1. QUÉ ES LA RESONANCIA MAGNÉTICA Y POR QUÉ PRODUCE SEÑAL

La resonancia magnética (RM) es una técnica de imagen que obtiene información del comportamiento de determinados núcleos atómicos —en la práctica clínica, sobre todo los protones del hidrógeno— cuando se sitúan en un campo magnético estático, reciben energía de radiofrecuencia (RF) y después devuelven parte de esa energía mientras regresan a su estado de equilibrio. La señal recogida por las bobinas receptoras se localiza espacialmente mediante gradientes magnéticos y se transforma matemáticamente en una imagen. La RM no utiliza rayos X ni radiación gamma; trabaja con un campo magnético estático, campos magnéticos variables y energía de RF, por lo que sus riesgos son distintos de los de una técnica ionizante.

El hidrógeno es especialmente útil porque es muy abundante en el organismo, principalmente en agua y grasa, y su núcleo está formado por un solo protón. Ese protón posee momento magnético: se comporta, de forma simplificada, como un diminuto imán. En ausencia de un campo externo los momentos magnéticos están orientados al azar y su efecto macroscópico se cancela. Al introducir al paciente en el campo principal del equipo, denominado B₀, aparece una ligera diferencia entre protones orientados en estados de menor y mayor energía. Esa pequeñísima mayoría genera una magnetización neta que es la materia prima de toda la imagen de RM.

La palabra resonancia no significa simplemente «estar dentro de un imán». Para transferir energía eficazmente, el pulso de RF debe aplicarse a la frecuencia adecuada, relacionada con la intensidad de B₀ y con el tipo de núcleo. Es la frecuencia de Larmor. Si se emite RF a esa frecuencia, la magnetización absorbe energía y puede inclinarse respecto al eje longitudinal. Tras retirar el pulso, el sistema vuelve progresivamente al equilibrio: se recupera la magnetización longitudinal y se pierde la coherencia de la magnetización transversal. Estos procesos son los que llamamos relajación T1 y T2.

La consecuencia práctica para el opositor es esencial: una imagen de RM no es una «fotografía magnética» del paciente, sino el resultado de elegir cuándo excitar, cuándo escuchar la señal, cómo codificar su procedencia espacial y qué contraste hacer dominante. Por eso el TER/TSID modifica parámetros como TR, TE, TI, ángulo de excitación, grosor de corte, FOV, matriz, número de adquisiciones, ancho de banda, factor turbo o factor b. Cada cambio tiene un precio: puede mejorar señal, contraste o resolución, pero a costa de tiempo, ruido, artefactos, cobertura o depósito de energía.

2. CAMPO MAGNÉTICO, MAGNETIZACIÓN, PRECESIÓN Y ECUACIÓN DE LARMOR

2.1. Campo magnético principal B0

El campo magnético principal se expresa en teslas (T). En la práctica clínica son frecuentes equipos de 1,5 T y 3 T, aunque existen sistemas de campo menor y aplicaciones de campo ultralto. Un campo más intenso aumenta, en términos generales, la magnetización neta y favorece una mayor señal disponible, pero también modifica la frecuencia de resonancia, acentúa determinados problemas de susceptibilidad, desplazamiento químico y homogeneidad de RF, y aumenta las exigencias de seguridad y de optimización.

Los protones no quedan «quietos» apuntando al campo. Su momento magnético gira alrededor de la dirección de B₀ describiendo un movimiento de precesión. La frecuencia de ese movimiento depende linealmente del campo y de la constante giromagnética del núcleo. Para el hidrógeno, la constante giromagnética es aproximadamente 42,58 MHz/T. No es necesario memorizar múltiples frecuencias si entiendes la relación: a mayor B₀, mayor frecuencia de precesión.

La relación se expresa mediante la ecuación de Larmor: frecuencia de precesión = constante giromagnética × intensidad del campo magnético. Esta ecuación conecta tres conceptos que el tribunal puede presentar separados: el imán fija B₀, B₀ condiciona la frecuencia de Larmor y la RF debe sintonizarse alrededor de esa frecuencia para excitar el sistema de forma eficaz.

2.2. Magnetización longitudinal y transversal

En equilibrio existe una magnetización neta alineada con B₀, denominada magnetización longitudinal M_z. Antes de excitar, las fases de los protones están distribuidas y no hay una magnetización transversal coherente significativa. Un pulso de RF adecuado aporta energía y puede bascular la magnetización. Un pulso ideal de 90° lleva gran parte de M_z al plano transversal; uno de 180° invierte la magnetización longitudinal o, en una secuencia spin echo, puede reorientar las fases de los espines para producir un eco.

Cuando cesa la RF ocurren simultáneamente dos procesos. Por un lado, la magnetización longitudinal se recupera hacia su valor de equilibrio: relajación T1. Por otro, los espines pierden coherencia de fase en el plano transversal y la magnetización transversal decae: relajación T2. El equipo no «ve» directamente T1 o T2; recibe una señal eléctrica inducida en la bobina receptora por la magnetización transversal cambiante. La ponderación T1 o T2 surge porque el operador elige tiempos y secuencias que hacen predominar diferencias entre tejidos en esos mecanismos.

2.3. Homogeneidad del campo

Para que los protones de una misma región precesen de manera suficientemente predecible, B₀ debe ser homogéneo. Una inhomogeneidad local cambia la frecuencia de precesión y puede producir pérdida de señal, distorsión, mala supresión grasa o ensanchamiento espectral. La homogeneidad depende del diseño del imán, del ajuste del sistema y también del propio paciente, porque las interfaces entre tejidos con distinta susceptibilidad magnética alteran localmente el campo.

El proceso de corregir o compensar inhomogeneidades se denomina shimming. Puede existir shimming pasivo, mediante elementos ferromagnéticos ajustados durante la instalación, y shimming activo, mediante corrientes en bobinas diseñadas para generar pequeñas correcciones del campo. Muchos protocolos realizan además un ajuste de shim adaptado al volumen estudiado antes de las secuencias sensibles a homogeneidad.

3. EQUIPOS DE RM: IMÁN, SHIMMING, GRADIENTES, RADIOFRECUENCIA Y BOBINAS

3.1. Tipos de imán

El imán es el componente que genera B₀. Históricamente se han utilizado imanes permanentes, resistivos y superconductores. Los permanentes se basan en materiales magnetizados y no necesitan corriente continua para mantener el campo, pero son voluminosos y suelen trabajar con intensidades más bajas. Los resistivos generan el campo mediante una corriente eléctrica en bobinas; consumen energía y disipan calor. Los superconductores son la solución predominante en sistemas clínicos de alto campo: sus bobinas trabajan a temperaturas criogénicas para mantener el estado superconductivo, permitiendo campos intensos y estables con gran homogeneidad.

