irm ,digital segunda evaluacion

7/29/2019 IRM ,Digital Segunda Evaluacion

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Apuntes IRM


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FISICA DE LA RESONANCIA MAGNETICA

Historia

La primera descripcin de la resonancia magntica fuerealizada en 1945 en Harvard por el equipo de Purcell y enStandford por el equipo de Bloch. Por ello recibieron el PremioNbel de Fsica en 1952.

Nuevamente, el Premio Novel de Qumica de 1991 fueotorgado a R.R. Ernst al establecer las bases tecnolgicaspara el uso de la resonancia magntica en la clnica medianteel uso de pulsos de frecuencia y las transformadas de Fourier.

En el 2003 fueron galardonados con el Premio Nbel deMedicina el qumico estadounidense Pal C. Lauterbur y el

fsico britnico Peter Mansfield. Susinvestigaciones durante los aos 70permitieron mejorar las tcnicas existentes yrealizar tcnicas ultrarrpidas. Gracias a sustrabajos se pudo disponer de equipos deresonancia magntica a principios de los 80. Sudifusin fue rpida y hoy en da se siguen

mejorando los protocolos, se desarrollan nuevosimanes y tcnicas que permiten intervencionesquirrgicas guiadas.

Sir Peter Mansfield y Pal C. Lauterbur

INTRODUCCIN

La resonancia magntica (RM) es una tcnica noinvasiva que permite estudiar las estructuras

corporales bajo diferentes parmetros y cualquierorientacin espacial. Detecta alteraciones queimplican cambios en el contenido de hidrgeno (H)con gran sensibilidad pero con especificidad limitadaya que, como veremos, muchas patologas presentanuna imagen similar. Como todas las tcnicasdiagnsticas complementarias, debe realizarse trasrealizar un examen neurolgico ordenado, localizar lalesin y establecer un diagnstico diferencial.

Tipos de imanes

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La base de un equipo de resonancia magntica es su imn, podemosdistinguir los imanes usados en resonanciamagntica segn la siguiente clasificacin:Imanes permanentes y electroimanes:

Permanentes: Son sustancias ferromagnticasoriginales. Este tipo de imn no necesita seralimentado con corriente elctrica, sin embargotiene una masa muy elevada, y son pocouniformes y poco intensos (0.4 Teslas).

Los electroimanes a su vez se dividirn en:Superconductivos: Se basan en elaprovechamiento de las propiedades delos materiales superconductores. Estoscuentan con la ventaja de tener un campomagntico muy uniforme, y un menorpeso. Como inconveniente debemos decir,que estos imanes necesitan serrefrigerados mediante helio lquido. Estetipo de imn puede llegar a intensidadessuperiores a los 2 Teslas.

Resistivos: son bobinas conductoras por las que se hace pasar unacorriente elctrica. Este tipo de imn es muy pesado y necesita serrefrigerado mediante un sistema de agua circulante. Con este tipo de imnpodemos llegar a obtener hasta 0.5 Teslas de intensidad de campomagntico.

EL FENMENO DE LA RESONANCIA MAGNTICA

Al someter a los protones de hidrgeno (H) a un campo magntico estticofijo y aplicarles un campo electromagntico oscilante (onda deradiofrecuencia), los protones captan energa (excitacin) para luego

liberarla al medio (relajacin) (Fig. 3). La seal de esta energa es captada(eco) y codificada para su almacenamiento, para luego ser decodificada ypoderse visualizar en forma de imagen. Esto significa que lo que seobserva en la imagen de RM son las seales de los protones de H.

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Fig. 3

Homogeneizacin del campo magntico

Para conseguir una buena imagen de resonancia, es muy importanteconseguir un campo magntico homogneo. Para ello, no solo basta contener un buen imn, tambin hay que someterlo al proceso de Shimming.

El Shimming es el proceso por el que se reajustan diferencias en elcampo magntico para conseguir una mayor homogeneidad. Hay dostcnicas, la activa y la pasiva.

Shimming Pasivo: El Shimming Pasivo consiste en la colocacin depequeas piezas de hierro, rodeando al imn de forma que se rectifiquenlas pequeas deshomogenieidades que tenga. Se trata de un procesolento y difcil que requiere el uso de latcnica de prueba error, aunque noprecisa de mantenimiento.

Shimming Activo: El ShimmingActivo se realiza colocando una serie debobinas (ms de 30) colocadas en elinterior del tnel, de forma que

rectifiquen con su campo lasdeshomogenieidades. Esto permite unmanejo computerizado del ajuste de

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cada bobina, aunque requiere de componentes electrnicos y un softwareadicional, lo que encarece este sistema.

Apantallamiento.

La potencia del campo magntico, puede afectar a los elementosferromagnticos externos al imn, esto hace necesaria la proteccin delexterior apantallndolo. Este proceso se llama Shielding.

El Shielding se puede efectuar de dosformas, activamente, o pasivamente.

Shielding Pasivo: Se basa en lacolocacin de una estructura de hierro querodea al imn. Esta tcnica es sencilla y barata.Pero complica el shimming.

Shielding Activo: Se basa en lacolocacin de una segunda bobina conductivapor fuera de la primera bobina principal, con unacorriente en sentido opuesto, con lo queconseguimos que los campos magnticos se resten y as apantallar elaparato hacia fuera. Este sistema es ms caro, pero no complica elshimming.

LOS ATOMOSLos tomos estn formados por nucleones y

electrones (carga negativa). Los nucleones son protones(carga positiva) y neutrones (no tienen carga, solo masa),siendo el nmero de protones igual al de electrones paramantener la estabilidad elctrica del tomo. Los nucleonesson partculas que giran sobre s mismas (spinning)

creando un momento cintico ospin (S) en la direccin del eje degiro. Como los protones son partculas cargadas, algirar generan a su alrededor un campo magnticodenominado momento magntico y representado

por el vector de imantacin . Adems, como losprotones sometidos a un campo magntico obedecena las leyes de la mecnica cuntica, su eje de rotacindescribe un doble cono (precesin) alrededor del

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campo magntico. La frecuencia a la que precesan se llama frecuenciade precesin o de Larmor (wo). Para los tejidos biolgicos la wo es de 21MHz.

Cuando se colocan losprotones en un campomagntico esttico fijo(Bo), sus momentosmagnticos () tienden aorientarse en la direccinde aquel. Como losprotones se aparean consu paralelo (orientados en el sentido del campo magntico principal -estado de mnima energa-), con antiparallo (orientados en el sentidocontrario del campo magntico - estado de mayor energa-), Podemoshacernos una imagen aproximada de lo que sucede a nivel macroscpicodel siguiente modo. Los ncleos con espines I = de una molculapueden ser considerados como pequeos imanes con direccionesNorte/Sur (dos posibles estados de energa). En ausencia de campomagntico los espines se encuentran desordenados pudiendo apuntar encualquier direccin. En presencia de un campo magntico intenso (B0) los"imanes" de los espines nucleares de la muestra tendern a orientarsepreferentemente aunque no exclusivamente en la direccin del campomagntico externo (direccin +z) generndose un pequeo exceso de

poblacin en el nivel de menor energa.

Fig. Situacin de equilibrioespines dentro de un campo

magntico

En estado de equilibrio los protones,que se encuentran sometidos al campomagntico esttico fijo (Bo) generado porel imn principal, se encuentran

desfasados. Es decir, si en un momentodeterminado detuviramos susmovimientos de precesin, cada protn seencontrara en una fase diferente de giro.

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Si los representamos en un plano transversal, las sumas de todas las faseses cero (Fig. 8 a). Pero su proyeccin sobre un eje vertical da comoresultado un componente longitudinal de la imantacin (Ml) (Fig. 8 b).Para que los protones capten la energa del pulso de radiofrecuencia ypara que la cedan al medio, deben estar en resonancia. Es decir, la onda

de radiofrecuencia (frecuencia de rotacin del campo magntico oscilanteo wr) debe ser igual a la frecuencia de precesin (wo). Si es as, al aplicarun pulso de 90, el extremo del vector desciende describiendo unaespiral y los protones adquieren la misma fase (estn en fase),apareciendo un componente transversal de la imantacin (Mt) (Fig. 8b). Si en lugar de un pulso de 90 se aplica uno de 180, los protones no sedetienen en el plano transversal, continan su movimiento en espiralvolvindose a desfasar y apareciendo un componente negativo de laimantacin longitudinal (-Ml) (Fig. 8 c).

