[PDF] TÉCNICA DE LA IMAGEN POR RESONANCIA MAGNÉTICA

TÉCNICA DE LA IMAGEN POR RESONANCIA MAGNÉTICA

tención de imágenes médicas en RM oscila entre 0,012 y 2 Tes-las Los imanes para producir ese campo magnético pueden ser permanentes, resistivos, superconductivos o mixtos Los ima-nes que producen campos magnéticos altos, a partir de 0,5 T, son superconductivos Los protones magnetizados en el campo magnético (CM),

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Risonanza Magnetica Cardiovascolare

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IMAGEN RADIOLÓGICA Y VISUALIZACIÓN DE VENTANAS EN TC Y RM

En la figura 5 c se ha desplazado hacia arriba el nivel o centro de la ventana (WL +300) y se ha aumentado la amplitud o ancho de la misma (WW +1500) con objeto de representar los huesos

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GENERALIDADES Y CONCEPTOS BÁSICOS DE

RESONANCIA MAGNÉTICA (RM)La imagen por resonancia magnética (IRM) es un método tomográfico de emisión cuyas principales ventajas sobre otros métodos de imagen son: a) su capacidad multiplanar, con la po- sibilidad de obtener cortes o planos primarios en cualquier di- rección del espacio; b) su elevada resolución de contraste, que es cientos de veces mayor que en cualquier otro método de imagen, c) la ausencia de efectos nocivos conocidos al no uti- lizar radiaciones ionizantes, y d) la amplia versatilidad para el manejo del contraste. La IRM se basa en la excitación de los núcleos de uno de los tres isótopos del hidrógeno, el 1H, previamente introduci- dos en un potente campo magnético estático, denominado B 0. La intensidad del campo magnético que se utiliza para la ob- tención de imágenes médicas en RM oscila entre 0,012 y 2 Tes- las. Los imanes para producir ese campo magnético pueden ser permanentes, resistivos, superconductivos o mixtos. Los ima- nes que producen campos magnéticos altos, a partir de 0,5 T, son superconductivos. Los protones magnetizados en el campo magnético (CM), en estado de relajación, adquieren dos orientaciones: de baja y alta energía, o paralelos y antiparalelos respectivamente. Simultáneamente, los momentos magnéticos de los pro- tones realizan un movimiento de precesión alrededor del eje del campo magnético. La frecuencia de precesión depende de la intensidad del campo. Para un CM de 1T la frecuencia de precesión es de 45 MHz. Esta aumenta o disminuye de mane- ra proporcional al CM, de tal manera que en un CM de 0,5 T la frecuencia de precesión es de 22,5 MHz y en 2T de 90 MHz. En una pequeña proporción, predominan los protones de orientación paralela o de baja energía, formándose en la mues- tra un vector de magnetización neto, orientado en la dirección

del campo magnético. En esta situación, los protones están enestado de magnetización y relajación. Cuanto más intenso es

el CM, mayor es la proporción de paralelos sobre antiparale- los, y el vector neto es mayor. Como únicamente se puede medir magnetización en el pla- no transversal, la muestra es expuesta a pulsos de radiofre- cuencia, junto a gradientes de campo magnético variables, que inclinan el vector de magnetización de la loncha o volumen se- leccionado hacia el plano transversal. La radiofrecuencia es de- vuelta en forma de señal eléctrica oscilante (Fig. 1), general- mente en forma de eco. Estas señales, codificadas en fase y frecuencia mediante gradientes, se utilizan para formar la ima- gen. La amplitud del eco se reflejará en el menor o mayor bri- llo de la imagen final, y depende preferentemente de la densi- dad protónica, la relajación T1 y T2, y en menor medida de otros factores como el flujo, la perfusión, la difusión y la trans- ferencia de la magnetización.13C APêTULO1/Técnica de la Imagen por Resonancia Magnética • 9 TÉCNICA DE LA IMAGEN POR RESONANCIA MAGNÉTICAJ

AVIERLAFUENTEMARTêNEZYLUISHERNçNDEZMORENOHospital General Universitario Gregorio Marañón. Madrid.

Fig. 1.Seña l de resonancia magnética. El vector de magnetiza- ción se inclina 900, desde el eje z, paralelo al CM, hasta el plano transversal "x,y". Su precesión produce una corriente eléctrica al- terna o señal de RM sobre una bobina receptora. La aplicación del pulso de inversión cuando el vector de un tejido está pasando por 0, en el que su magnetización longitu- dinal tiene un valor 0, suprime su señal. Esta posibilidad es útil para eliminar la señal de tejidos con un T1 muy corto como, por ejemplo, la grasa. Esta variante de la secuencia IR se denomi- na S T I Ro inversión recuperación con un tiempo de inversión corto (Fig. 4). Utilizando un TI largo también se puede elimi- nar la señal de tejidos con un T1 largo como, por ejemplo, el LCR. Esta secuencia se denomina FLAIR (Fig. 4).17,33,38 En la secuencia IR, además de los parámetros TR y TE, se añade por

lo tanto un tercer parámetro: el tiempo de inversión (TI) otiempo de aplicación del pulso de 90

