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jueves, 23 de septiembre de 2010

APLICACIONES AVANZADAS Y SEGURIDAD EN RMN

1_ APLICACIONES AVANZADAS

· ANGIO RM

  • Técnicas sin contraste
    • Técnicas de sangre negra
    • Técnicas de sangre blanca
    • 2D TOF - 3D TOF – Phase Contrast
  • Técnicas con contraste

· RM DIFUSION EN EL SISTEMA NERVIOSO

· RM CARDIACA

2_ SEGURIDAD EN RESONANCIA MAGNETICA

APLICACIONES AVANZADAS
ANGIO RM

ANGIO RM
La ANGIO resonancia es la visualización del flujo sanguíneo por resonancia magnética. Se ha conseguido gracias a las múltiples técnicas y secuencias basadas en las propiedades físicas, químicas y hemodinámicas de la sangre.
El flujo es la acción y efecto de correr el líquido sanguíneo. Se caracteriza por su velocidad y su aceleración. Puede circular de varias maneras:
• Flujo constante: es constante en todo el vaso, tanto en el centro como en la periferia.
• Flujo laminar: presenta una velocidad máxima en el centro y menor en la periferia. Es característico de velocidades pequeñas.
• Flujo turbulento: es un flujo a diferentes velocidades y con direcciones aleatorias. Es característico de velocidades más elevadas.
• Flujo remolino: ocurre cuando hay una estenosis. El flujo inicialmente es laminar pero una vez que atraviesa la estenosis se arremolina en la pared del vaso.
El tipo de flujo está en función de la velocidad y del calibre del vaso.
El flujo venoso es laminar con una velocidad globalmente constante.
El flujo arterial es intermitente, es decir, laminar en días tales y turbulento en sístole.
El flujo puede ser constante en el ex pasillo pero no en el tiempo. En efecto, en el sistema arterial el corazón es el origen de un flujo pulsátil con velocidades que pueden alcanzar los 150 cm/seg en la aorta y que cae casi a 0 cm/seg. en telediástole.
A la inversa, en el sistema venoso el flujo es más continuo a pesar de las contracciones cardíacas y los ciclos respiratorios.
La RM es muy sensible a los movimientos de los núcleos de hidrógeno. Esta sensibilidad al movimiento puede ser aprovechada para generar imágenes que, sin utilizar sustancia de contraste, logren diferenciar los voxels con flujo en su interior de los voxels sin un movimiento neto.
En ANGIO RM se aprovecha la diferencia que se generan entre los núcleos estacionarios y los núcleos móviles y los vamos a estudiar mediante dos tipos de técnicas:
• Técnicas sin contraste
o Técnica de sangre negra: SE (spin eco). Visualiza la luz del vaso. Los spines de la sangre en movimiento producen un vacío de señal que hace que la sangre se vea negra.
o Técnica de sangre blanca: EG (eco de gradiente). Visualiza el flujo arterial o venoso. Los spines móviles producen un aumento de la señal de dos modos:
o TOF (tiempo de vuelo – time of fly): La señal depende de la cantidad de sangre que llega al corte.
o PC (phase contrast). La señal depende de la velocidad de la sangre que da lugar a un cambio en la dirección magnética que sufren los núcleos en movimiento.
• Técnica con contraste.