Fig. 8 a

Fig. 8 b

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Fig. 8 c Fig. 8 d

El campo magntico en movimiento originado por los protonesgirando sobre s mismos y precesando alrededor del eje vertical, ocasionauna seal elctrica que se puede medir y que nos indica el componentelongitudinal de la magnetizacin (Ml). Tras aplicar un pulso de 90, elvector de magnetizacin se dirige hacia el plano transversal, y la sealelctrica que generaba disminuye y desaparece. Como sigue precesando,pero ahora en el plano transversal, genera un campo magntico y unaseal de radiofrecuencia, denominada seal de induccin libre o free

induction decay (FID), que es recogida por una antena que latransforma en una seal elctrica (Fig. 8 d). Como la antena que mide laFID est fija en un plano transversal, la seal ser positiva cuando sedirija (en su movimiento de precesin) hacia la antena y negativa cuandose aleje, obtenindose la imagen de una sinusoide que disminuye conrapidez segn una exponencial de tiempo (Fig. 8 d).

Durante la relajacin, el vector de cada protn regresa desde elplano transversal a su posicin original recorriendo a la inversa la mismaespiral pero a una velocidad de precesin diferente en funcin del tipo de

tejido al que pertenece. Con el fin de recuperar la seal de FID, esnecesario aplicar un pulso de 180 (Fig. 9 y 10). Por lo tanto, la secuenciabase consistir aplicar un pulso de 90 para colocar los protones en fase yluego, cuando los protones se estn desfasando, aplicar un pulso de 180.Se obtiene as una imagen en espejo y los protones ms rpidos pasan aser los ltimos, llegando todos a la vez (recuperacin de la fase) cuandopasan por el plano transversal e incrementando la seal de FID.

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FIG.9

El espacio de tiempo que transcurre entre el pulso de 90 y el eco se

llama tiempo de eco(TE) y puede dividirse en dos partes: TE/2 (desde elpulso de 90 hasta el pulso de 180) y 2-TE/2 (desde el pulso de 180hasta el eco) (Fig. 10). El tiempo que transcurre entre el pulso de 90 y elpulso de 90 del siguiente ciclo se llama tiempo de repeticin(TR).

Fig. 10

Se llama relajacin longitudinal o T1 (Fig. 11a) a larecuperacin de la magnetizacin longitudinal (Ml) perdida tras elpulso de radiofrecuencia. Depende del campo magntico (Bo) y dela frecuencia de precesin (wo).

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Fig. 11a. Curva exponencial de T1 Fig. 11b. Curvaexponencial de T2

Se llama relajacin transversal o T2 (Fig. 11b) a la prdida de

la magnetizacin transversal (Mt) ganada.Las heterogeneidades del medio hacen descender notablemente la

seal de FID (curva exponencial T2*) pero al aplicar un pulso de 180recuperamos la seal (T2).

SECUENCIAS BASEComo hemos visto, con el fin de refasar los protones se aplican un pulsode 90 seguido de uno de 180. A esta secuencia se le llama secuenciade eco de spino spin-eco (SE) (Fig. 12).

Fig. 12. TE: Tiempo de eco; TR: Tiempo de repeticin

Variando los parmetros TR y TE podemos obtener imgenes contrastadas(o potenciadas) en T1, en T2 y en densidad (PD). As, cuando los tiemposde TR y TE son cortos (TR de 250 a 600 ms y TE de 20 ms), la imagenest contrastada en T1 (Fig. 13). Si los tiempos de TR y TE son largos

(TR de 3200 ms y TE de 80 ms), la imagen est contrastada en T2 (Fig.13). Si el TR es largo (2000 ms) se minimiza el contraste en T1 y si el TE

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es corto (20 ms) se minimiza el contraste en T2. La imagen resultante esdirectamente proporcional a la densidad de protones (PD).

Las molculas grandes (lpidos y agua ligada), tienen una frecuencia deprecesin (wo) baja similar a la frecuencia de pulso (wr) y estn en

resonancia (existe captacin de energa), su T1 es rpido. La seal delhidrgeno (H) es brillante o hiperintensa. Las molculas pequeas (agualibre) tienen una wo mayor que la wr y no estn en resonancia (no haycaptacin de energa). Su T1 es largo y la seal del H aparece oscura ohipointensa.

Cuanto ms homogneo sea el medio, menos se desfasan entre si los delos protones ya que su frecuencia de precesin (wo) est ms igualada, la

T2 es larga y la seal del H aparece brillante Cuando el medio esheterogneo la T2 es corta y la seal del H aparece oscura. La presenciade protones de H de agua libre da una imagen brillante.

El calcio (Ca) no da seal (no brilla ni en T1 ni en T2) porque tiene unnmero par de protones y por ello carece de un momento magnticointrnseco.

Fig. 13

Con el fin de obtener secuencias rpidas, puede recuperarse lamagnetizacin longitudinal rpidamente y de forma completa si el ngulode basculacin es < de 90. Esta secuencia se llama secuencia de ecode gradiente (EG) o gradient recalled echo (GRE) (Fig. 14). Ademsdel TR y del TE, se considera un tercer parmetro, el ngulo debasculacin. Pero como en una secuencia de GE no se aplica un pulso de180, la relajacin transversal se llama T2*.

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Fig. 14

Para poder entendernos, este cuadro que sigue, las denominacionesutilizadas en RM para describir los tonos de grises:

Las secuencias clsicas de RM son las llamadas SPIN ECO. Hoy da han sidoreemplazadas por las TURBO SPIN ECO o FAST SPIN ECO, dado que sonms rpidas y conservan muchas de las caractersticas de seal.

En el siguiente cuadro, se detalla la seal de algunos tejidos bsicos en elestudio del SNC en las distintas secuencias spin eco: T1 y T2 y en lasecuencia FLAIR (fluid attenuated inversion recovery) que es muy utilizadapor su alta sensibilidad y que posee un tiempo de inversin (el del agua);

por eso el agua dentro de cavidades -LCR.- tiene baja seal en FLAIR(negra). Esto le agrega la ya mencionada mayor sensibilidad,particularmente para las lesiones periventriculares y corticales sutiles, quepueden pasar desapercibidas en T2

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FORMACION DE LA IMAGEN:SELECCIN DE CORTE

Por lo que hemos visto hasta ahora,

los pulsos de RF que se aplican para laexcitacin de los protones no sonselectivos. Esto quiere decir que elpulso de RF afecta a toda la muestra(en este caso, a todo el paciente, opor lo menos a gran parte de l),inclinando el vector de magnetizacinde todos los tejidos expuestos.Para la formacin de la imagen en RM,en primer lugar hay que aplicar pulsosde RF selectivos para definir un corte, tanto en su localizacin como en sugrosor. Posteriormente, hay que independizar la seal que proviene decada vxel del corte, para asignarle finalmente un tono de gris.

Para comprender el proceso de formacin de laimagen debemos recordar la relacin entre lafrecuencia de resonancia (frecuencia de precesin delos protones) y la intensidad del campo magntico.Podemos lograr que los protones dentro de la muestratengan diferentesfrecuencias de

resonancia segn su posicin, haciendoque el campo magntico no seaconstante en todo el volumen de lamuestra.

Este ejemplo representa cmo el valor delcampo magntico vara segn el eje z. Lamayor densidad de lneas de campo a laderecha (lneas ms juntas) significa queel campo es mayor, y tambin lo es lafrecuencia de resonancia.

Esta variacin del campo con laposicin se logra mediante bobinas adicionales denominadas bobinas degradiente, cuyo campo magntico se suma al campo magntico principal, oBo.En la foto se muestran las bobinas de gradientes de un equipo de 1,5T.

Se llama gradiente a la variacin de unamagnitud con la distancia. En la figura, laexistencia de un gradiente de campomagntico (representado por la lnea rojadiscontinua) segn el eje z, implica que el

campo magntico, y por tanto lafrecuencia de resonancia, varan segndicho eje. En el centro (z = 0) el campo esexactamente de 1 T (frecuencia de

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precesin de aproximadamente 42,6Mhz). Hacia la derecha del origen (hacialos pies del paciente) las frecuencias de resonancia son progresivamentemayores, y al contrario hacia la izquierda.