0, que determina no sólo el

contraste de la imagen sino que posibilita la eliminación de la señal de determinados tejidos. En IR el contraste de la imagen y la señal del fondo pueden ma- linterpretarse debido a que la reconstrucción de la imagen pue- de realizarse de dos modos: real o modular. Secuencias de eco de gradiente con ángulo limitado (EG) Este tipo de secuencias abarcan un amplio y diverso grupo cuya principal característica es la obtención del eco mediante la aplicación de gradientes alternantes o inversos, en vez de pulsos de refase de RF de 180

0. Junto a este tipo de refase se

utilizan ángulos de excitación limitados, menores de 90

0, que

permiten la utilización de TR mucho más cortos que en SE. Es- ta combinación de ángulo limitado y refase por gradientes per- mite acortar el tiempo de adquisición de la imagen de una ma- nera notable.

15, 39El acortamiento del TR es uno de los meca-

nismos de reducción del tiempo de exploración. Con TR cor- tos es necesaria la utilización de ángulos de excitación meno- res de 90

0, para no saturar la muestra.

La aplicación de un ángulo menor de 90º inclina el vector de magnetización, de modo que puede descomponerse en una com- ponente longitudinal (Mz) y otra transversal (Mxy) (Fig. 5a). La intensidad de la señal de RM va a depender únicamente del com- ponente transversal (Mxy). Con ángulos menores de 90

0, al par-

tir de una posición más cercana al eje z, la recuperación del vec- tor de magnetización longitudinal es más rápida, siendo posible la aplicación de TR cortos sin saturar la muestra (Fig. 5b). Co- mo contrapartida, el componente transversal es menor. La se- ñal es más baja y las imágenes son más ruidosas. Habitualmen- te, esto obliga a aumentar el número de adquisiciones. En las secuencias SE se aplica un pulso de RF de 180º pa- ra refasar los protones, mientras que en las secuencias EG elC APêTULO1/Técnica de la Imagen por Resonancia Magnética • 11 La diferencia de señal entre los diferentes tejidos traduce la resolución de contraste. Esta es superior a la de cualquier otro método de imagen diagnóstica. En la IRM, la señal y el contraste entre tejidos pueden ser manejados por el operador según las diferentes potenciaciones de las secuencias, incluso puede suprimirse la señal de diferentes tejidos. Esta posibilidad de manejo de los contrastes, junto a la capacidad multiplanar, hacen de este método diagnóstico una herramienta excepcio- nal en el diagnóstico médico. Uno de los inconvenientes de la IRM es el largo tiempo de exploración. Desde la utilización práctica de la resonancia mag- nética como método de imagen diagnóstica a comienzos de la década de los ochenta, la disminución en los tiempos de ex- ploración junto con mejoras en la resolución espacial, han sido objetivos preferentes en la evolución tecnológica de este mo- derno método de imagen médica. Secuencias de lecturaAunque existen decenas de siglas y acrónimos de secuen- cias, la mayoría son modificaciones y variantes de las secuen- cias básicas que se van a describir a continuación. Para crear una imagen es necesaria la aplicación de pulsos de excitación de RF durante el proceso de relajación. Inmediatamente des- pués, se mide la señal obtenida, generalmente en forma de eco. Para la obtención de estas señales de eco puede ser necesaria la aplicación de uno o más pulsos de refase de RF, o bien de gradientes. El conjunto de cada pulso de excitación de RF y los pulsos o gradientes de refase posteriores necesarios para pro- ducir una señal medible se denomina ciclo de pulsos. Junto a los pulsos de RF es necesaria la aplicación de gradientes de campo magnético para la localización y codificación espacial de la señal. En IRM, es necesario repetir estos ciclos 64, 128, 256,

512 ó 1024 veces para rellenar el espacio K o matriz de datos

crudos y la posterior reconstrucción de la imagen. Se denomi- na secuencia a esta repetición o serie de ciclos de pulso o pul- sos y gradientes asociados.

Secuencia espín-eco

La secuencia más elemental, más conocida y, probable- mente todavía hoy, la más utilizada en IRM, es la secuencia es- pín-eco, eco de espín o SE. El esquema básico de la misma con- siste en un pulso de excitación inicial de 90

0para inclinar el vec-

tor de magnetización longitudinal al plano transversal, seguido de uno o dos pulsos de refase de 180

0para obtener uno o dos

ecos respectivamente (Fig. 2).

