09-05 Relación señal-a-ruido

Cuanto mayor sea la señal de RM, mejor será la calidad de la imagen. La baja in­ten­si­dad de la señal en RM se ve a menudo fuertemente influenciada por el rui­do de fondo, al igual que les ocurre a las señales de radio procedentes de emi­so­res remotos.

La calidad de la señal se describe como la relación señal-a-ruido (RSR).

El objetivo continuo en imagen médica es conseguir una buena combinación, con la mejor RSR posible y el mejor contraste en el menor tiempo posible.

09-05-01 Relación señal-ruido y promediado de datos

Un método de mejora de la RSR consiste en el promediado de los datos. Cuando un experimento de RM se repite varias veces y se registran las señales en cada una de ellas, estas se suman. Las señales de ruido aleatorio positivo y negativo también se suman con el número de excitaciones, pero con una tasa más baja, debido a la naturaleza aleatoria del ruido.

Cuando se realizan muchas adquisiciones de datos de RM, el promedio de dos datos es suficiente para la creación de imágenes con una buena RSR. Esto fun­ci­o­na para el promediado de "n" datos, siendo el incremento neto de RSR la raíz cu­a­dra­da de "n". La RSR, por ejemplo, aumentará en un factor de 2 si se llevan a ca­bo cuatro promediados de los datos (número de excitaciones) (Figura 09-07 y Figura 09-08).

Figura 09-07: (a) 2; (b) 8; (c) 32; and (d) 128 promedios de señal. El ruido de alta frecuencia dis­mi­nuye ligeramente al aumentar el número de promediados.

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Figura 09-08: Mejoras en la relación señal a ruido in­cre­men­tan­do el número de promedios (NSA = número de adquisiciones o NEX = número de excitaciones). Software de simulación: MR Image Expert®

09-05-02 Relación señal-ruido y la intensidad de campo

La relación señal a ruido se incrementa con la intensidad de campo, te­ó­ri­ca­men­te es proporcional al cuadrado de B₀.

En RM experimental, donde se utilizan muestras pequeñas y sin gradientes de campo, los niveles de la RSR varían linealmente con la intensidad de campo.

En IRM clínica, la RSR no se incrementa de manera linealcampos más altos, lo que produce una disminución de las ganancias con una mayor intensidad de campo (Figura 09-09).

Figura 09-09: Comportamiento de la relación señal a rui­do (S/N; en porcentaje) en función del cam­po magnético en una secuencia T1. (FT = tejido graso, WM = sustancia blanca, M = músculo). Se ha representado el me­jor aumento posible.

Las razones son múltiples, entre ellas:

Tiempos de relajación: El T1 aumenta sustancialmente con la intensidad de campo, lo que conduce a una pérdida de señal dado un mismo tiempo de re­pe­ti­ción TR.

Gradientes de campo: La RM requiere codificar la información espacial de la región de adquisición mediante los gradientes de campo. Estos deben ser lo su­fi­ci­en­te­men­te grandes para compensar las heterogeneidades del imán y el des­pla­za­mi­en­to químico entre la grasa y el agua. A medida que aumenta la intensidad de campo, también lo hace la magnitud tanto de la heterogeneidad de campo magnético como del desplazamiento químico. Por lo tanto, es necesario au­men­tar los gradientes con campos más altos si se quiere minimizar adecuadamente el artefacto asociado al desplazamiento quimico. Si la intensidad de gradiente se duplica, entonces el ancho de banda por píxel también se duplica. Des­a­for­tu­na­da­men­te, aumentar el ancho de banda incrementa el ruido de la imagen en un factor de √2. La ganancia neta en RSR obtenida al duplicar el campo magnético, no es por tanto el doble, sino la raíz de dos.

La resistencia de las bobinas y la muestra: La intensidad del ruido depende tanto de la resistencia eléctrica en la bobina como de las pérdidas de la con­duc­tan­cia en el cuerpo humano [⇒ Chen; ⇒ Hoult], pero está dominado sobre todo por las pérdidas producidas en el cuerpo humano en las frecuencias de resonancia por encima de ∼10 MHz (∼ 0.2T). La composición corporal (tamaño, falta de homogeneidad, los efectos de susceptibilidad y errores de sintonización grasa/ agua) producen ruido eléctrico adicional. Sin embargo, las imágenes de las ma­nos, los pies y las rodillas, por el tamaño menor de las estructuras en com­pa­ra­ción en el abdomen, por ejemplo, se visualizarán notablemente mejor en campos más altos, el incremento de RSR es por tanto de menor magnitud en las imá­ge­nes de cabeza y cuerpo.

Artefactos: Campos mayores presentan máyor cantidad de artefactos en la imagen [artículo de revisión: ⇒ Sepponen].

Lamentablemente, no existen estudios científicos fiables del comportamiento de la RSR en RM, ni hay medidas exactas de su aumento en los equipos clínicos de diferentes intensidades de campo. También existe una falta de estudios que midan el comportamiento del contraste in vivo, que se conoce que se altera con el campo. Las curvas de la Figura 09-09 son proyecciones basadas en los pocos estudios disponibles.

La precisión diagnóstica es independiente de la intensidad de campo, el único estudio disponible de ROC (características de operador-receptor) demostraba la equivalencia diagnóstica entre 0,5 T y 1,5 T en los estudios del cerebro (esclerosis múltiple) y en las articulaciones (trastorno interno de la rodilla) [artículo de re­vi­sión: ⇒ Rutt]. No existen estudios científicos comparando 1,5 T y 3.0 T.