En este esquema se intenta representar deuna manera grfica cmo el pulso de RFexcita (inclina 90) los protones de unaloncha determinada. Los protonesadyacentes, de unas tericas lonchas, noson excitados al no coincidir la frecuenciade la RF con su frecuencia de precesin.Activando de manera combinada dos o msbobinas de gradientes, el CM puede variaren cualquier direccin, y el plano activadopuede orientarse en cualquier direccindel espacio. En estos ejemplos, para unamayor simplicidad, nicamente se representan planos axiales (aplicacinde gradiente en el eje z) y el eco que proviene de este corte. La intensidadde la seal depender de la densidad de protones de la muestra, de losparmetros de relajacin y de la secuencia utilizada.

Los pulsos de RF no contienen una

frecuencia pura sino un rango defrecuencias. Este rango puedeseleccionarse por el operador,determinando el grosor de la loncha.Cuanto mayor sea el rango defrecuencias, mayor ser el grosor delcorte. A esto se le denomina anchode banda de emisin.En el ejemplo mostrado, la gama defrecuencias comprende desde los 42,5hasta los 42,8 MHz.

La localizacin o posicin del corte seselecciona haciendo coincidir las frecuencias del pulso de la RF con lasfrecuencias de precesin de la loncha que queremos excitar.

El grosor del corte puede depender,como ya hemos visto, de la gama defrecuencias del pulso de RF; perotambin de la intensidad del gradiente.Un gradiente intenso vienerepresentado por una lnea masinclinada, con mucha pendiente que, aigualdad de rango de frecuencias(ancho de banda) del pulso, produceun corte ms fino, ya que la distancia

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entre los protones que tienen distinta frecuencia de precesin es mayor.Por el contrario un gradiente menos intenso, representado por una lnea conmenos pendiente, generar un corte ms grueso.

Los cortes o rodajas tendran unos bordesperfectos si el pulso de RF contuvieraexactamente las frecuencias de los protonescontenidos en el corte. En la prctica esto esimposible, siempre hay algunas frecuencias"de ms", por lo que las rodajas no tienenbordes ntidos. Esta es una de las razones porlas que se utiliza una cierta separacin entre

las rodajas ("gap"), para que no se produzcan interferencias entre cortescontiguos, lo que dara lugar a artefactos.

Las imgenes digitales, y por tanto las de RM, seconstruyen como un conjunto de "pxeles"(acrnimo formado por la contraccin de laspalabras inglesas "picture element", o elementode imagen). Dicho conjunto de "pxeles" sedenomina matriz. El tamao de matriz mshabitual en RM es de 256x256 pxeles.Tamaosmayores, como 512x512 o hasta 1024x1024 se

pueden alcanzar con ciertas secuenciasrpidas, aunque todava son poco utilizados en la prctica diaria.Naturalmente el nmero de elementos de la matriz condicionar laresolucin. Cuantos ms elementos o pxeles contenga la imagen mayor sersu resolucin. Obsrvese como en este ejemplo de un corte axial a nivel de larodilla, la resolucin aumenta progresivamente con la matriz

Aunque es frecuente pensar que la imagen esplana, en realidad corresponde a un volumen,dado por el espesor del corte, como vimosanteriormente. Por ello tambin hay que

hablar de "vxeles" (acrnimo formado por lacontraccin de las palabras inglesas"volume element", o elemento de volumen)en vez de pxeles, para recordar que enrealidad los elementos de imagen sonpequeos cubitos. Su profundidad (en elejemplo el eje z) est determinada por el grosor de corte.

Hasta ahora hemos visto cmo es posibleseleccionar una rodaja, ajustando elancho de banda del pulso de RF y laintensidad del gradiente.

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Las seales que emite un determinado corte, sean FID o ecos, contienen lasuma de contribuciones de todos los vxeles del corte. Para reconstruir laimagen es necesario separar la informacin de cada vxel. Una imagenpuede contener de 16.384 hasta 1.048.576 vxeles, dependiendo de que lamatriz sea de 128x129 hasta 10241024.

La identificacin de lainformacincorrespondiente a cada

vxel de una imagen se logramediante la aplicacin degradientes durante el ciclo

de pulsos, en el sentidohorizontal y vertical de la

rodaja seleccionada.Estos gradientes producirn

variaciones del campomagntico, y por lo tanto variaciones de la frecuencia de precesin a loancho y alto del corte, que se aprovecharn para reconstruir la imagen segnlos ejes x e y.La separacin de la informacin segn el eje z viene dada por el proceso deseleccin de corte, antes estudiado.

La aplicacin del gradiente en la direccin x trae como consecuencia quecada columna del corte precese a unafrecuencia diferente, y lo mismo podemosdecir del gradiente en la direccin Y respectoa las filas. Estos cambios en la frecuencia deprecesin se mantienen durante el tiempoque los gradientes estn conectados.Cuando se desconectan, la frecuencia deprecesin vuelve a ser la misma en todo elcorte. Esta forma de aplicar los gradientes sedenomina "pulsos de gradiente".Veremos que mediante pulsos de gradiente

vamos a poder dividir el corte en pixeles. Este proceso, un tanto complejo, nosobliga a introducir algunos conceptos adicionales, como el de "frecuenciaespacial"

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El concepto de frecuenciarepresenta la velocidad deoscilacin de un determinadofenmeno con el tiempo. Porejemplo, la rapidez de la

oscilacin de la presin delaire, determina si un sonido sepercibe como grave(frecuencia baja) o agudo(frecuencia alta). Venimosutilizando este concepto,

medido en ciclos/tiempo, para las frecuencias de precesin (nmero devueltas por segundo de los ncleos atmicos) o para las frecuencias de RF(nmero de oscilaciones por segundo de la intensidad de campoelectromagntico).La fase es el ngulo entre dos vectores. En la figura se muestran dos protonesdesfasados entre s 180 y dos ondas de la misma amplitud y frecuenciadesfasadas 90.Una extensin del concepto de frecuencia es el de "frecuencia espacial",que representa la velocidad de variacin de alguna propiedad segn unadireccin del espacio.

Este concepto lo vamos a utilizarpara las imgenes y hablaremos lavelocidad de cambio del brillo onivel de gris, que definen los bordesy la textura del objeto.

Los detalles del objeto (o de unaimagen) tienen frecuenciasespaciales altas (B) (el nivel de griscambia muy rpidamente en pocoespacio), mientras que las

estructuras mas homogneas (A) tienen frecuencias espaciales bajas (elmismo nivel de gris se contina a lo largo de muchos voxeles). Lafrecuencia espacial de mide en ciclos /distancia.

En IRM, al aplicar un pulso de gradiente (superficie roja) producimos unavariacin de la fase de los protones que componen la muestra (en la

figura, una rodaja axial del cerebro) segnla direccin de dicho gradiente. En este casoel gradiente de codificacin de fase se aplicaen sentido vertical.Ajustando la intensidad del gradientepodemos lograr "retorcer" la fase a lo largode la muestra. Esto nos permite explorar susfrecuencias espaciales. En este ejemplo, losprotones muestran un desfase de 360 en ladireccin vertical del corte. Veremos ms adelante que la amplitud de la seal

emitida (FID o eco) se corresponder con la intensidad de frecuenciasespaciales que corresponden al "retorcimiento" de fase introducido.

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Este ejemplo muestra una matriz de 4x4,durante la aplicacin del gradiente. Losprotones que perciben un campo magnticoms intenso precesan ms rpidamente. Estosucede de arriba hacia abajo en la loncha. Los

protones de las filas inferiores van ganado fase.

Antes de la aplicacin del pulso de gradientetodos los protones precesan con la mismafrecuencia y fase. La frecuencia de precesincambia mientras se est aplicando el gradiente.Cuando ste se desconecta, los protonesvuelven a precesar a la misma frecuencia perocon distinta fase (cada fila, de arriba haciaabajo, ha ganado fase progresivamente).