Los diseños modernos han reducido el consumo de helio y algunos sistemas emplean arquitecturas de bajo contenido criogénico. Esta evolución no cambia la física básica que debe dominar el TER/TSID: el imán mantiene un campo intenso de forma continua y la sala debe considerarse un entorno magnético activo incluso cuando no se están adquiriendo imágenes. El interruptor de parada de la mesa o del sistema no equivale a «apagar el imán».

3.2. Bobinas de gradiente

Sobre B₀ se superponen temporalmente los gradientes, variaciones aproximadamente lineales del campo a lo largo de los tres ejes espaciales X, Y y Z. Permiten seleccionar el corte y codificar posición por frecuencia y fase. Sus prestaciones se describen por la amplitud máxima, la rapidez con que pueden cambiar (slew rate) y el tiempo de subida. Gradientes más potentes y rápidos facilitan adquisiciones veloces, EPI y difusión, pero aumentan las exigencias acústicas, la posibilidad de estimulación nerviosa periférica y ciertos artefactos inducidos por corrientes de Foucault (eddy currents).

El cambio rápido de corriente en las bobinas de gradiente produce fuerzas mecánicas que generan el característico ruido acústico de la RM. No procede de la «precesión de los espines» ni del simple hecho de que exista un campo estático intenso. La protección auditiva y la correcta colocación del paciente forman parte de la seguridad de la exploración.

3.3. Sistema de radiofrecuencia

El subsistema de RF genera los pulsos que excitan los protones y recibe la señal emitida durante la relajación. La transmisión debe ser homogénea dentro del volumen de interés y la recepción debe maximizar la relación señal/ruido (S/R o SNR). En equipos modernos pueden existir bobinas de transmisión integradas en el imán y conjuntos de múltiples elementos receptores próximos a la anatomía. La proximidad de la bobina receptora a la región estudiada mejora la sensibilidad; una bobina demasiado grande para una zona pequeña recoge más ruido y pierde eficiencia.

Las bobinas de volumen rodean una región y pueden ofrecer excitación/recepción homogéneas; las bobinas de superficie proporcionan alta sensibilidad cerca del elemento receptor, con caída de señal al aumentar la profundidad; las phased array combinan múltiples elementos y permiten cobertura amplia con buena SNR, además de posibilitar técnicas de adquisición paralela. La selección de bobina no es un detalle administrativo: condiciona señal, uniformidad, cobertura, posibilidad de paralelización y confort del paciente.

3.4. Blindaje y jaula de Faraday

La sala de RM incorpora un blindaje de radiofrecuencia, habitualmente una jaula de Faraday, para disminuir interferencias externas que podrían entrar en la banda de recepción y producir artefactos de RF. Debe diferenciarse del blindaje o contención del campo magnético. El blindaje magnético puede ser pasivo (material ferromagnético) o activo (bobinas que reducen el campo de dispersión). Cada problema tiene una física distinta: la jaula de Faraday protege la señal frente a RF externa; el blindaje magnético controla el campo disperso.

3.5. Evolución tecnológica del equipo

Los avances actuales no se resumen en «más teslas». La evolución combina mejores gradientes, canales de RF más numerosos, bobinas más adaptables, reconstrucción acelerada, adquisición paralela, compressed sensing, correcciones de movimiento, automatización de planificación, reducción de ruido acústico y aplicaciones de inteligencia artificial para reconstrucción, denoising o reducción del tiempo. A la vez aparecen sistemas de geometría abierta, equipos de bajo campo para indicaciones específicas, sistemas intraoperatorios y plataformas de 7 T en centros seleccionados. Para una oposición conviene distinguir el principio de cada avance de su marca comercial: el examen evalúa física y consecuencias prácticas, no catálogos de fabricantes.

4. EXCITACIÓN, RELAJACIÓN T1/T2 Y FORMACIÓN DE LA SEÑAL

4.1. Pulso de RF y ángulo de excitación

Una vez establecida la magnetización longitudinal, un pulso de RF aplicado a la frecuencia de resonancia deposita energía y modifica la orientación de la magnetización. El ángulo de excitación o flip angle depende de la amplitud y duración del pulso. Un pulso de 90° genera una gran componente transversal; un pulso de 180° puede invertir M_z o refocalizar la magnetización transversal, según el momento y la secuencia en que se aplique. Las secuencias de eco de gradiente suelen emplear ángulos menores de 90°, lo que permite TR cortos y adquisiciones rápidas.

4.2. Relajación T1

T1, también llamado relajación longitudinal o espín-red, describe la recuperación de M_z hacia su equilibrio después de la excitación. El valor T1 de un tejido es el tiempo característico de esa recuperación, no el tiempo que tarda en recuperarse «todo». Los tejidos con T1 relativamente corto recuperan magnetización longitudinal con rapidez. En una imagen potenciada en T1, si el resto de condiciones son adecuadas, los tejidos de T1 corto suelen producir señal alta.

La grasa tiene un T1 más corto que el agua libre y suele verse hiperintensa en T1; el líquido simple suele ser hipointenso. El realce tras agentes paramagnéticos se relaciona principalmente con el acortamiento de T1 dentro de determinados rangos y concentraciones. El aspecto final siempre depende de la secuencia, de la supresión grasa y de la presencia de otras sustancias, por lo que «T1 = grasa blanca y agua negra» es una regla útil pero no absoluta.

4.3. Relajación T2 y T2*

T2, relajación transversal o espín-espín, describe la pérdida de coherencia de fase entre los protones y el descenso de la magnetización transversal. Los entornos moleculares determinan cuánto tiempo conservan coherencia. El agua libre suele presentar un T2 largo; tejidos con interacciones más intensas entre protones pueden perder coherencia más deprisa y presentar T2 más corto. En imágenes potenciadas en T2, los componentes con T2 largo mantienen señal durante más tiempo y suelen aparecer hiperintensos.

T2* incluye, además del verdadero desfase espín-espín, el desfase adicional causado por inhomogeneidades del campo. Por eso T2* es igual o más corto que T2. Las secuencias spin echo utilizan un pulso de 180° que corrige buena parte del desfase reversible debido a inhomogeneidades estáticas; las secuencias gradient echo no lo hacen del mismo modo y son especialmente sensibles a susceptibilidad y T2*.

4.4. De la magnetización transversal a la señal

La magnetización transversal en precesión induce una corriente en la bobina receptora. Inmediatamente después de la excitación puede observarse una señal de decaimiento de inducción libre (FID), muy afectada por T2*. Las secuencias organizan los pulsos de RF y gradientes para formar ecos en momentos concretos. La amplitud del eco contiene información de densidad protónica, T1, T2/T2*, flujo, difusión y otras propiedades, según la preparación utilizada.