16, 26, 31Cuando el ciclo de pulsos contiene más de una señal de

eco, generalmente dos, se denomina secuencia multieco, do- ble eco o dual echo. En este caso, con cada eco se forma una imagen. Esta secuencia produce un contraste estándar entre tejidos, de fácil reconocimiento, que depende preferentemen- te de la DP, T1 y T2. Los pulsos de refase de 180

0corrigen las

heterogeneidades del campo magnético, no aleatorias, y, en menor medida, las heterogeneidades en los campos magnéti-

cos locales producidas por diferencias de susceptibilidad mag-nética de los tejidos. Los ecos obtenidos decaen exclusiva-

mente por la relajación T2 de los tejidos, debido a la interac- ción protón-protón.

13El contraste de la imagen, seleccionando una potenciación

en DP, T1 o T2, se regula manejando los parámetros: a) tiem- po de repetición (TR), que controla la cantidad de relajación longitudinal, y b) tiempo de eco (TE), que controla la cantidad de desfase del componente transversal de la magnetización. La potenciación en T1 se obtiene combinando un TR corto y un TE largo; la potenciación en DP con un TR largo y un TE cor- to, y la potenciación en T2 con un TR largo y un TE largo. Los dos ecos para formar las imágenes de DP y T2 se obtienen en el mismo TR tras un único pulso de excitación. Típicamente, en la secuencia SE el tiempo de adquisición de imágenes po- tenciadas en T1 y T2 puede variar de 1 a 10 minutos, depen- diendo de la longitud del TR, del número de pixeles de la ma- triz en la dirección de la codificación de fase y del número de adquisiciones o NEX.

Secuencia inversión recuperación

Los ciclos de pulsos de la secuencia inversión recuperación (IR) se inician con un pulso de excitación de 180

0, que invierte

el vector de la magnetización longitudinal. Durante su relaja- ción, tras un tiempo denominado TI, se aplica un pulso de 90

0para inclinar el vector de magnetización al plano transversal y

poder medir la señal. En este momento, el ciclo continúa co- mo en la secuencia SE, aplicándose posteriormente un pulso de 180

0para el refase y producción del eco (Fig. 3). La princi-

pal ventaja de esta secuencia es la obtención de imágenes con una fuerte potenciación en T1, debido a que las curvas de re- lajación longitudinal comienzan desde un valor doble, y por lo tanto su separación durante la relajación es mayor que en SE. Su inconveniente principal es la necesidad de aplicar tiempos de repetición más largos, para que la relajación longitudinal se complete. La utilización de TR largos prolonga el tiempo de ad- quisición.

410• RM del Sistema Musculoesquelético

Fig. 2. Esquema de la secuencia SE monoeco. Tras un pulso ini- cial de 900aparece la FID, que marca la curva de decaimiento T2*.

La aplicación de un pulso 180

0en un tiempo TE/2.

Fig. 3. Esquema de la secuencia IR. Pulso inicial de 1800que in- vierte la magnetización longitudinal. Durante el proceso de relaja- ción se aplica un pulso de 90

0que traslada la magnetización lon-

gitudinal, desde cualquier valor positivo o negativo, al plano trans- versal. Posteriormente, la secuencia continúa como en SE, con un pulso de 90

0y otro de 1800para la obtención del eco.

Fig. 5. Pulso de RF de ángulo limitado. Tras la aplicación de un pulso de excitación menor de 900la relajación longitudinal se com- pleta más rápidamente (a), debido a que parte de valores más cer- canos al estado de relajación (b). Fig. 4. Curvas de relajación T1 en la secuencia IR. Durante la re- lajación longitudinal, la aplicación de un pulso de 900 en el mo- mento a, suprime la señal de un tejido con un T1 corto (STIR). Si se aplica en el tiempo b, se suprime la señal de un tejido con un T1 largo (FLAIR). TR tienen la misma codificación de fase; cada línea del espacio K se adquiere en un TR distinto. Cuando el número de cortes no es un factor limitante, el tiempo de adquisición de la imagen es inversamente proporcional al número de ecos o longitud del tren de ecos. Por ejemplo, un tren de ecos de 8 reduciría teó- ricamente el tiempo de adquisición por un factor de ocho. El número de líneas que se rellenan en cada TR se denomina seg- mento (Fig. 8). El contraste obtenido en la secuencia TSE es en general similar al de una secuencia SE convencional. Las diferencias existentes son principalmente un aumento del brillo de la gra- sa aún en imágenes potenciadas en T2.5Esto es debido al efec- to denominado acoplamiento J, cuya causa es la aplicación de múltiples pulsos de refase de 180

0. Este efecto pude obviarse

con la aplicación de técnicas de supresión grasa. Otras dife- rencias son la aparición de artefacto por emborronamiento cuando se utilizan tiempo de eco largos. El detalle puede me- jorarse aplicando técnicas de HF en TSE segmentado. Por úl-quotesdbs_dbs10.pdfusesText_16