Variando la energa del gradiente(rea del pulso de gradiente)

introducimosdiferentes desfases, conocidoscomo "codificaciones defase". En la codificacin de fase"0" (cero) no existe desfase y lamuestra emite su seal de

frecuencia espacial cero, que esla suma promediada de todos los vxeles. En la codificacin de fase "1 " la fasede los protones da una vuelta completa (360 ) de un extremo a otro de lamuestra, dos vueltas en la codificacin de fase "2", y as sucesivamente .La introduccin de las distintas codificaciones de fase nos permite, por tanto,explorar las frecuencias espaciales de lamuestra, siempre segn la direccin delgradiente aplicado.En estas figuras pretendemos insistir enel concepto de codificacin de fase. En Ase representa un objeto al que se ha

aplicado una codificacin de fase alta(onda oscilante en rojo con unafrecuencia alta), y la muestra nos devolver una seal representativa dedichas frecuencias espaciales que coincidan con la de la codificacin. En B, almismo objeto se le ha aplicado una codificacin baja (onda oscilante en verdecon una frecuencia baja). De esta manera simplista se puede intuir comolas frecuencias altas analizan el detalle (en este ejemplo un anlisis fino delcontorno) y las frecuencias bajas analizanel contraste (diferencia grosera de nivel degris).En este diagrama temporal de unasecuencia SE se representan los pulsosde 90 y 180 con los respectivosgradientes de seleccin de corte

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(rectngulos azules). Entre ambos se aplica el gradiente de codificacin defase, representado en amarillo. Cada eco tendr una codificacin de fasediferente, por eso el gradiente vara en cada ciclo. Durante la lectura deleco se aplica el gradiente de codificacin de frecuencia (rectngulo verde),del que trataremos mas adelante. Cuantas codificaciones de fase hay

que aplicar? Tantas como lneas tenga la matriz. En una matriz de256x256, en principio, hay que aplicar 256 codificaciones: desde la -127hasta la +128, pasando por la codificacin 0. Es importante sealar quecada eco contiene siempre informacin de toda la imagen.

Por convencin, los ecosse ordenan en una matrizde datos crudos (noconfundir con la matriz deimagen) como muestra lafigura: el eco decodificacin de fase 0 secoloca en el centro, en laparte superior se colocanlos ecos con unacodificacin de fasepositiva (+1, +2, +3_+128) y en el otro lado losde fase negativa (-1, -2,

-3,... -127). Est usted empezando a conocer el espacio K. Tambin seobserva el nivel de detalle y de contraste en la imagen. Los ecos

ubicados en el centro contienen frecuencias bajas y su imagen tienemucho contraste y poco detalle (imagen emborronada). Los ecos extremoscontienen frecuencias altas, y la imagen tiene detalle fino y poco contraste.Cuanto ms alta sea la codificacin de fase mayor ser el detalle y menorel contraste. Obsrvese, adems, cmo cuanto mayor es la codificacin defase (ecos colocados hacia los extremos), ms dbil es la seal deleco.

Las codificaciones de fase positivasy negativas son un espejo una de laotra. Por ejemplo, la codificacin defase +20 y la -20 son iguales, salvoque los protones se han desfasado

en sentido contrario. Si nos fijamos enla figura anterior, los ecos concodificacin de fase igual pero dedistinto signo son simtricos yrepresentan el mismo nivel de detalle

ycontraste. Este hecho lo podremosaprovechar para acelerar la adquisicin en determinadas circunstancias.

Queremos insistir en el hecho de que cadaeco tiene informacin de toda la imagen. Confrecuencia se cree errneamente que cadacodificacin de fase representa una lnea dela imagen final. No es cierto, cada ecocontribuye con informacin de toda la loncha.

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En el dibujo se representan codificaciones de fase diferentes, empezando porla codificacin de fase 0 y finalizando en una codificacin de fase alta. Sepuede observar cmo se explora la imagen "por bandas". Las codificacionesbajas parten la imagen en bandas gruesas, mientras que las altas actandividiendo el corte en finas bandas horizontales.

La imagen final ser la "suma" de todas las "imgenes" producidas condistintas codificaciones de fase. De manera intencionada, los cuadros sonprogresivamente ms oscuros, queriendorepresentar la menor intensidad de la seal deleco cuanto mayor es la codificacin de fase.

En resumen, las diferentes codificaciones defase van a permitir obtener la informacinnecesaria para resolver todas las filas de laimagen final. Es importante recordar que losecos con las codificaciones de fase extremasvan a formar unas imgenes que muestran el detalle fino, pero con unabaja relacin S/R (seales muy dbiles).

En las siguientes figuras vamosa explicar de modo intuitivo,aunque ms en detalle, por qula introduccin de codificacionesde fase ("retorcer" la fase dentro

de la muestra) equivale a leer lasdiferentes frecuencias espacialesde la muestra. El esquemarepresenta un objeto cualquieraobservado mediante RM, del cualmostramos un detalle ampliado.Consideraremos tres posibilidades: A) la zona brilla homogneamente, B lazona tiene una transicin de claro a oscuro y C) la zona tiene varias bandasalternativamente brillantes y negras. Recordemos que A) tendra frecuenciaespacial cero mientras que B y C presentan frecuencias espacialesprogresivamente mayores. Recordemos tambin que cualquier rea

de la imagen puede ser descompuesta en una suma de elementos como A, By C.

En esta figura vemos lo que ocurre enuna zona homognea al aplicardiferentes codificaciones de fase: con lacodificacin cero todos los protonesapuntan en la misma direccin (nopresentan desfase), sumndose suefecto para producir la seal quecorresponde a la frecuencia espacialcero (seal de eco intensa).Cualquier otra codificacin de fase trae

como consecuencia que la mitad de losprotones de la muestra se anulen con la

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otra mitad, anulando la seal (seal de eco muy dbil). Recordemos que enuna estructura homognea tiene frecuencia espacial cero.Una determinada zona de una estructura heterognea compuesta porejemplo por dos sustancias: una brillante (un tejido cualquiera, que da seal)y otra representada en gris (calcio o aire, que no da seal). La seal de eco

es mxima para las codificaciones de fase de orden 0 y 1, siendo la seal deleco nula para las codificaciones 3 y 7. Esto es debido a que en estas ltimasla introduccin de desfase anula la seal de la parte brillante, porque colocael mismo nmero de protones apuntando hacia arriba que hacia abajo. Ellector puede imaginar lo que sucede con otras codificaciones de fase.Supongamos ahora que el objeto esta estructurado en ocho tiras: cuatrobrillantes (tejido) y cuatro negras (aire) alternativamente. Para la codificacinde fase cero, se obtiene un eco de amplitud mxima (todos los protones de lamuestra estn apuntando en la mismadireccin); para las codificaciones 1 y 3 seobtiene un eco nulo y para la codificacinde fase 7 se vuelve a obtener un eco deamplitud mxima, puesto que las tiras enlas que los protones estaran apuntadohacia abajo corresponden a la sustanciaque no da seal.Vemos cmo la seal es mxima cuandola estructura del objeto (esto es, susfrecuencias espaciales) coincide con elnmero de orden de ia codificacin de fase (nmero de "bandas" ms uno enque se divide la muestra, lnea discontinua en el esquema).

De los ejemplos anteriores sepuede sacar una conclusin muyimportante: las diferentescodificaciones de fase "obligan" ala muestra a emitir una seal querepresenta sus frecuenciasespaciales.Las codificaciones de fase de mayororden (extremas) estn explorando

el detalle fino de la muestra, que siempre dar menos seal que la

exploracin de los objetos groseros que componen la muestra, que danseal mxima para las codificaciones de fase centrales. Por ello se diceque los ecos correspondientes a codificaciones de fase de orden bajodan informacin sobre el contraste de la muestra y que los ecoscorrespondientes a codificaciones de fase altas dan informacin sobreel detalle.Para finalizar la codificacin de fase, y en aras de una fcil e intuitivacomprensin, podemos poner un smil, en el que cada codificacin defase podra corresponder a una vista en la tomografa computarizada.En TC hacen falta muchas vistas para poder formar la imagen final, y en RMhacen falta muchas codificaciones de fase (tambin denominadas vistas enocasiones), para tener la informacin completa, tanto de contraste comode detalle del objeto.

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Aplicando el gradiente de codificacin defase se han explorado las diferentesfrecuencias espaciales de la muestra, peroslo en la direccin de aplicacin delgradiente o eje y . Para cuadricular la

muestra en pxeles, es necesario aplicarotro gradiente dirigido segn el eje X y aspoder dividir as el objeto en columnas. Estopodra hacerse igualmente concodificaciones de fase horizontales, peroexiste un mtodo ms eficiente en tiempoque es la codificacin de frecuencia queexplicamos a continuacin. Es interesante

mencionar que hay casos en los que no se puede utilizar la codificacin defrecuencia y se utilizan dos codificaciones de fase, pese a ser ms lento,como, por ejemplo, cuando hacemos espectroscopia por RM. Tambinse usan dos codificaciones de fase y una de frecuencia en lasadquisiciones 3D.