El contraste no procede de una única variable. La intensidad de señal de cada vóxel depende de la cantidad de protones móviles, de sus tiempos de relajación, del historial de pulsos, de la recepción de la bobina, de la secuencia, de la presencia de movimiento o flujo y de múltiples parámetros instrumentales. Por eso una misma lesión puede ser hiperintensa en una secuencia e hipointensa en otra sin que exista contradicción: cada secuencia interroga propiedades diferentes.

5. CODIFICACIÓN ESPACIAL, ESPACIO K Y TRANSFORMADA DE FOURIER

5.1. Por qué hacen falta los gradientes

Si todos los protones del paciente precesaran a la misma frecuencia y la bobina recibiera una única señal global, no sabríamos de qué punto anatómico procede cada componente. La RM resuelve ese problema modificando de forma controlada el campo magnético con gradientes. Al variar B₀ ligeramente según la posición, también varía la frecuencia de Larmor. Esa relación entre posición y frecuencia/fase permite codificar el origen espacial de la señal.

En una adquisición cartesiana clásica intervienen tres funciones: selección de corte, codificación de frecuencia y codificación de fase. Durante la selección de corte se aplica un gradiente y un pulso de RF con una banda de frecuencias determinada; solo resuenan los protones cuya frecuencia cae dentro de esa banda, definiendo el grosor y la posición del corte. Durante la lectura se aplica un gradiente que hace variar la frecuencia con la posición. En la dirección de fase se aplica brevemente un gradiente cuya amplitud cambia entre repeticiones, dejando diferentes desplazamientos de fase.

Los nombres X, Y y Z no significan que cada gradiente esté unido para siempre a axial, coronal o sagital. El sistema combina los tres gradientes físicos para crear el plano deseado. En un corte transversal convencional, la selección suele relacionarse con el eje longitudinal del imán; por eso los exámenes clásicos pueden asociar la selección axial al gradiente Z, pero en la práctica moderna los planos oblicuos se obtienen combinando gradientes.

5.2. El espacio K no es una imagen anatómica

Los datos no se almacenan inicialmente como píxeles de una imagen visible. Se depositan en una matriz de datos denominada espacio K, que representa información de frecuencia espacial. Cada punto o línea del espacio K participa en la formación de toda la imagen. No existe una correspondencia simple del tipo «este punto del espacio K es este punto del cerebro».

La región central del espacio K contiene principalmente información de bajas frecuencias espaciales, fundamental para el contraste global y la señal. La periferia contiene frecuencias espaciales altas, asociadas a bordes y detalle fino. Esta idea explica por qué determinados movimientos ocurridos mientras se adquieren líneas centrales pueden degradar de forma muy llamativa el contraste, y por qué técnicas como el llenado parcial, centric ordering o keyhole modifican el modo y el momento en que se recogen determinadas zonas de K.

5.3. Transformada de Fourier

La transformada de Fourier convierte los datos codificados en frecuencia y fase del espacio K en una representación espacial de intensidades: la imagen. De manera simplificada, descompone una señal compleja en componentes sinusoidales y permite determinar cuánto contribuye cada frecuencia espacial y fase. La reconstrucción moderna incluye además múltiples correcciones, calibraciones, combinación de canales y algoritmos acelerados, pero Fourier sigue siendo el concepto matemático central de la reconstrucción convencional.

5.4. Modos de llenado del espacio K y aceleración

El modo de recorrer el espacio K determina velocidad, sensibilidad al movimiento y propiedades del contraste. La adquisición cartesiana convencional llena líneas rectas; técnicas radiales o espirales siguen trayectorias diferentes y pueden presentar ventajas frente a determinados movimientos. El eco parcial o partial Fourier aprovecha la simetría de los datos para adquirir menos de K y reconstruir el resto, reduciendo tiempo o TE. Las técnicas keyhole reutilizan información periférica y actualizan preferentemente la zona central en estudios dinámicos.

La adquisición paralela utiliza la diferente sensibilidad espacial de múltiples elementos de bobina para reducir el número de líneas de fase necesarias. Familias como SENSE trabajan esencialmente en el dominio de imagen y familias tipo GRAPPA lo hacen en el dominio de K. Aceleran la adquisición y pueden reducir algunos problemas de EPI, pero pagan una penalización de SNR y dependen de la geometría de las bobinas y del factor de aceleración. El compressed sensing añade otra estrategia: submuestrea de forma controlada y reconstruye iterativamente aprovechando la esparsidad de la información, habitualmente en combinación con bobinas multicanal.

6. PARÁMETROS DE SECUENCIA, CALIDAD DE IMAGEN Y TIEMPO DE ADQUISICIÓN

Optimizar una RM es un ejercicio de equilibrio. El objetivo no es maximizar todas las variables, porque muchas compiten entre sí. Debes buscar suficiente relación señal/ruido, contraste entre tejidos, resolución espacial y cobertura dentro de un tiempo tolerable y respetando límites de seguridad. La pregunta típica de oposición modifica un parámetro y pide predecir qué ocurre con SNR, resolución o tiempo.

6.1. Tiempo de repetición (TR)

El TR es el tiempo entre excitaciones equivalentes sucesivas de una misma región. Controla cuánto tiempo tienen los tejidos para recuperar magnetización longitudinal y, por tanto, cuánto contraste T1 se expresa. Un TR corto acentúa diferencias T1 porque los tejidos no han recuperado completamente y se separan por su velocidad de recuperación. Un TR largo reduce la dependencia de T1 y suele ser necesario para T2 o densidad protónica. Además, en secuencias bidimensionales convencionales, aumentar TR suele aumentar el tiempo de adquisición.

6.2. Tiempo de eco (TE)

El TE es el tiempo entre la excitación y el centro del eco cuya señal se utiliza para formar la imagen. Un TE corto limita el efecto del decaimiento T2/T2*; un TE largo permite que las diferencias de relajación transversal se manifiesten. En spin echo, la combinación clásica es: T1 con TR corto y TE corto; T2 con TR largo y TE largo; densidad protónica con TR largo y TE corto.

6.3. Tiempo de inversión (TI)

El TI se utiliza en secuencias de inversión-recuperación. Tras un pulso inicial de 180°, la magnetización longitudinal evoluciona desde valores negativos hacia el equilibrio. Si se aplica la excitación en el momento en que un tejido concreto cruza por cero, la señal de ese tejido puede anularse. De este principio surgen STIR para suprimir grasa y FLAIR para suprimir líquido cefalorraquídeo. El TI óptimo depende del tejido, del campo y de la secuencia; no conviene memorizar un único número universal.