TECNICA SIN CONTRASTE
Comportamiento del flujo:
Para producir una señal, un núcleo debe recibir un pulso excitación de 90° y otro de refocalización de 180°. Si sólo recibe uno de los dos pulsos no se produce el eco (señal).
Al excitar un plano de corte se estimulan tanto los núcleos móviles como los estacionarios. Los núcleos estacionarios siempre van a recibir ambos pulsos. Los núcleos en movimiento existentes en el plano de corte van a absorber esa radiofrecuencia y se van a relajar mientras van saliendo el plano del corte, siendo reemplazados por otros núcleos que van entrando en el plano de corte y que no están excitados, es decir, están totalmente relajados.
Después de un tiempo TR enviamos un nuevo pulso de RF y pueden ocurrir dos cosas:
a) Si él TR es lo suficientemente largo como para que se relajen totalmente los núcleos estacionarios, no va a ocurrir diferencia entre ellos.
b) Si al TR lo vamos reduciendo, no vamos a dar tiempo a que los núcleos estacionarios se relajen del todo, el nuevo pulso de RF va a volcar una magnetización no totalmente relajada y consecuentemente la magnetización longitudinal será menor que la inicial.
En los núcleos móviles al ir llegando nuevos núcleos frescos, este nuevo pulso y los siguientes volcarán la magnetización transversal inicial creándose una diferencia de señal entre los fijos y los móviles y de esta forma se visualizará la luz del vaso.
Los núcleos móviles pueden responder al pulso de RF de varias maneras:
a) Reciben el pulso 90° y el de 180° produciendo señal.
b) Reciben el pulso 90° y salen del vaso por lo que no producen señal.
c) No reciben el pulso 90° y si el de 180° por lo que no producen señal
Como son núcleos en movimiento, aquellos que entran en el plano de corte llegan totalmente relajados y frescos y responden con un vector de magnetización máximo, con lo que la señal aumenta precisamente por la diferencia con los estacionarios.
Los núcleos estacionarios se van a ir saturando con nuevos TR, sobre todo si éste es corto y los núcleos móviles, algunos se van a saturar pero muchos de ellos entran frescos y responden con una señal máxima.
Cuanto mayor sea el número de spins que entran en el plano de imagen en cada TR, mayor será la señal disponible.
El contraste entre la señal de unos y otros va a depender de:
• La velocidad de la sangre
• El espesor del plano de corte
• El tiempo de eco de la secuencia (TE)
• El tiempo de repetición (TR)
En esto consiste la técnica del tiempo de vuelo TOF: el tiempo que permanece la sangre en el plano de corte, o el tiempo que necesita la sangre para atravesarlo (TV: tiempo de vuelo). Para poder obtener el eco, el tiempo de vuelo ha de ser mayor que el tiempo de eco, precisamente para poder recogerlo en el plano.
Para poder construir una imagen hace falta recoger un gran número de señales. Cada cierto tiempo (TR: 0,02 – 3 seg) hay que estimular todos los átomos y esto se lleva a cabo centenares de veces.
En la primera estimulación como todos los átomos están previamente en equilibrio, responden con una máxima señal. Las siguientes estimulaciones tienen lugar antes de que el átomo vuelva su situación de equilibrio, con lo que la señal va progresivamente disminuyendo hasta llegar a desaparecer. A esto se le llama saturación.
Lo que se consigue con esta técnica que se trajera del contraste natural entre los tejidos estacionarios y los móviles aprovechando las propiedades que tiene flujo en RM.
Velocidad de la sangre
Si el flujo es lento habrá más tiempo y también una mayor cantidad de núcleos en movimiento que recibirán el pulso de 90º y el de 180° con lo que se podrá recoger el eco. Tras varios TR, los núcleos estacionarios se van a saturar lo que da lugar a una hiposeñal (negro) mientras los núcleos móviles se van a renovar continuamente y van a dar lugar al eco que se traduce en híperseñal (blanco) y es lo que se conoce como fenómeno de entrada en corte. Pero para que esto ocurra deben darse una serie de condiciones:
• TV mayor que TE
• TR corto
• El sentido del vaso debe ser perpendicular al corte.
Si el flujo es rápido disminuye la proporción de núcleos en movimiento que reciben ambos pulsos con lo que no da tiempo recibir el de 180° y recoger el eco con lo que la señal se pierde: hiposeñal o fenómeno de salida de corte: el TV es menor que el TE.
Este fenómeno ocurre con las secuencias SE en la que los TR y TE son lo bastante largos y así no se puede recoger el eco.
Ese fenómeno que se observa con mayor frecuencia. Permite entender como un gran número de vasos sanguíneos son visibles espontáneamente en RM por la presencia de un contraste natural (pared/luz).
Por ello es importante y fundamental trabajar consecuencias con valores de TE cortos por lo que se utilizan las secuencias EG (eco de gradiente).

Tiempo de eco (TE)
Si el tiempo de eco es corto, antes de salir del plano de corte, ya habrán recibido el pulso de 180°, con lo que recogerá el eco (TE menos de 10 mseg.).
Si el tiempo de eco es largo existe una gran cantidad de núcleos que han salido del plano antes del pulso de 180°, con lo que habrá vacío de señal.