Por convencin se toma como eje Y el querecorre la direccin vertical del corte y comoeje X el que recorre el corte de izquierda aderecha. Para dividir la imagen en columnashay que aplicar un gradiente que haga variarel campo magntico segn el eje X. Los ejes Xe Y se toman siempre relativos al corte, norespecto al tnel de la mquina o a las

antenas de gradiente.Segn la ecuacin de Larmor, lafrecuencia de precesin esproporcional al campo magntico queexperimenta cada protn. La aplicacinde un gradiente de campo setraduce en la creacin de bandas a lolargo del corte en cada una de lascuales los protones precesan afrecuencias ligeramente diferentes.

La magnitud de las diferencias defrecuencia de precesin depende de laintensidad del gradiente aplicado. Hasta aqu es similar a lo que ocurre conlas codificaciones de fase segn el eje y. La diferencia radica en que ahoravamos a conectar el gradiente mientras la muestra est emitiendo seal,sea un eco o una FID.

En este esquema temporal de unasecuencia SE, se representan en rojolos gradientes de seleccin de corte,en amarillo el gradiente decodificacin de fase y en verde elgradiente de codificacin defrecuencia.

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La nica diferencia entre codificacin en fase y en frecuencia es que laprimera se efecta de manera "esttica", antes de la formacin del eco, y lasegunda se aplica de manera "dinmica", a lo largo del eje x (en sentidotransversal del paciente), durante la formacin del eco. La frecuencia de losprotones a lo largo de este eje vara durante la lectura del eco y por lo tanto su

fase en el momento del muestreo.El eco que se recoge est compuesto por todaslas frecuencias que emite la muestra. Ladescomposicin de esta seal de eco en lasdiferentes frecuencias que contiene es lo que seconoce como Transformada de Fourier, comoveremos ms adelante.La localizacin de cada columna viene dada por lafrecuencia que emita, siempre sabiendo el valor delgradiente aplicado. Los valores tpicos de gradiente

van desde los 10 mT/m hasta los 40 mT/m.La lnea verde inferior representa laevolucin de la fase de los protonesdel corte durante la aplicacin delgradiente de lectura en unasecuencia SE. Con el primer lbulode gradiente positivo (A) se provocaun desfase inmediatamente despusdel pulso de excitacin de 90, estedesfase se invierte con el pulso derefase de 180 (B) de manera que

al principio de la aplicacin delgradiente de lectura los protones presentan un desfase inicial mximo (C),en el centro del gradiente el desfase es cero y la amplitud del eco es mxima,y los protones se vuelven a desfasar durante la aplicacin de la segundamitad del lbulo de gradiente. La zona rayada del rectngulo representa eldesfase negativo y la zona lisa el desfase positivo. Con este esquema deaplicacin de gradientes se consiguen ecos simtricos cuya amplitud esmxima en el centro.En los cinco esquemas superiores se puede ver la formacin del eco a lolargo del tiempo. La onda verde representa la fase de los protones. Alprincipio del eco, los protones estn

muy desfasados y contribuyenescasamente a la formacin de laseal. En el recuadro nmero 3 se haalcanzado el centro del eco, es elmomento en que no existe desfase ytodos los protones estncontribuyendo a la formacin del eco.En los recuadros 4 y 5 el desfase tienesentido contrario pero igual magnitudque en los instantes 1 y 2. En el eco no

influye el signo del desfase, tan solo su magnitud. En las secuencias que noutilizan un pulso de RF para refasar los protones, como en las secuencias deeco de gradiente, antes de la aplicacin del gradiente de lectura se aplica un

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gradiente negativo para un desfase mximo inicial (se denomina gradientetrilobar).Queremos insistir en que el procesode la codificacin de frecuencia es unproceso similar al de la codificacin

de fase, pero que ocurredinmicamente durante la lecturadel eco. La lnea verde representade nuevo la evolucin fase de losprotones durante la formacin deleco. Las espirales y flecha azulesdejan ver el grado de

"retorcimiento" de la fase en sentido horizontal a lo largo del cortesegn transcurre el tiempo.

Llegados a este punto es necesarioaclarar que el desfase del que seviene hablando es debido a ladiferencia de frecuencias deprecesin. En realidad lo quehacemos durante el eco es"congelar" el instante en el queestn precesando a diferentesfrecuencias y, en ese momento,slo se ve una diferencia en fase.

Al comienzo del eco el desfase esmximo y poco a poco se van refasando los protones.

Este es el instante central del eco,momento en el cual todos los protonesestn precesando a la mismafrecuencia y presentan la misma fase.No es obligatorio que al precesar conla misma frecuencia todos los protonesestn en fase, pero para asegurar que

esto es as se aplica el primer lbulode gradiente inmediatamentedespus del pulso de 90. De estemodo se introduce un desfasecontrolado que asegura que, en el centro del eco, todos los protonesprecesarn a la misma frecuencia y con la misma fase, dando un mximo deseal, equivalente a la codificacin defase "0" antes explicada.Posteriormente, en la segunda mitaddel gradiente, congelando la imagense ve la diferencia de frecuencia deprecesin como una diferencia crecientede fase. Cuanto mayor es el rea(intensidad por tiempo) del gradiente

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aplicado, mayores son las diferencias en frecuencia de precesin entre unextremo y otro del corte. Es importante ver que la codificacin de fase antesexplicada (eje Y) y la codificacin de frecuencia que estamos viendo ahorapara el eje X son en realidad lo mismo.En resumen, la informacin necesaria para poder efectuar la separacin

de las columnas se efecta aplicando un gradiente en sentido transversal(Gx). El ciclo de pulsos ha de repetirse para obtener la informacinnecesaria para separar las filas (codificacin de fase).

Cual es la diferencia entre unaseal analgica y una digital? Laseal analgica es continua (lneaazul) y la seal digital slo existeen ciertos puntos (crculosrosas). Los ordenadores tratancon seales digitales. Paradigitalizar el eco, lo que sehace es muestrearlo, es decir,tomar muestras a intervalosregulares. La frecuencia de

muestreo o intervalo con el que se recogen las muestras es muy importante,puesto que de ella depende que la seal digitalizada sea una reproduccinms o menos fiel de la seal analgica original. Cada "fotograma" es unamuestra del eco. En la imagen pueden independizar tantas columnas comomuestras obtengamos del eco.Dentro del eco, los extremos contienen el detalle (mximo desfase),

mientras que la zona central (poco desfase) aporta el contraste.

Ya estamos en disposicin de comprender fcilmente el espacio Kdesmitificar su complejidad.Es, simplemente, un espacio "virtual" en el que se colocan los ecosmuestreados (seal digital) en un determinado orden, o lo que es lo mismo,es el espacio en el que se organizan los datos obtenidos antes de efectuar latransformacin de Fourier. Por ello tambin se denomina matriz de datoscrudos o espacio de Fourier.

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Obsrvese que el espacio K es la"versin digital" de los ecosordenados segn hemos vistoanteriormente. A la derecha semuestra una imagen "verdadera" de

un espacio K. Por cierto, este espacioK corresponde a la imagen de unarodilla. Los puntos blancos sobre elfondo negro son los puntos demuestreo de los ecos.Al igual que los pxeles de una imagen se representan asociados a un ciertotono de gris, los pxeles (nmeros complejos) del espacio K tambin se puedenrepresentar asociados a un tono de gris.Los valores ms altos del eco se representan en blanco y los ms bajos ennegro. El centro del espacio K siempre es la parte ms brillante porquecorresponde a la porcin central de cada eco, que es la ms intensa. Losextremos de todos los ecos tienen siempre valores muy bajos, por eso todo elpermetro del espacio K es oscuro.

Cada punto del espacio K es un nmero complejo, compuesto por doscifras. Una es la parte real, que representa frecuencias horizontales, y laotra la parte imaginaria, que representa frecuencias verticales y que llevacolgada una i. Esto mismo se puede representar segn los tres cuadrados,cuyas bandas representan frecuencias espaciales horizontales yverticales de TODO el corte en un determinado instante, con lascodificaciones de fase y de frecuencia que se estaban aplicando en esemomento. El espacio K tiene una propiedad que ser aprovechada paradistintas modalidades de reconstruccin, con el fin de acelerar laadquisicin: LA SIMETRIA. El conjugado de un nmero complejo (Ej.:3+8i) es otro nmero complejo con el mismo componente real, pero con

un componente imaginario de signo contrario (3-8i). Por lo tanto, elespacio K tiene una simetra conjugada, o tambin denominada simetraHermtica; es simtrico radialmente respecto al punto central (By C).

