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Octubre de 2017 Página 4 de 11

Comparación de producto en escáneres para RM

ECRI Institute

Se analizan unidades de resonancia magnética (RM) estacionarias, incluyendo modelos de angiografía (ARM), imágenes planas de eco (EPI) y espectroscopía.

Debido a que el volumen a fotografiar (es decir, el tamaño del cuerpo del paciente) afecta la eficiencia de la antena de RF, la mayoría de las unidades de RM utilizan bobinas que se personalizan para una anatomía específica. Las bobinas especiales de receptor más pequeñas (llamadas bobinas de superficie) están diseñadas para imágenes de alta resolución de la columna vertebral, la cara, la rodilla, el hombro, el pecho y las extremidades. También están disponibles, según el proveedor, bobinas de correa o de sillín, bobinas de matriz en fase, bobinas circulares o envolventes, bobinas solenoide y / o bobinas flexibles (también denominadas de uso general o de elementos múltiples).

Las bobinas de matriz en fase combinan la calidad de imagen de alta resolución de las bobinas de superficie con la cobertura anatómica más amplia de grandes bobinas. Las bobinas de arreglo en fase se componen de varias bobinas, cada una con un receptor independiente, montadas en una configuración anatómicamente compatible. Las bobinas de matriz en fase se usan para imágenes de la rodilla / extremidad, el abdomen, la próstata y el seno. Los tipos de bobinas usadas con una unidad de RM particular dependen del tipo de imán. Por ejemplo, se usan bobinas solenoidales con imanes permanentes y imanes resistivos que tienen un campo magnético estático perpendicular al eje largo del paciente y se usan bobinas de sillín cuando el campo magnético estático es paralelo al eje largo del paciente.

Hoy en día, todos los sistemas tienen múltiples canales que permiten que múltiples elementos de bobina pequeña se utilicen simultáneamente para mejorar la calidad de imagen. Además, los sistemas de múltiples canales permiten imágenes paralelas, lo que reduce significativamente el tiempo de escaneo y también mejora la calidad de la imagen. El número de canales con los que se debe equipar un nuevo sistema es una decisión importante de adquisición, ya que agregar más bobinas aumentará significativamente el costo. Los sistemas de ocho o dieciséis canales son típicos para la mayoría de las instalaciones; 32 o más están disponibles en muchos sistemas 3.0 T. Muchos sistemas están diseñados hoy para permitir futuras actualizaciones.

El sistema de RF transmite ondas de RF típicamente en el rango de 10-37.5 kilovatios (kW) (aproximadamente tanta potencia como una estación de radio pequeña), pero la señal recibida del paciente durante el proceso de formación de imágenes está en microwatts (μW). Esta señal extremadamente pequeña hace necesario proporcionar protección RF alrededor de la sala del imán para eliminar cualquier interferencia de señal de RF externa.

Producción de imágenes en RM

Las bobinas de gradiente producen campos magnéticos tanto en la dirección del campo magnético estático como perpendiculares al campo. Los campos magnéticos de gradiente se usan para seleccionar un área anatómica específica para la formación de imágenes y para codificar la ubicación de las señales recibidas de la porción que se está formando una imagen.

El tipo de imagen producida depende de la secuencia y la temporización de los impulsos de RF y de gradiente; la alteración de la secuencia del pulso y la sincronización alteran el contraste del tejido en la imagen resultante. Una secuencia de impulsos es un conjunto ordenado de RF y pulsos de gradiente utilizados para generar señales de MR para la adquisición de imágenes para controlar el contraste de la imagen durante una exploración. Los impulsos de RF y los campos de gradiente se activan y desactivan repetidamente para generar una secuencia de impulsos. Para la obtención de imágenes clínicas, la secuencia de impulsos más comúnmente utilizada es el eco de spin (SE), que utiliza el eco que se produce después del impulso de 180 ° para producir una imagen. La secuencia SE comienza con un impulso de 90 ° que hace girar el vector de magnetización en el plano transversal. Después de un corto intervalo de desfase T2, se aplica un pulso de 180 ° para revertir el desfasado y restaurar el vector de magnetización en el plano transversal. La señal de MR se mide después de restaurar la magnetización. El periodo de tiempo entre el impulso de 90 ° y el eco detectado es el tiempo de eco (TE). El tiempo de repetición (TR) es el período de tiempo entre cada impulso de 90 ° en una secuencia de formación de imágenes. TE típicamente varía de 15 o 20 ms a 150 o 160 ms para imágenes clínicas; TR varía de 0.5 a 2 o 3 seg. La mayoría de los fabricantes ofrecen una versión de una secuencia Fastspin-Echo (FSE), en la que múltiples impulsos de reenfoque de 180 ° después de un impulso de 90 ° se utilizan para generar una cadena de ecos, cada uno obtenido usando un paso de codificación de fase diferente.

Al variar la duración y la frecuencia de los impulsos de RF, los operadores pueden enfatizar las diferencias en las propiedades de relajación magnética de diferentes tejidos. La información de densidad de protones (protones), T1 y T2 puede ser acentuada en la imagen resultante para lograr la excelente resolución de contraste que es característica de la RM. Por ejemplo, en las imágenes ponderadas del cerebro, la materia gris y el líquido cefalorraquídeo son más brillantes que la materia blanca, que tiene una densidad de protones más baja. Las imágenes ponderadas en T1 y T2 reflejan los diferentes valores T1 y T2 de tejido (por ejemplo, grasa, cerebro, líquido cefalorraquídeo).


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Escáneres para resonancia magnética, escáneres para RM, unidades de resonancia magnética estacionarios, modelos capaces de angiografía por RM (ARM), imágenes planas de eco (EPI), espectroscopía, sistemas abiertos de RM, sistemas de escaneo, ECRI Institute, frecuencia Larmor de hidrógeno, instrumentación de RM, sistema RF, producción de imágenes en RM.
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