6.4. Ángulo de excitación

En gradiente eco, el ángulo de excitación influye intensamente en contraste, señal, saturación y depósito de RF. Un ángulo pequeño permite repetir la excitación con TR muy corto porque deja más magnetización longitudinal disponible. En estado estacionario, la relación entre TR, T1 y flip angle condiciona la señal. La elección no se reduce a «más ángulo = más señal»; existe un equilibrio determinado por la secuencia y los tejidos.

6.5. FOV, matriz y tamaño de píxel

El campo de visión (FOV) determina el tamaño anatómico cubierto en las direcciones de imagen. La matriz indica cuántos puntos de muestreo se utilizan. De forma simplificada, el tamaño de píxel en el plano resulta de dividir el FOV por el número de elementos de matriz en cada eje. Reducir el FOV o aumentar la matriz mejora resolución espacial si se mantiene el resto, pero reduce el volumen de cada vóxel y, por tanto, la SNR. Además, una matriz de fase mayor suele aumentar el tiempo en adquisiciones convencionales.

6.6. Grosor de corte y separación

Un corte más grueso contiene más protones y aumenta la señal, pero reduce resolución en la dirección del corte y aumenta el efecto de volumen parcial. Un corte más fino mejora la separación de estructuras pequeñas y reduce promediación, a costa de SNR. La separación entre cortes ayuda a disminuir la excitación cruzada en 2D; las adquisiciones 3D cubren un volumen y posteriormente permiten reconstrucciones finas, con propiedades diferentes de excitación y señal.

6.7. Número de adquisiciones (NEX/NSA)

El número de adquisiciones, excitaciones o promedios repite la recogida de datos para promediar señal y ruido. Al aumentar NEX mejora la SNR aproximadamente con la raíz cuadrada del número de promedios, pero el tiempo de adquisición aumenta de forma aproximadamente lineal en secuencias convencionales. Por tanto, duplicar NEX no duplica la SNR, aunque sí puede duplicar el tiempo. Reducir NEX es una herramienta directa para acortar el estudio, a costa de imagen más ruidosa.

6.8. Ancho de banda de recepción

El ancho de banda determina el rango de frecuencias muestreado por píxel durante la lectura. Aumentarlo puede reducir desplazamiento químico y acortar el espaciado de eco, además de disminuir determinadas distorsiones, pero aumenta el ruido incluido en la recepción y reduce SNR. Disminuirlo mejora SNR, aunque hace la imagen más susceptible a desplazamiento químico y otros artefactos dependientes de frecuencia. Es un parámetro muy útil para optimizar EPI, implantes y regiones de gran susceptibilidad.

6.9. Resolución, SNR y contraste

La resolución espacial expresa la capacidad de representar estructuras pequeñas como separadas. En RM depende del tamaño del vóxel, del muestreo y del perfil de reconstrucción. La SNR compara señal útil con ruido. La relación contraste/ruido (CNR) expresa hasta qué punto dos tejidos pueden diferenciarse por encima del ruido. Una imagen puede tener alta resolución nominal y ser poco diagnóstica si la SNR es insuficiente; del mismo modo, una imagen con alta SNR puede tener escaso contraste entre la lesión y el tejido adyacente.

7. SECUENCIAS DE PULSO: SE/TSE, IR, GRE, EPI Y TÉCNICAS ACTUALES

7.1. Spin echo (SE)

La secuencia spin echo clásica aplica un pulso de excitación, habitualmente de 90°, seguido de un pulso de 180° que refocaliza el desfase reversible y forma un eco. Es robusta frente a inhomogeneidades de B₀ y constituye la referencia conceptual para comprender ponderación T1, T2 y densidad protónica. Su limitación principal es el tiempo cuando se adquiere un eco por TR para cada codificación de fase.

Puede existir SE monoeco o multieco. En la práctica clínica, la evolución fundamental es fast/turbo spin echo (FSE/TSE), que recoge múltiples ecos con diferentes codificaciones de fase tras una sola excitación. Cada eco llena una línea diferente del espacio K. El número de ecos adquiridos por TR se denomina factor turbo o echo train length. Cuanto mayor es, menor tiempo de adquisición, aunque puede modificar contraste, aumentar desenfoque T2 y cambiar el depósito de RF.

7.2. Inversión-recuperación: STIR y FLAIR

Las secuencias de inversión-recuperación (IR) comienzan con un pulso de 180° que invierte la magnetización longitudinal y esperan un TI antes de la excitación/lectura. Al escoger el TI apropiado se puede anular un tejido. STIR emplea un TI corto para suprimir la señal de la grasa. Es muy homogénea y útil cuando la supresión espectral de grasa puede fallar por inhomogeneidad, pero no es una secuencia para usar de forma intercambiable con cualquier técnica tras gadolinio, porque la nulificación por T1 puede afectar a tejidos realzados.

FLAIR utiliza un TI largo para anular el líquido cefalorraquídeo. Es esencial en neurorradiología porque mantiene sensibilidad T2 para lesiones con alto contenido de agua mientras elimina el brillo del LCR adyacente. Por ello realza lesiones periventriculares y corticales/subcorticales que podrían quedar enmascaradas en un T2 convencional.

7.3. Gradient echo (GRE)

Las secuencias gradient echo forman el eco mediante inversión de gradientes en lugar de un pulso de refocalización de 180°. Permiten TR cortos y flip angles pequeños, por lo que son rápidas y aptas para adquisiciones 3D y dinámicas. Al no corregir las inhomogeneidades de la misma forma que SE, son sensibles a T2* y susceptibilidad. De esta familia derivan múltiples variantes para angiografía, adquisición dinámica, cartílago, abdomen y corazón.

Las secuencias de estado estacionario utilizan pulsos repetidos con TR muy corto de manera que coexisten componentes longitudinales y transversales antes del siguiente pulso. Las variantes balanceadas (bSSFP) proporcionan elevada señal de líquidos y excelente relación señal-tiempo, muy utilizadas en cine cardíaco y secuencias rápidas, aunque son sensibles a inhomogeneidad de B₀ y pueden producir bandas.

7.4. Echo planar imaging (EPI)

EPI recorre gran parte o todo el espacio K tras una excitación mediante rápidas conmutaciones de gradiente. Es una de las técnicas más rápidas y constituye la base de la difusión y de numerosas aplicaciones funcionales. Su velocidad reduce movimiento, pero la hace sensible a inhomogeneidad, susceptibilidad, distorsión geométrica, desplazamiento químico y corrientes de Foucault. La adquisición paralela, aumentar el ancho de banda y mejorar shimming pueden disminuir estas limitaciones.

7.5. Supresión de grasa

Además de STIR existen técnicas espectrales que aprovechan la diferencia de frecuencia entre agua y grasa, como CHESS y variantes de saturación/inversión selectiva. Son eficientes y compatibles con estudios postcontraste, pero dependen de buena homogeneidad de B₀. Las técnicas Dixon adquieren información en diferentes relaciones de fase entre agua y grasa y calculan imágenes separadas de agua y grasa; son robustas para cobertura extensa y útiles cuando la supresión espectral convencional es irregular.