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El seor Fourier invent un mtodo matemtico quepermite descomponer una seal complicada en losdiferentes componentes sencillos que la forman. Unprisma actuara como un ''transformador de Fourier"que es capaz de descomponer la luz blanca en los

diferentes colores individuales que la forman. La laborde la transformada de Fourier, en RM, es convertir lainformacin del espacio K (expresada en coordenadasde frecuencia) a informacin de la imagen (expresadaen coordenadas espaciales); de una manera muy simple,

con imgenes pasa de frecuencias espaciales a centmetros y viceversa. Tantola imagen como el espacio K tienen la misma informacin, aunque expresadade forma diferente. Creemos que no es necesario profundizar ms en esteproceso. Simplemente craselo.Cada imagen tiene su espacio K, y cada espacio K corresponde a su imagen.La transformada directa deFourier pasa del espacio K a laimagen (flecha verde), y latransformada inversa pasa de laimagen al espacio K (flecha roja).Es muy importante remarcarque TODO el espacio K setransforma en TODA laimagen; es una transformacintotal, no punto a punto.Posteriormente, se ver que

esta propiedad es de vital importancia pues suprimir lneas del espacio K noimplica suprimirlas de la imagen; lo que se sacrifica al quitar lneas del espacio Kes calidad de imagen.En este ejemplo se muestra el espacio K de esta imagen sagital del abdomeninferior.

CRONOLOGIA DE GRADIENTES Y DE PULSOS DE RADIOFRECUENCIA

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Jean-Baptiste-ose h Fourier


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Primero se aplica un pulso de 90 que debe coincidir con el gradiente deseleccin de corte (Gsc). Seguidamente se codifican las lneas mediante ungradiente de frecuencias (G) y se aplica un pulso de 180 (ausente en elcaso de un eco de gradiente). La codificacin de las columnas mediante ungradiente de frecuencia bipolar (Gw) debe coincidir con la aparicin de la

seal (Fig. 17). Para cada lnea debe repetirse el proceso, con unacodificacin de la fase, tantas veces como lneas formen la matriz.

Fig. 17. Gsc: Gradiente de seleccin de corte. G: Gradiente de fase. Gw:Gradiente de frecuencia

MEDIOS DE CONTRASTE EN RESONANCIA MAGNETICA

Los medios de contraste en general se utilizan para aumentar el

contraste entre los tejidos normales y los patolgicos y para proporcionalinformacin sobre el estado funcional de un rgano.

a) Contrastes de visualizacin directa:En radiografa convencional y TC, el contraste de la imagen se

genera por la atenuacin diferencial del haz de rayos X en los tejidos. Elgrado de atenuacin est relacionado directamente con el coeficiente deabsorcin de masa del tejido sometido a imagen. El uso de un agente decontraste con un coeficiente de absorcin elevado, por ejemplo el decualquier agente yodado, produce una atenuacin mayor del haz de rayosX, con lo que mejora el contraste.

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b) Contrastes de visualizacin indirecta :En RM, los medios de contraste se observan por las modificaciones que

producen en la relajacin de los protones del entorno: cuando los mediosde contraste acortan el tiempo T1 se observar una hiperintensidad de

seal en las imgenes potenciadas en T1. Cuando acortan tiempo en T2 seobservar una hipointensidad en las secuencias potenciadas en T2.

En comparacin con la radiografa convencional y el TC, losmecanismos responsables del realce de contraste en RM dependen demltiples parmetros:

- Densidad de espin : es la fraccin de protones que existen en elvoxel del tejido sometido a imagen y determina la mximaintensidad potencial de seal de RM.

- Capacidad de relajacin :El tiempo de relajacin longitudinal o T1 es la cantidad de tiemponecesaria para que la magnetizacin del tejido recupere su estadode equilibrio en la direccin longitudinal del campo magnticoprincipal despus de la excitacin con un pulso de radiofrecuencia. Elexceso de energa que absorben los espines magnticos del pulso deradiofrecuencia se devuelve al entorno durante el proceso derelajacin

Tiempo de relajacin transversal T2: en este proceso, el exceso deenerga depositado en el tejido por el pulso de radiofrecuencia setransfiere entre los espines magnticos.

Un medio de contraste que influye predominantemente en T1 sedenomina agente de relajacin positiva, ya que el acortamiento de larelajacin T1 se traduce en un aumento de la seal en una imagenponderada en T1.

Los medios de contraste que influyen sobretodo en T2 se conocenpor agentes de relajacin negativa, ya que al reducir T2 se produce unadisminucin en la intensidad de seal en una imagen con ponderacin en

T2.

- Susceptibilidad magntica: describe la capacidad de una sustanciapara magnetizarse en presencia de un campo magntico externo. Hay trescategoras:

1- Sustancias paramagnticas: son sustancias que presentan unasusceptibilidad magntica ligeramente positiva (


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Hay: - sustancias paramagnticas exgenas (los queadministramos al paciente por va enteral o vascular). Ej.Gadolinio, manganeso

- sustancias paramagnticas endgenas: sustanciasproducidas por el propio organismo que tienen propiedades

paramagnticas. Ej.: melanina, metahemoglobina.

2- Sustanciassuperparamagnticas:tienen una susceptibilidadmagntica entre elparamagnetismo y elferromagnetismo.

3- Sustancias diamagnticas:son repelidas ligeramente

por el campo magntico.Ej.: cobre, la mayora delos tejidos. Habitualmenteson consideradas como nomagnticas.

4- Sustancias ferromagnticas: contienen una gran susceptibilidadmagntico (>>>1), y son fuertemente atradas por el campomagntico

-Difusin y perfusin: la intensidad de seal de RM se basa en lamagnitud de la magnetizacin masiva que se produce en el planotransversal. Este fenmeno es mximo cuando todos los espinestransversales se hallan en coherencia de fase.

El movimiento o difusin del agua masiva entre los tejidos de formaaleatoria conduce a un desfase de espines y a la prdida de la coherenciade fase en el plano transversal. Ello resulta finalmente en una prdida deintensidad de seal de RM.

La perfusin de la sangre en la microcirculacin del tejido sometido aimagen contribuye al desfase de espines y a un descenso en la intensidad

de seal de RM.De esta manera, los diferentes grados de de difusin y perfusindentro del tejido contribuyen al contraste de la imagen de RM.

CLASIFICACIN DE LOS MEDIOS DE CONTRASTE EN RM

a) Segn su composicin:

- Contrastes paramagnticos: basados en el gadolinio y en elmanganeso. Son los ms utilizados.

- Contrastes superparamagnticos: basados en el xido d hierro.

Tanto los contrastes paramagnticos como los superparamagnticospueden ser tanto positivos (aumentan la intensidad de seal) como

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negativos (disminuyen la intensidad de seal), en funcin de suconcentracin y de la secuencia utilizada.

b) Segn su distribucin y rgano diana:

- Medios de contraste inespecficos extracelulares: los contrastesparamagnticos basados en el gadolinio- Medios de contraste especficos de los tejidos:

+ Intravasculares+ Hepatocito+ Sistema reticuloendotelial+ Ganglios+ Enterales

MEDIOS DE CONTRASTE INESPECIFICOS EXTRACELULARES

Se distribuyen en un primer momento por el espacio intravascular,comportndose como MC intravasculares. Despus pasa al espaciointersticial extracelular y se van excretando a travs del rin por filtracinglomerular.

Su vida media es de 90 minutos y un 80% se elimina en las primerashoras tras su administracin.

Son:Gd- DTPA (Magnevist, Magnograf)

Gd- DTPA- BMA (Omniscan)Gd- DOTA ( Dotarem)Gd- HP-DO3A (ProHance)

Gd- DTPA- BMEA (Optimark)

Gd- BOPTA / dimeglumina(MultiHance)Gd-DO-A-butrol (Gadovis).

Mecanismo de accin: producen fluctuaciones rpidas de los camposmagnticos locales a nivel atmico, que facilitan la relajacin de losprotones de hidrgeno, disminuyendo principalmente el tiempo derelajacin de T1, por lo que todos generan una hiperintensidad en lasimgenes potenciadas en T1.

Utilidad:

1- Para ver lesiones en el sistema nervioso central2- En estudios abdominales: deteccin y tipificacin de lesiones,

sobre todo en los tumores hepticos.

3- Sistema musculoesqueltico: anlisis de la vascularizacin de lostumores seos, siendo esto particularmente importante en laslesiones malignas.