Grosor de corte
Para una velocidad constante, los núcleos tienen un trayecto mayor si el cortés grueso que sí es fino, con lo que es más probable que les dé tiempo recibir los dos pulsos y así obtener el eco.

Tiempo de repetición (TR)
Debe ser menor de 50 mseg ya que así se van a saturar todos los átomos estáticos y nos van a dar una gran señal los átomos móviles construyendo un mapa anatómico de los vasos sanguíneos del organismo.


TÉCNICA DE SANGRE NEGRA
Son secuencias SE o IR potenciadas en T1 en las que la sangre circulante produce una ausencia de señal ya que los spins estimulados se mueven y se desplazan fuera del volumen y son reemplazados por otros frescos y que no han recibido pulso previo, no dan señal, no brillan.
Permiten demostrar la morfología de los vasos y las estructuras adyacentes (trombo, placas de ateroma)
Ocurre cuando el flujo es laminar y el plano de corte perpendicular al vaso y requiere:
• TV menor que TE
• TE largo
• TR largo
• Grosor de corte fino
• Velocidad: rápida aplicación

TÉCNICA DE SANGRE BLANCA
TOF: tiempo de vuelo en secuencias eco de gradiente (señal brillante en los vasos)
Permite diferenciar flujo arterial y venoso.
Se producen en secuencias de eco de gradiente y ocurre porque el tejido estacionario presenta baja señal ya que se aplican pulso de RF con un TR menor que el T1 de dichos tejidos, con lo que estos se saturan y producen disminución de señal. Los núcleos móviles no sufren los pulsos previos ya que estaban fuera de ese volumen cuando se aplicaron y ahora están frescos y responden con un aumento de señal.
En las secuencias SE el pulso refocalizador de 180º es selectivo de corte.
En las secuencias EG el pulso excitador es selectivo de corte, pero el pulso refocalizador “gradiente bipolar" es aplicado no solamente al corte sino a todo el conjunto. Así, los núcleos en movimiento que reciben un pulso excitador, son refasados independientemente de la posición inicial del corte y producen señal
En las secuencias EG el realce de la señal de flujo está aumentada y estas secuencias son denominadas sensibles al flujo
Para el ocurre el fenómeno dos es preciso que se cumpla una serie de requisitos:
El corte ha de ser perpendicular al vaso.
• El TR corto
• Velocidad: si es lenta, permanecerá más tiempo en el plano de imagen y dará más tiempo recibir los pulsos y producir el eco.
• Grosor de corte grueso
• TE corto.
• Flip angle: en secuencias 2D = FA: 45º a 90º - en secuencias 3D = FA 15º a 35º.

Para realizar una angiografía se debe cubrir un volumen y esto lo podemos hacer mediante dos técnicas: 2D y 3D TOF

2D TOF: divide el volumen en planos
La imagen se obtiene de un sólo plano intentando que ser perpendicular a la dirección del vaso. Los planos de corte cerrara realizan de forma secuencial sucesivamente uno aún conseguido la luz del vaso aparece con alta intensidad de señal sobre el trasfondo oscuro del resto
Una vez obtenida la imagen, el plano objeto es ligeramente desplazado repitiéndose la señal y así progresivamente. De esta forma vamos a conseguir un conjunto de planos unos después de otros.
Se utilizan de 4-6 mm con el fin de aumentar la resolución. También de esta forma podemos abarcar un gran volumen y reducir los artefactos.
Podemos usar bandas de saturación para anular el flujo que queramos (arterial o venosa)
estas bandas reciben justo antes de obtener la imagen un pulso de RFA adecuado, lo que hace que las espinas móviles cuando entran el plano se encuentran igual que los estacionarios con lo que se anula el contraste.
Mediante esta técnica vemos flujos lentos y rápidos
Características del 2D TOF:
• Permite estudiar un gran segmento
• Cortes finos 2-3 mm
• Visualiza flujo venoso y arterial
• Poca saturación
• mejor sensibilidad al movimiento
• baja resolución espacial
• buena supresión de fondo

Para evitar los artefactos “ghosting” que aparecen en imagen en algunos casos como aorta, carótidas y sobre todo el vascular periférico, se utiliza el sincronismo cardiaco en el que la adquisición de datos se limita al momento del flujo máximo que ocurre en la sístole: en ésta, el flujo es muy intenso y en diástole la sangre se satura ya que el flujo es lento y sufre mucho pulsos de RF. Requiere tiempo de exploración más. Se adquiere en axial y con bandas de saturación para anular venas.