7.6. Técnicas de aceleración y reconstrucción

La RM contemporánea combina TSE rápidas, adquisición paralela, partial Fourier, compressed sensing, reconstrucciones iterativas y algoritmos de inteligencia artificial. El objetivo puede ser reducir tiempo, mejorar SNR aparente o mantener resolución con menor duración. El TER/TSID debe entender que cada aceleración puede generar artefactos específicos o pérdida de señal. Un protocolo acelerado no se valora por «cuánto tarda», sino por si conserva el contraste y la calidad necesarios para la pregunta clínica.

8. POTENCIACIÓN T1, T2, DENSIDAD PROTÓNICA Y DIFUSIÓN

8.1. Potenciación T1

Para potenciar T1 en spin echo se utilizan TR corto y TE corto. El TR corto mantiene diferencias en recuperación longitudinal; el TE corto minimiza diferencias T2. La grasa suele verse brillante y el líquido simple oscuro. Son imágenes útiles para anatomía, médula ósea grasa, caracterización de productos hemáticos en determinadas fases y estudios tras contraste paramagnético cuando se combina con supresión grasa adecuada.

Una confusión habitual es creer que T1 «mide grasa». No. T1 es un tiempo de relajación de todos los tejidos; la grasa simplemente posee valores que, en condiciones clínicas habituales, producen alta señal en secuencias T1. Además, sustancias como methemoglobina, melanina o concentraciones determinadas de proteínas pueden acortar T1 y mostrarse hiperintensas.

8.2. Potenciación T2

Para potenciar T2 en spin echo/TSE se utilizan TR largo y TE largo. El TR largo reduce la dependencia de T1 y el TE largo permite que se expresen diferencias de decaimiento transversal. El agua y muchos procesos que aumentan contenido hídrico —edema, inflamación, necrosis, líquido— suelen producir señal alta en T2. La grasa puede conservar señal y por eso es frecuente combinar T2 con supresión grasa para aumentar la conspicuidad del edema.

8.3. Densidad protónica (DP)

La densidad protónica busca que el contraste dependa principalmente del número de protones móviles por unidad de volumen y no de T1 o T2. En spin echo se consigue con TR largo para minimizar T1 y TE corto para minimizar T2. Se utiliza especialmente en músculo-esquelético, donde ofrece buena SNR y detalle anatómico; combinada con supresión grasa aumenta sensibilidad a edema y alteraciones de cartílago, meniscos, ligamentos y tendones.

8.4. Difusión: movimiento microscópico del agua

La difusión (DWI) es sensible al movimiento browniano de las moléculas de agua. Se aplican gradientes sensitizadores que hacen perder señal a los protones que se desplazan entre las aplicaciones de gradiente. Si el movimiento está restringido, se conserva relativamente más señal en la imagen de difusión. La intensidad de la sensibilización se resume mediante el factor b: cuanto mayor es el factor b, mayor es la ponderación por difusión, aunque disminuye la SNR.

Una lesión hiperintensa en DWI no demuestra por sí sola restricción verdadera porque puede existir shine-through T2. Por eso se interpreta junto al mapa ADC (coeficiente de difusión aparente). La restricción verdadera suele combinar señal alta en DWI de b alto con ADC bajo. En el ictus isquémico agudo, la restricción aparece precozmente por edema citotóxico y constituye una de las aplicaciones más conocidas.

La difusión depende de la secuencia, de la dirección de los gradientes y de la geometría del tejido. En encéfalo se adquieren múltiples direcciones para reducir dependencia direccional; técnicas tensoriales amplían el concepto y permiten inferir orientación de tractos, pero su desarrollo avanzado corresponde al Tema 45. Aquí debes dominar la base: gradientes de difusión, factor b, DWI, ADC y diferencia entre restricción real y brillo T2.

8.5. Secuencias sensibles a susceptibilidad

La susceptibilidad magnética describe cuánto se magnetiza un material en presencia de B₀. Interfaces aire-tejido, calcio, productos hemáticos y metales pueden alterar localmente el campo. Las secuencias T2* y técnicas ponderadas en susceptibilidad explotan o padecen esos cambios. Pueden ser útiles para detectar microhemorragias, hemosiderina o estructuras venosas, pero también generan distorsión y pérdida de señal alrededor de objetos metálicos.

9. ARTEFACTOS DE RM: RECONOCIMIENTO Y MINIMIZACIÓN

Un artefacto es una señal o distorsión que no representa fielmente la anatomía o la propiedad tisular que pretendemos estudiar. Puede ocultar patología, simularla o reducir la confianza diagnóstica. En RM conviene clasificarlos por mecanismo: movimiento, muestreo, inhomogeneidad de campo, susceptibilidad, RF, flujo, secuencia y reconstrucción. La estrategia correcta no es memorizar una lista, sino reconocer qué variable física ha fallado y modificar el parámetro que la controla.

9.1. Movimiento y ghosting

El movimiento voluntario del paciente, la respiración, el latido cardíaco, el peristaltismo o el flujo pueden producir borrosidad y imágenes fantasma (ghosting). En adquisiciones cartesianas, los fantasmas por movimiento periódico aparecen con frecuencia en la dirección de codificación de fase, porque esa información se recoge a lo largo de múltiples TR y cualquier variación entre líneas introduce inconsistencias.

Las medidas incluyen explicar el procedimiento, inmovilización confortable, reducir tiempo, cambiar dirección de fase, sincronización respiratoria o cardíaca, apneas, bandas de presaturación, secuencias rápidas, adquisición radial, corrección de movimiento o navegación. La sedación se reserva para situaciones justificadas y exige protocolos específicos de monitorización y seguridad.

9.2. Aliasing o wrap-around

El aliasing aparece cuando una estructura situada fuera del FOV en una dirección submuestreada se representa dentro de la imagen, «plegándose» sobre la anatomía. Es típico en la dirección de fase porque suele muestrearse con menor ancho de banda espacial. Se evita aumentando el FOV, activando sobremuestreo/no phase wrap, intercambiando las direcciones de fase y frecuencia, utilizando bobinas adecuadas o aplicando bandas de saturación. Aumentar el FOV puede reducir resolución si la matriz no cambia; el sobremuestreo puede aumentar el tiempo según la implementación.

9.3. Desplazamiento químico

La grasa y el agua no precesan exactamente a la misma frecuencia porque los electrones protegen parcialmente al núcleo del campo. Esa diferencia produce desplazamiento químico. En la dirección de frecuencia puede aparecer una mala localización de grasa y agua en bordes de órganos, con bandas claras y oscuras. El artefacto aumenta con campos altos y anchos de banda bajos expresados en Hz/píxel. Se reduce aumentando el ancho de banda de recepción, usando supresión grasa o modificando parámetros de muestreo.