MEDIOS DE CONTRASTES ESPECIFICOS DEL HIGADO

Son paramagnticos: Gadolinio y ManganesoDifunden desde el compartimento vascular al interior del hepatocito

y se eliminan sobre todo por la bilis.

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Son: - Mn- DPDP (Teslascan)- Gd- BOPTA / dimeglumina (MultiHance)- Gd- EOB-DTPA (Eovist)

Mn- DPDP (Teslascan): es un medio de contraste basado en las

propiedades paramagnticas del manganeso, Este contraste se incorporael interior del hepatocito y se excreta por la bilis.Indicaciones: estudio del hgado y de la va biliar. Ej.: metstasis

hepticas (no capta contraste porque no contiene hepatocitos), carcinomahepatocelular (brilla porque contiene muchos hepatocitos)

Su efecto es evidente a los 5 minutos y mximo a la hora de laadministracin.

Gd- BOPTA / dimeglumina (MultiHance) y Gd- EOB-DTPA (Eovist):presentan afinidad por el parnquima heptico aunque menor que el Mn-DPDP.

Derivan del gadolinio.Ambos poseen una fase inicial intravascular e intersticial similar a los

MC extracelulares inespecficos, de los que se diferencia porque tienen unaeliminacin biliar. Por lo tanto, tras su administracin intravascular,pueden ser utilizados como MC extracelulares inespecficos, con susdiferentes fases (arterial, venosa, etc.) y como MC dirigidos al hepatocitoen sus fases tardas.

El MC no se metaboliza ni se modifica en el hepatocito.Se produce un aumento de la seal del hgado una hora despus de

la inyeccin.

El Gd- EOB-DPTA se elimina por va biliar en mayor proporcin (50%)que el Gd- BOPTA (menor porcentaje de eliminacin biliar).

MEDIOS DE CONTRASTE BASADOS EN EL OXIDO DE HIERRO

El hierro hace que el campo magntico sea heterogneo y produceuna prdida de seal en las imgenes potenciadas en T2, en aquellostejidos y lesiones que acumulen estas sustancias.

La mayora de las lesiones en un rgano o estructura que capte estemedio de contraste no lo acumularn, aumentando la diferencia entre le

seal de las lesiones, que mantendrn su intensidad de seal, y elparnquima sobre el que asientan, que perder la seal. Se trata, por lotanto, de un medio de contraste negativo.

Existen dos medios de contraste a base de hierro:- SPIO ( superparamagnetic iron oxide): grandes- USPIO ( ultrasmall superparamagnetic iron ixide): pequeos

La mayor diferencia entre ellos es su tamao, lo que condiciona labiodistribucin. Las de mayor tamao se incorporan a los macrfagos,

mientras que las ms pequeas se acumulan adems en los ganglioslinfticos.

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Los tejidos quecaptan estos medios decontraste se muestran

hipointensos en lasimgenes potenciadas enDP y T2:

- Hgado- Bazo- Macrfagos

- Ganglioslinfticos: slo con

molculas de medio de contraste de pequeo tamao, por lo quepuede utilizarse para la realizacin de linfografas (sinerem). En

los ganglios linfticos normales, de arquitectura homognea, ever una hipointensidad en su interior en las imgenespotenciadas en T2* y DP. En las adenopatas tumorales, enganglio no presentara esta perdida de seal o su seal serheterognea.

Dado que a altas concentraciones acortan el T1, pueden utilizarsecomo medios de contraste intravasculares (principalmente las USPIO) conun largo tiempo de permanencia en el interior de un vaso, por lo quetambin pueden obtenerse imgenes angiogrficas. En este casofuncionan como contrastes positivos en las imgenes potenciadas en T1.

Los medios de contraste a base de hierro se acumulanespecialmente en el hgado, bazo y mdula sea. La prdida de seal delparnquima heptico y esplnico tras su administracin los hace tilespara detectar lesiones focales hepticas, ya que tras su administracin elhgado se vuelve muy hipointenso mientras que las lesiones que nopresentan clulas del SER en su interior no pierden seal y contrastarancon el parnquima... Esta diferencia puede aumentarse todava mas con lautilizacin combinada de estos medios de contraste con los extracelulares

inespecficos.La eliminacin del medio de contraste se realiza en das.Pueden combinarse diferentes medios de contraste para aumentar

ms el contraste entre las lesiones y el parnquima sobre el que asienta.As, la utilizacin conjunta de SPIO y quelatos de gadolinio extracelularesinespecficos har que el parnquima heptico sea muy hipointenso, por lacaptacin intracelular del SPIO y las lesiones hiperintensas, por lacaptacin intersticial de los medios de contraste extracelulares.

MEDIOS DE CONTRASTE INTRAVASCULARES

- Inespecficos extracelulares: slo permanecen unos segundos anivel intravascular

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- SPIO y USPIO: permanecen ms tiempo en el espaciointravascular por su menor permeabilidad capilar

- MC intravasculares especficos: debido al tamao de su molculapermanecen en el interior de los vasos durante varias horas.

MC inespecficos:En el SNC, la existencia de una BHE confina los MC extracelularesinespecficos al interior de los vasos. Cuando su concentracin es mxima,durante el primer paso del contraste, pueden utilizarse secuenciaspotenciadas en T2 para observar la perfusin cerebral.

En los estudios de angiografa por RM se realizan utilizando el primerpaso de los contrastes extracelulares inespecficos por las arterias. Conimgenes potenciadas en T1 el acortamiento del lquido intravascularinducido por estos medios de contraste permite obtener proyecciones demxima intensidad con una calidad similar a la de la angiografaconvencional.

MC intravasculares:Fuera del SNC, donde no existe BHE, se necesitan MC intravasculares

que no difundan al espacio intersticial para valorar los vasos sanguneos yla perfusin tisular, ya que aumentan selectivamente la seal originada enlos vasos. Adems, estos MC puramente intravasculares generan unasimgenes angiogrficas donde la rapidez en la adquisicin ya no esimportante porque su difusin al exterior del vaso est muy enlentecida, loque les hace tener una larga vida intravascular.

Indicaciones:- visualizacin de la neoformacin vascular- valoracin de la perfusin tisular- valoracin de las alteraciones de la permeabilidad capilar

MEDIOS DE CONTRASTE ORALESLos medios de contraste orales se utilizan para delimitar la luz gstrica eintestinal.

En la mayora de los casos, se han sustituido estos medios decontraste entrales por una dilucin de gadolinio en agua (1:200). Conesta dilucin el contraste en el interior del tracto intestinal se ve

hiperintenso en T1 e hipointenso en imgenes potenciadas en T2.Aunque estos medios de contraste tienen poco uso clnico, ste est

aumentando debido al inters de la colonoscopia virtual y es estudio de lapatologa intestinal con RM.

ARTEFACTOS

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En la RMN, como en todos los sistemas de produccin de imgenes, sepueden generar artefactos que deterioran o alteran la imagen.

Artefactos de movimiento

El movimiento es uno de los problemas para las imgenes de RMN,ya que el estudio con esta tcnica es largo. Los movimientos pueden servoluntarios o involuntarios y stos, a su vez, rtmicos (cardacos, pulso,respiracin) o no rtmicos (movimiento intestinal). Pueden ser mitigadospor control del propio paciente o por mecanismos de sincronizacin. Losartefactos, generados por movimiento aparecen en la direccin decodificacin de fase.

La forma de disminuir los artefactos de movimientoscardiorespiratorios es mediante tcnicas de sincronismo, obteniendo losdatos siempre en el mismo momento del ciclo respiratorio y/o cardaco.Con el sincronismo cardaco se utilizan tcnicas de SE y EG asociadas a lamonitorizacin del ECG, acoplando las secuencias de pulso a los espaciosentre los complejos QRS. Colocamos los electrodos sobre el paciente en laforma que indica la ilustracin siguiente, obteniendo el trazado ECG.

El Sincronismo, como es obvio, depende de las pulsaciones o latidos

cardacos. Esta informacin hay que drsela al ordenador.Para disminuir el movimiento de peristaltismo intestinal pueden

administrarse frmacos inhibidores de la motilidad, como losanticolinrgicos.

Para disminuir el movimiento respiratorio se pueden realizar estudiosen apnea con tcnicas RMN rpidas o estudios con sincronizacinrespiratoria.

