos artefactos de la imagen. La disminución del FOV en la codificación de fase permite reducir el tiempo de adquisición, obteniendon un FOV rectangular.
Uno de los principales avances en el tiempo de adquisición de imágenes por RMN, son las nuevas técnicas de reconstrucción de la imagen. Cada casa comercial utiliza distintos métodos de reconstrucción (SENSE, GRAPPA, ASSET, ARC).
Estas técnicas denominadas como adquisición en paralelo, reemplazan una parte de la codificación de fase, por la codificación espacial que proporciona el hecho de tener distintos receptores trabajando a la vez con las antenas receptoras “phase-array”. De este modo se consigue reducir exponencialmente el tiempo de adquisición de cada imagen, reduciendo los artefactos derivados de los distintos movimientos del paciente. Por el contrario, la utilización de dichos sistemas, penaliza gravemente la SNR al no adquirir todas las codificaciones de fase requeridas para la imagen.
Aún y con los sistemas de reconstrucción, para algunos pacientes realizar apneas de forma correcta es inviable, es por esto que a día de hoy, se están desarrollando secuencias en tiempo real utilizando las secuencias de adquisición ultrarrápidas de GRE b-SSFP, a través de las cuales se ha logrado TR de 3 ms que permite adquirir una imagen de un ciclo cardíaco en un intervalo R-R´. En esta secuencia, la sincronización ECG prospectiva no es necesaria pero aún así se utiliza para lograr la mejor resolución posible. La resolución temporoespacial de las imágenes obtenidas en tiempo real es mucho más baja que en las secuencias cine/segmentadas pero aporta una alternativa cuando estas últimas no sirven ante pacientes que no pueden realizar apneas de forma correcta.
Conclusiones y aplicaciones a la práctica clínica
La adquisición de imágenes cine nos aporta una gran información para la valoración morfológica y funcional del corazón, pero está condicionada su calidad y rapidez de adquisición por muchos factores. Aún y con las múltiples opciones de las que se dispone para compensarlas e intentar obtener la máxima calidad en el menor tiempo de exploración, no hay una certeza clara de que se pueda conseguir con todos los pacientes un estudio viable para su valoración.
Abreviaturas
- CM: Campo Magnético
- FA: Flip Angle
- FE: Fracción eyección
- FID: Free Decay Induction
- FOV: Field of View
- FT: Factor turbo
- GR: Gradiente
- GRE: Gradiente de eco
- Ms: Milisegundos
- NEX: Number of Excitations
- RF: Radiofrecuencia
- RMN: Resonancia Magnética Nuclear
- SE: Spin Echo
- SNR: Relación Señal Ruido
- SSFP: Steady State Free Precesion
- TE: Tiempo de eco
- TR: Tiempo de Repetición
- VD: Ventrículo derecho
- VI: Ventrículo izquierdo
Bibliografía
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- Michael Markl and Jochen Leupold: Gradient Echo Imaging.
- F. M. Azcón, N. Romera Romera et al: Reseonancia Magnética Cardiaca bases físicas: la imagen del movimiento.
- Gerald W. Lenz et al: Retrospective cardiac gating: a review of technical aspects and future directions.
- Carlos Martínez Guillamon: Aplicaciones clínicas y protocolos de actuación en resonancia magnética.