Existe además el artefacto de cancelación de fase en vóxeles que contienen agua y grasa, aprovechado deliberadamente en imágenes en fase y fuera de fase para detectar pequeñas cantidades de grasa microscópica. Por tanto, un fenómeno puede ser artefacto no deseado en un protocolo y herramienta diagnóstica en otro.

9.4. Susceptibilidad magnética y metal

Las diferencias de susceptibilidad alteran localmente B₀, provocando desplazamiento de frecuencia, distorsión y pérdida de señal. Son intensas en interfaces aire-tejido —senos paranasales, base de cráneo— y alrededor de materiales metálicos. Las secuencias GRE y EPI son muy sensibles; SE/TSE con pulsos de 180° compensan una parte del desfase y suelen ser más robustas.

Para reducir artefacto metálico se pueden emplear TSE, aumentar ancho de banda, reducir tamaño de vóxel, escoger orientaciones favorables, aumentar gradiente de selección de corte, aplicar técnicas específicas de reducción de metal y evitar TE innecesariamente largos. Sin embargo, la seguridad del implante debe verificarse de manera independiente: que un implante produzca poco artefacto no significa que sea seguro, y que produzca mucho artefacto no implica necesariamente que sea ferromagnético.

9.5. Artefacto de Gibbs o truncation

El Gibbs aparece como líneas alternantes claras y oscuras cerca de transiciones bruscas de señal, por ejemplo junto a la médula espinal o el LCR. Se debe a una representación insuficiente de frecuencias espaciales altas por una matriz limitada. Puede disminuir aumentando la matriz/resolución o mediante filtros, aunque el filtrado puede suavizar detalle.

9.6. Interferencia de radiofrecuencia: zipper

Una fuga de RF externa hacia la sala o una avería del sistema puede generar una línea o banda de alta intensidad, clásicamente llamada zipper artifact. Se sospecha si el patrón no respeta anatomía y aparece repetidamente en la misma posición/frecuencia. Debe comprobarse la puerta de la jaula de Faraday, conexiones, equipos electrónicos no autorizados y mantenimiento. El problema no se resuelve ajustando TR o TE porque su origen no es tisular.

9.7. Inhomogeneidad B0/B1 y supresión grasa irregular

Un B₀ poco homogéneo altera frecuencia de resonancia y puede causar distorsión, pérdida de señal o fallo de supresión grasa. La solución incluye mejorar el shimming, centrar correctamente la anatomía, reducir FOV si procede y utilizar técnicas menos sensibles. La inhomogeneidad de B₁, más relevante a campos altos y en grandes regiones anatómicas, puede producir señal desigual o sombreado. Las técnicas de calibración, bobinas multicanal, modos dieléctricos y métodos Dixon pueden mejorar uniformidad.

9.8. Volumen parcial

Si un vóxel incluye varios tejidos, la señal resultante representa una mezcla y puede ocultar una estructura pequeña o simular una intensidad intermedia. Es el efecto de volumen parcial. Se reduce usando vóxeles más pequeños: cortes más finos, FOV adecuado y matriz suficiente. La contrapartida es menor SNR y, en ocasiones, mayor tiempo.

9.9. Cross-talk o excitación cruzada

En secuencias 2D multicorte, los perfiles de excitación de cortes adyacentes no son rectangulares perfectos y pueden solaparse. El tejido parcialmente excitado se satura y pierde señal. Se reduce dejando una separación entre cortes, adquiriéndolos de forma intercalada o utilizando 3D cuando sea apropiado.

9.10. Ángulo mágico

Determinadas estructuras colágenas muy ordenadas, como algunos tendones, pueden mostrar aumento de señal en secuencias de TE corto cuando forman aproximadamente 55° respecto a B₀. Es el artefacto de ángulo mágico y puede simular tendinopatía. Disminuye con TE más largo y debe interpretarse correlacionando orientación anatómica y otras secuencias.

9.11. Corrientes de Foucault y distorsión en difusión

Las rápidas variaciones de gradiente inducen corrientes en estructuras conductoras del equipo. Estas eddy currents generan campos residuales que alteran codificación espacial y pueden causar distorsiones, desplazamientos y desajustes, especialmente en difusión. Los equipos modernos incorporan compensación, preénfasis, calibraciones y algoritmos de corrección. Para el TER/TSID es importante reconocer que una difusión geométricamente deformada puede ser consecuencia técnica y no anatómica.

9.12. Artefactos propios de otras modalidades

En una pregunta tipo test también pueden plantearse artefactos que no pertenecen a RM. Reverberación, cola de cometa y anisotropía son términos clásicos de ecografía; endurecimiento del haz pertenece a TC. El opositor debe identificar no solo los artefactos de RM, sino también los «intrusos» de otras modalidades.

10. SEGURIDAD, CONTRAINDICACIONES Y PRECAUCIONES

La seguridad en RM se basa en comprender que el sistema reúne tres familias de campos: el campo magnético estático B₀, los gradientes variables y la radiofrecuencia. El FDA señala riesgos asociados a cada una: atracción y movimiento de objetos por el campo estático; ruido y estimulación nerviosa por los gradientes; calentamiento, quemaduras e interacción con dispositivos por RF. La ausencia de radiación ionizante no convierte la RM en una técnica «sin riesgo».

10.1. Campo estático: proyectil, desplazamiento, torque y dispositivos

Un objeto ferromagnético puede ser acelerado hacia el imán y transformarse en proyectil. Cuanto más cerca del túnel y mayor el gradiente espacial del campo, más intensa puede ser la fuerza. Además, los implantes ferromagnéticos pueden experimentar desplazamiento o torque. El peligro no depende solo del número de teslas; influyen geometría, material, fijación del dispositivo y posición respecto al campo.

Todo paciente y acompañante debe someterse a cribado específico de RM. Deben identificarse implantes, dispositivos, cuerpos extraños, antecedentes de cirugía y exposición laboral a fragmentos metálicos. El nombre genérico «marcapasos» o «prótesis» no basta: hay que identificar modelo y condiciones. Según la terminología de seguridad, un objeto puede ser MR Safe, MR Conditional o MR Unsafe. «Conditional» significa seguro únicamente si se respetan las condiciones especificadas de campo, gradiente, RF, posición, tiempo y otras variables. Si el estado de seguridad de un dispositivo es desconocido, no debe asumirse que es compatible.