En los artefactos por movimiento de flujo de estructuras vasculares,

se pueden cambiar la direccin de preparacin para cambiar la zona haciala que se produce el artefacto.

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Artefactos de desplazamiento qumico

Se deben a la pequea diferencia de frecuencia de precesin delhidrgeno ligado al agua o a la grasa. Aparece como una bandahiperintensa y otra hipointensa en las interfases agua-grasa.

Como es un artefacto relacionado con la frecuencia de precesin, seproduce en la direccin de codificacin de frecuencia.

Estos artefactos aumentan con los campos magnticos intensos,tcnicas de EG y tcnicas muy potenciadas en T2.

Se disminuir modificando la intensidad del gradiente o anchura dela banda.

Artefactos por envolvimiento

Este artefacto (wrap around o back folding) consiste en la superposicin de

un extremo de la zona estudiada en el extremo opuesto.Esto sucede cuando el dimetro del objeto estudiado es mayor que

el campo utilizado (FOV), al obtenerse informacin redundante externa. Seproduce en la direccin de codificacin de fase. Para evitar este artefactoaumentamos el FOV, modificamos la codificacin de fase, y/o impedimosque las seales de los objetos externos al rea que vamos a estudiarlleguen a la bobina (por ejemplo, colocando papel de aluminio alrededorde los brazos en estudios toracoabdorninales.

Artefactos ferromagnticos

Producen una distorsin espacial de la imagen y una prdida de seal almodificar localmente el campo magntico. Pueden producirse por objetosmetlicos externos o internos:

- Externos: Cinturones, botones, imperdibles, cremalleras, horquillas,cosmticos (pintura de ojos), etc. Se evitan haciendo que el paciente sedesprenda de ellos y se desmaquille los ojos.

- Internos: Clips, suturas metlicas, prtesis, osteosntesis, etc. Sedisminuyen utilizando tcnicas SE.

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Artefactos de Gibbs

Aparecen como bandas de aumento y disminucin de la intensidad

de la seal, paralelas a las interfases entre tejidos de intensidadesdistintas (como la cortical sea y la grasa pericraneal) situados en ladireccin de fase. Esto es debido a un error en la lectura de la seal poradquirir un nmero insuficiente de datos. Se corrigen empleando mstiempo en la adquisicin de la imagen.

Peligros en IRM

El estudio con RMN somete al paciente a tres efectos tericamenteperjudiciales: campo magntico intenso, gradientes rpidamentecambiantes (que inducen en el organismo campos elctricos) y efectocalorfico de radiofrecuencia.

Los riesgos potenciales de la RM han sido estudiados en profundidady, hasta el momento actual, no se han demostrado alteraciones biolgicasperjudiciales. No se han observado cambios en la temperatura corporalinterna, aunque la superficial a nivel de la piel puede aumentar hasta 3 C.

Asimismo, las corrientes inducidas en objetos metlicos implantados(prtesis) pueden producir un efecto calrico local, aunque no ha sidodemostrado efecto significativo alguno.

El campo magntico ejerce una fuerza de atraccin sobre los objetosferromagnticos. El mayor riesgo viene dado por los objetos mviles en lasproximidades del imn, los cuales pueden convertirse en proyectiles, sobretodo en campos magnticos altos.

Las vlvulas cardacas no suelen ser ferromagnticas y el campo

magntico no tiene efecto sobre su Funcionamiento.

Contraindicaciones

El estudio con RMN est contraindicado en pacientes con clipsferromagnticos implantados en intervenciones por aneurismascerebrales, puesto que pueden movilizarse.

Tampoco pueden ser sometidos a examen por RMN los pacientes queprecisan un equipo de soporte ferromagntico para el mantenimiento de la

vida. No se deben estudiar pacientes con marcapasos, ya que el campomagntico rpidamente cambiante podra inducir una corriente extraa enel conductor elctrico.

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Asimismo, no se debe emplear la RMN durante los tres primeros mesesde embarazo.

Preparacin del paciente

No se precisa preparacin especial. El paciente puede tomar sumedicacin habitual. No necesita estar en ayunas, excepto si se trata deun examen plvico o abdominal, en cuyo caso debe permanecer enayunas durante las 4 a 6 horas anteriores al examen, para evitar elcontenido intestinal.

Es conveniente que el paciente evacue antes del inicio de laexploracin, ya que sta puede ser larga.

El paciente debe sentirse psicolgicamente lo ms preparado posible.Puede que el aparato le resulte inquietante y el tnel donde ha depermanecer favorezca reacciones claustrofbicas. Para aliviar estasposibles tensiones procedemos de la siguiente forma:

1 . Damos una informacin detallada y explicamos, de forma cuidadosa ycomprensible, en que consiste el examen, asegurndonos de que entiendetodo el proceso y respondiendo a cuantas dudas o preguntas puedaplantear.

2. Realizamos una breve encuesta para obtener sus datos personales,informacin sobre su estado general, si es portador de algn implante u

objeto metlico, si ha sido sometido a ciruga, etc. A la vez hacemos unavaloracin encaminada a detectar las necesidades del paciente, sipresenta signos de ansiedad, cul va ser su colaboracin segn su estadode nimo, si tiene autonoma de movimientos y si necesita estaracompaado durante la exploracin.

3. Una vez completada toda la informacin, planificamos los cuidados queva a necesitar, le acompaamos a la cabina en el rea de preparacin paraque deposite todos los objetos o ropas que puedan ser ferromagnticos.Se le acompaa a la sala donde se le va a practicar el estudio.

4. Introducimos al paciente en el imn, asegurndonos de que est lo mscmodo posible e indicndole que el tnel tiene comunicacin directa yabierta con la sala de imgenes, por lo que siempre estamos en contactoaudiovisual con l. Observamos al paciente durante la exploracin yatendemos las posibles necesidades que pueda presentar.

5. Una vez finalizado el estudio, y con el paciente ya fuera del imn, leobservamos al incorporarse, puesto que, al permanecer mucho tiempoacostado, puede presentar una hipotensin postural. Por ltimo, leacompaarnos a la zona donde ha dejado sus pertenencias, indicndole

que su mdico recibir un informe con los resultados.GLOSARIO:

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Adquisicin: proceso de medir y almacenar los datos de la imagen.

B Bo: smbolo convencional para el campo magntico deradiofrecuencia

Bobina: bobina o antena colocada dentro de la abertura central del imnpara detectar la seal RM. A veces tambin se la emplea para laexcitacin.

Bobina de superficie: bobina de RF, diseada para mejorar la resolucinde la imagen, al limitar la extensin espacial de la excitacin o deteccin.

Cohesin o coherencia: mantenimiento de una relacin constante de lasfases entre los objetos giratorios.

Ecuacin de Larmor: ecuacin matemtica que define la relacin entrela frecuencia de Larmor y la fuerza del campo magntico. Sostiene que lafrecuencia de precesin del momento magntico es directamenteproporcional a la fuerza del campo magntico. Wo= * o

Excitacin: transferencia de energa al sistema de spin: proceso por elcual los ncleos se ponen en un estado de energa superior.

Frecuencia de Larmor: frecuencia a la que la RM de un ncleo puedeexcitarse y detectarse. Vara segn la fuerza del campo magntico (vaseecuacin de Larmor) y normalmente dentro de la escala de RF.

Gauss: es la unidad (sistema cgs) de la fuerza del campo magntico. 10kilogauss equivale a 1 tesla. Por ejemplo, el campo magntico de la tierraes de unos 0.5 a 1 gauss.

Giro o spin: propiedad representada por los ncleos con un nmero imparde protones y/o neutrones.

Giro o spin nuclear: propiedad intrnseca de ciertos ncleos que produceun momento angular y magntico caractersticos.

Material ferromagntico: sustancia que tiene gran susceptibilidadmagntica o capacidad para ser magnetizado.

Ncleo: componente con carga positiva de un tomo, que consiste enprotones y neutrones.

Precesin: giro del eje de rotacin de un cuerpo en movimiento giratorioen torno a una lnea direccional de una fuerza aplicada, en torno a la cualel movimiento suele describir un cono.

Pulso de radiofrecuencia: radiacin electromagntica por debajo de lainfrarroja. Los pulsos de RF empleados en RM suelen estar en la escala de1 a 100 megahertzios y su principal efecto sobre el organismo es ladeposicin de energa en forma de calentamiento tisular.

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Recuperacin de la inversin: mtodo para generar una sealpredominantemente T 1 dependiente.

irm ,digital segunda evaluacion

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