15-03 Sustracción o superposición de imágenes

Las imágenes multiespectrales de una misma región anatómica pueden su­per­po­ner­se para proporcionar mayor información espacial sobre la ubicación exacta de determinadas estructuras tras la captación de contraste (overlay images). Por lo general, se utiliza una imagen T1 de alta resolución espacial como base para mos­trar las estructuras anatómicas. Sobre esta imagen se superponen otras imá­ge­nes que realizan las captaciones de contraste antes mencionadas.

Esto se realizó por primera vez con imágenes de ventilación perfluorada en 1982 (Figura 15-07 [⇒ Rinck 1983 + 1984]).

Figure 15-07:
Diagram explaning the theory of the first fusion images in MRI (1982). Subtraction of hydrogen and fluorine images of the lungs.

Today the method is used as a multiparametric or multimodal fusion of data as well as longitudinal (time domain) integration of single modality data, commonly applied in fMRI studies or in in­ter­mo­da­li­ty comparison between, e.g., CT or MR and PET ima­ges. Here, the information obtained from PET is overlaid or imprinted onto the more detailed anatomic images acquired with MR imaging or CT.

Aplicaciones prácticas. Estos métodos son útiles ya que permiten mejorar la visualización para localizar ciertos procesos, siendo además su implementación relativamente sencilla. Se utiliza principalmente como una herramienta auxiliar para facilitar la visualización de imágenes postcontraste (Figura 15-08), pero también en la angiografía por RM para realzar las venas después de la sus­trac­ción de las imágenes en fase arterial y en las imágenes de espectroscopía (Figura 05-08).

Figura 15-08: Ejemplos de imágenes multicanal: (a) imagen basal de hígado; (b) imagen de hígado con contraste en la que se observa una hiperplasia nodular fo­cal (esta imagen forma parte de una serie dinámica); y (c) superposición de la lesión captante sob­re la imagen basal.

15-04 Cuantificación de parámetros en RM

Con diferentes parámetros para cada uno de los numerosos tejidos, la RM tiene una gran potencia (en teoría) para la discriminación tisular de los diferentes ór­ga­nos. Los factores intrínsecos más importantes que condicionan el contraste son la densidad protónica, la relajación T1 y T2, y el flujo macroscópico.

La utilización de los tiempos de relajación para aplicaciones médicas se pro­pu­so por primera vez en 1955 [⇒ Odeblad]. La medición in vivo de estos tiempos vóxel a vóxel plasmada en mapas T1 y T2 ha sido utilizada por un gran número de investigadores a lo largo de los años [⇒ Skalej]. Sin embargo, las imágenes pa­ra­mé­tri­cas T1 y T2 no llegaron a utilizarse ampliamente en la rutina clínica. La razón es que se limitaban a un solo parámetro y revelaban menos información que las imágenes que representan varios parámetros combinados con diferentes potenciaciones.

Esta fue una de las primeras lecciones importantes que aprender en imagen por RM: si existe más de un factor conocido que influye en el contraste de una imagen, y si el cambio de contraste es perceptible por el ojo humano, no vale la pena utilizar este factor para crear una imagen paramétrica. Esto es más cierto aún cuando el factor no puede ser cuantificado exactamente. En el caso de los tiempos de relajación estudiados in vivo, sólo es posible obtener una estimación. En 1985, se estableció que incluso con mediciones de T2 in vivo realizadas cui­da­do­sa­men­te, no es posible utilizar dichas mediciones como un método de dia­gnós­ti­co en la detección y tipificación del cáncer [⇒ Rinck 1985].

Imágenes sintéticas o simuladas. Para aplicaciones específicas, mapas de tiempo de relajación puros se pueden utilizar para crear imágenes de RM sin­té­ti­cos y para simular el comportamiento del contraste en la imagen. Such techniques were proposed very early in MR imaging in the first half of the 1980s to allow fast retrospective optimization of image contrast. A num­ber of publications dealt with this [⇒ Bielke, ⇒ Bobman, ⇒ Riederer, ⇒ Torheim] and dedicated software programs, e.g., MR Image Expert [⇒ Torheim 1994 +1996] were developed for educational and research purposes. Some examples are shown in Chapter 10.

The procedure leading to synthetic images requires several steps. High qua­li­ty, low noise simulations are based on true T1, T2, and proton density maps of the same slice or volume. Then pixel-by-pixel signal intensities can be cal­cu­la­ted with equations: the operator-selected variables are, for instance, TR, TE, TI, and FA.

Simulated images have substantially less noise than images acquired directly on an MR machine and can be used when looking for specific anatomical or pa­tho­lo­gi­cal features or to evaluate best pulse-sequence parameters for con­trast agent enhancement. MR Image Expert, for instance, (Figure 15-09) can also be employed for clinical imaging when integrated into a suitable MR equipment. The drawbacks of such image-processing programs are their dependence on spe­ci­fic "clean" data acquisition sequences with known contributing components where signal intensities can be exactly and reproducibly calculated.

In addition to the factors mentioned above (exclusion of many parameters in­flu­enc­ing image contents and contrast, e.g., multi-exponential decays, diffusion, and flow), multispectral processing and feature extraction for the creation of syn­the­tic images are cumbersome and prone to substantial mistakes (see also Multispectral Analysis). More so, in the brain, for instance, absolute signal am­pli­tu­des are proportional to the water content, not to "proton density" because mye­lin lipids do not contribute to the signal [⇒ Fischer 1990], another of the many features that cannot be simulated. The sometimes proposed fingerprinting ba­sed on multi-parametric data collection is unreliable and impracticable in dia­gnos­tic routine.

Figura 15-09: Simulation of a contrast-enhanced MR exa­mi­na­tion of a brain. Series of contrast-enhanced synthetic images; patient with a meningioma; TR = 800 ms; TE between 20 and 120 ms (= T1-weighted to T2-influenced). Simulation software: MR Image Expert®

Los mapas de T1 se utilizan también como base para el cálculo de las con­cen­tra­ci­ones tisulares de contraste en imágenes dinámicas. Para ello, se utilizan dos me­di­ci­ones; una antes de la inyección del agente de contraste, y una segunda después de la inyección para determinar la concentración de éste en la sangre. Esto hace que esta técnica sea engorrosa, y rara vez se utiliza en la práctica clí­ni­ca.