10.2. Zonas de seguridad I-IV

La organización espacial del entorno de RM utiliza tradicionalmente cuatro zonas con acceso progresivamente más restringido. La Zona I corresponde a áreas de libre acceso público; la Zona II es la interfaz de recepción y cribado; la Zona III está controlada por personal de RM y permite acceso solo tras cumplir los procedimientos de seguridad; la Zona IV contiene el imán y el mayor riesgo de proyectil. El objetivo del zonificado es que ninguna persona u objeto alcance el área de mayor riesgo sin cribado y control.

La guía SERAM de 2021 sigue disponible en el repositorio documental de la sociedad y es especialmente relevante para esta oposición porque fue citada literalmente por el tribunal. Sin embargo, para vigencia general debe complementarse con el ACR Manual on MR Safety 2026, que es la edición actualmente anunciada por el ACR y sustituye a las anteriores.

10.3. Gradientes: ruido y estimulación nerviosa periférica

La rápida conmutación de gradientes genera campos eléctricos inducidos en el cuerpo. Si son suficientemente intensos pueden estimular nervios periféricos y producir sensaciones de hormigueo o contracciones. Los sistemas controlan los límites operativos, pero el paciente debe disponer de comunicación y aviso. Mecánicamente, las fuerzas sobre las bobinas generan ruido acústico intenso; por ello se utiliza protección auditiva adecuada y se verifica su correcta colocación antes de comenzar.

10.4. Radiofrecuencia: SAR, calentamiento y quemaduras

La RF deposita energía en el cuerpo y puede elevar la temperatura. El sistema estima parámetros de exposición como el SAR (specific absorption rate), pero el riesgo local de quemadura depende también de geometría, contacto, cables, bobinas, ropa y posibles circuitos conductores. Deben evitarse bucles formados por extremidades en contacto, cables apoyados directamente sobre piel o formando lazos, y contacto del paciente con superficies del túnel cuando pueda crearse concentración de RF. Se emplean almohadillas aislantes y se siguen las instrucciones del fabricante.

Los tatuajes, parches transdérmicos, sensores y otros elementos con componentes conductores o metálicos requieren valoración. La vigilancia del paciente es esencial porque muchas lesiones térmicas pueden comenzar como sensación de calor o escozor antes de producir daño importante.

10.5. Quench

En un imán superconductor, un quench es la pérdida brusca de superconductividad con calentamiento de las bobinas y vaporización rápida del criógeno. Puede producirse accidentalmente o activarse de forma excepcional mediante un sistema de emergencia. El helio debe ser evacuado por un conducto diseñado para ello; si el sistema de venteo falla, la expansión del gas puede desplazar oxígeno y crear riesgo de asfixia, además de sobrepresión y frío extremo.

Provocar un quench no es una respuesta rutinaria ante cualquier emergencia. Puede dañar el sistema, generar riesgos criogénicos y el campo no desaparece de forma instantánea. Se reserva para situaciones en las que la permanencia del campo magnético constituye el peligro decisivo, de acuerdo con el plan de emergencia local y las instrucciones del equipo.

10.6. Embarazo: paciente y personal

La RM no expone a radiación ionizante. Aun así, la gestación exige una valoración específica de beneficio y riesgo, especialmente por RF, calentamiento y ruido. Las decisiones clínicas sobre pacientes embarazadas deben seguir protocolos y guías vigentes; el uso de contraste paramagnético añade consideraciones propias que se estudian con más detalle en el Tema 46.

En cuanto al personal, la guía del ACR ha permitido que profesionales embarazadas trabajen en el entorno de RM durante la gestación. Como principio de prudencia, se evita la permanencia en la sala del imán durante la adquisición activa por la exposición prolongada a RF y ruido cuando no es necesaria. Pueden realizar tareas en la unidad, cribado, preparación y posicionamiento, respetando la política local.

10.7. Emergencia médica en Zona IV

Ante una parada cardiorrespiratoria o emergencia grave dentro de la sala del imán, la prioridad es sacar al paciente con rapidez a un área magnéticamente segura antes de introducir material de reanimación convencional que pueda ser ferromagnético. Las maniobras básicas que sean posibles pueden iniciarse mientras se evacua, pero el carro de parada estándar, desfibriladores no compatibles, botellas de oxígeno y otros equipos no deben entrar sin verificación. El protocolo de emergencia debe estar entrenado previamente; improvisarlo durante un evento real es una fuente de accidentes.

10.8. Claustrofobia, ansiedad y comunicación

La claustrofobia puede impedir completar el examen o producir movimiento intenso. Una explicación clara de duración, ruido, comunicación y posibilidad de detener la exploración reduce ansiedad. Es útil colocar al paciente cómodamente, mantener contacto por interfono, facilitar dispositivo de aviso y, cuando el protocolo lo permita, utilizar espejos o sistemas visuales. En casos seleccionados puede requerirse sedación, que introduce requisitos de monitorización, personal y compatibilidad de equipamiento.

10.9. Contraindicaciones: enfoque actual

En oposición es frecuente que se hable de «contraindicaciones absolutas y relativas», pero la seguridad contemporánea exige un enfoque más preciso. Un dispositivo declarado MR Unsafe constituye una contraindicación para entrar en las condiciones especificadas; un dispositivo MR Conditional exige cumplir sus condiciones; un objeto con estado desconocido requiere investigación y valoración antes de proceder. Situaciones clínicas como claustrofobia severa, incapacidad para permanecer inmóvil, inestabilidad o imposibilidad de monitorizar pueden impedir el estudio aunque no exista un implante.

11. APLICACIONES, INDICACIONES, VENTAJAS E INCONVENIENTES

La RM destaca por su contraste de tejidos blandos, capacidad multiplanar, diversidad de contrastes y ausencia de radiación ionizante. Puede estudiar sistema nervioso central, columna, articulaciones, médula ósea, abdomen, pelvis, corazón y vasos, entre muchos otros territorios. Además de la morfología, aporta información funcional o fisiológica mediante difusión, perfusión, espectroscopia, cine, técnicas vasculares y otras aplicaciones que se desarrollan en el Tema 45.

En neurología permite caracterizar lesiones desmielinizantes, tumorales, vasculares, inflamatorias y degenerativas; la difusión es crítica en el ictus agudo. En músculo-esquelético ofrece excelente contraste de cartílago, ligamentos, meniscos, tendones, médula ósea y partes blandas. En abdomen y pelvis permite caracterización tisular, estudio biliar y pancreático, próstata, útero, ovarios, recto y órganos sólidos. En mama complementa la mamografía y ecografía en indicaciones seleccionadas. En cardiología aporta cine, función ventricular, caracterización miocárdica y angiografía.

Sus principales ventajas son la ausencia de radiación ionizante, el contraste multiparamétrico, la adquisición directa en múltiples planos, la posibilidad de estudiar flujo y movimiento, y la gran sensibilidad para cambios en contenido de agua, grasa, sangre o difusión. Sus inconvenientes incluyen exploraciones más largas que muchas TC, sensibilidad al movimiento, ruido, claustrofobia, limitaciones por implantes/dispositivos, costes de instalación y mantenimiento, artefactos por susceptibilidad y metal, y mayor complejidad de optimización.

La indicación correcta depende de la pregunta clínica. Una RM no es «mejor que una TC» en términos absolutos. La TC es especialmente rápida, excelente para pulmón, hueso cortical, calcificación y urgencias concretas; la RM ofrece ventajas decisivas en muchos tejidos blandos y caracterización. El TER/TSID debe comprender la finalidad de cada protocolo para seleccionar bobina, posicionamiento, secuencias y parámetros adecuados dentro de las instrucciones clínicas establecidas.

12. OPTIMIZACIÓN PRÁCTICA: QUÉ OCURRE CUANDO MODIFICAS CADA PARÁMETRO

Esta tabla resume relaciones frecuentes en preguntas tipo test. Son tendencias generales; algunas dependen de la secuencia y del fabricante, pero sirven para razonar la mayoría de situaciones.

Cuando una imagen tiene poca SNR puedes aumentar tamaño de vóxel, NEX o eficiencia de bobina; reducir ancho de banda también puede aumentar SNR, aunque agrava otros artefactos. Si el problema es movimiento, aumentar NEX rara vez es la mejor primera solución porque alarga el estudio. Conviene reducir tiempo mediante TSE más eficiente, aceleración, matriz de fase menor, NEX menor, secuencias rápidas o estrategias de sincronización.

Si falla la supresión grasa, antes de repetir conviene revisar centrado, shim, tipo de supresión y presencia de metal. Si existe aliasing, la solución debe actuar sobre FOV/muestreo. Si hay susceptibilidad, son útiles SE/TSE, TE corto y ancho de banda mayor. Si el artefacto es por RF externa, cambiar parámetros de contraste no solucionará el origen.

13. PAPEL DEL TER/TSID Y FLUJO DE TRABAJO SEGURO

El trabajo técnico comienza antes de entrar en la sala: comprobar identidad y petición, revisar el cribado de seguridad, detectar implantes/dispositivos y antecedentes relevantes, confirmar la preparación indicada, retirar objetos no compatibles y explicar el procedimiento. Debe verificarse que cualquier equipo auxiliar que entre en las zonas controladas tenga la clasificación de seguridad correspondiente.

En la preparación se elige la bobina apropiada, se posiciona la región en el isocentro cuando sea posible, se colocan elementos de inmovilización y protección auditiva, se evita contacto piel-piel susceptible de formar bucles y se disponen cables sin lazos ni contacto directo peligroso con el paciente. El centrado correcto mejora homogeneidad y rendimiento de bobinas y puede disminuir artefactos.

Durante la adquisición, el TER/TSID evalúa calidad en tiempo real: cobertura, movimiento, supresión grasa, homogeneidad, relación señal/ruido y presencia de artefactos. No se limita a «pulsar el protocolo»: ajusta parámetros dentro del marco autorizado para obtener una imagen diagnóstica con el menor tiempo y riesgo razonables. Si una secuencia falla, debe identificar la causa antes de repetir.

La comunicación permanente es una herramienta técnica y de seguridad. El paciente debe saber que el equipo produce ruido, que debe permanecer inmóvil y que puede avisar. Tras la exploración se revisa que el estudio esté completo y correctamente enviado al PACS, se documentan incidencias y se restaura la sala para el siguiente paciente.

14. IDEAS CLAVE Y MAPA CONCEPTUAL

• B0 alinea parcialmente los protones y fija su frecuencia de Larmor.
• La RF excita; los gradientes localizan; la bobina recibe; Fourier reconstruye.
• T1 = recuperación longitudinal; T2 = pérdida de coherencia transversal.
• T1 clásica: TR corto + TE corto. T2: TR largo + TE largo. DP: TR largo + TE corto.
• La difusión aumenta al elevar el factor b; restricción verdadera: DWI alta + ADC bajo.
• El centro de K pesa mucho en contraste/señal; la periferia aporta detalle espacial.
• Aumentar grosor de corte mejora SNR pero reduce resolución y aumenta volumen parcial.
• Aumentar NEX mejora SNR aproximadamente con la raíz cuadrada, pero prolonga el tiempo.
• STIR suprime grasa; FLAIR suprime LCR; GRE es rápida y sensible a T2*/susceptibilidad.
• Aliasing se corrige actuando sobre FOV/muestreo; susceptibilidad con técnicas más robustas, TE corto y mayor ancho de banda; RF externa exige revisar blindaje/equipos.
• RM no usa radiación ionizante, pero exige control estricto del campo estático, gradientes y RF.
• MR Conditional no significa «seguro siempre»: significa seguro solo bajo condiciones especificadas.
• El entorno de RM se organiza en zonas I-IV; la Zona IV contiene el imán.
• El quench es una medida excepcional, no un apagado rutinario.

15. REFERENCIAS Y VIGENCIA DE FUENTES

Temario oficial SAS: Tema 44 de Técnico/a Especialista en Radiodiagnóstico, catálogo oficial utilizado por el proyecto (versión 14/11/2024). El desarrollo se mantiene dentro del epígrafe oficial y evita duplicar el desarrollo de técnicas avanzadas del Tema 45 y el estudio específico de contrastes del Tema 46.

SERAM. Seguridad en RM: una guía visual, diciembre de 2021. Continúa disponible en el repositorio documental de SERAM y se conserva como referencia imprescindible porque el examen APES 2023 la cita de forma expresa para la división en cuatro zonas.

American College of Radiology. ACR Manual on MR Safety, edición 2026. Es la edición vigente anunciada por ACR en septiembre de 2026 y sustituye a las anteriores para recomendaciones actuales de seguridad. La tabla de fuentes del contrato del proyecto citaba la edición anterior; este tema queda actualizado a 2026.

U.S. Food and Drug Administration. Recursos profesionales y documento Benefits and Risks — Magnetic Resonance Imaging. Se utilizan para la clasificación de riesgos derivados del campo estático, gradientes y RF y para la interpretación de MR Safe/MR Conditional/MR Unsafe.

Westbrook C, Talbot J. MRI in Practice, 5.ª edición, Wiley-Blackwell, 2018. Manual técnico de referencia para ponderación, secuencias spin echo/gradient echo, codificación espacial, espacio K, optimización, instrumentación, artefactos y seguridad.

Brown RW, Cheng Y-CN, Haacke EM, Thompson MR, Venkatesan R. Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Sequence Design, 2.ª edición, Wiley, 2014. Referencia de física para magnetización, relajación, señal, gradientes, Fourier, difusión y diseño de secuencias.