3D TOF: todo el volumen es adquirido a la vez.
El flujo de la sangre discurre a través de un corte grueso. Suele ser de 3-8 cm y dentro de este volumen existen varias particiones (32 o 64 es preferible que el volumen sea múltiplo de 2) de 1 mm cada una con lo que se logra una gran resolución.
La señal a su vez va disminuyendo cada vez más debido a los pulsos de RF que experimentan los spins.
El volumen no debe ser muy grande, ya que si no se produce la saturación de los vasos en el interior, lo que da lugar a un menor contraste de imagen.
La sangre en este volumen debe atravesar muy rápido todo el slab ya que si no se satura y pierde contraste respecto a los núcleos estacionarios (principal problema de esta técnica). Aunque puede que al entrar en el volumen haya buena señal, al ir atravesándolo, la señal va disminuyendo y a veces es difícil ver las porciones terminales de los vasos. El problema de la saturación de flujo dentro de un volumen pueda resolverse o mejorarse con FA variables que van aumentando a medida que penetra el flujo en el volumen.

Características del 3D TOF:
• Visualización campo pequeño
• Cortes finos 1 mm
• Visualiza el flujo arterial
• Fenómeno de saturación
• Sensible a artefactos de movimiento
• Alta resolución espacial
• Sensible a flujos rápidos y moderados

CONTRASTE DE FASE - PC (PHASE CONTRAST)
Éste método utiliza la fase para marcar selectivamente los vasos sanguíneos.
Las imágenes son producto de la velocidad de la sangre: hay relación entre la velocidad del flujo y la intensidad de la señal, por tanto, por los métodos PC se puede lograr una supresión completa del tejido estacionario (no hay velocidades así que no hay señal).
Detecta el flujo sanguíneo que transcurre a un rango de velocidad que nosotros podemos predeterminar. Es, por lo tanto, una secuencia funcional. Se detectan arterias o venas dependiendo de la velocidad a la que codifiquemos las secuencias.
Siempre que exista un movimiento a lo largo de un gradiente magnético, la fase de los vectores del spín del tejido móvil sufre una variación respecto a los tejidos estáticos. Así se obtiene un sistema de marcaje de los vasos sanguíneos. Para ello, se utilizan los famosos gradientes bipolares. Lo que hacen es conseguir un cambio en la fase de los tejidos en movimiento. Las polaridades positiva - negativa del gradiente bipolar se cancelan para el tejido estático mientras que el tejido en movimiento mantiene una variación en la fase residual. Dicha variación residual depende entre otros factores que la velocidad de la sangre. Para detectar los flujos se utilizan gradientes bipolares en las tres direcciones del espacio.
En la práctica lo que se adquiere son dos juegos de secuencias: una con gradiente positivo-negativo y otra con negativo-positivo que se sustraen una de otra y de esta forma el tejido estático se anula mientras que el móvil aumenta su señal.
Se requiere una segunda adquisición con aplicación de gradientes bipolares de polaridad inversa en la que ocurre lo mismo, sólo que la fase de los spins móviles además de ser proporcional a la velocidad es de signo contrario. A continuación se procede a la sustracción vectorial de los momentos magnéticos píxel la píxel de las dos imágenes obtenidas. De esta forma, para los spín fijos, el vector magnetización resultante será nulo, lo que posibilita la supresión eficaz del tejido estacionario o fondo; para los móviles, el vector resultante será función de su fase y por tanto de su velocidad.
De esta forma se logra una verdadera codificación mediante la velocidad y representa la señal de las estructuras vasculares.
La imagen que se obtienen en pantalla es, por una parte, la secuencia de EG que visualiza tejidos blandos y, por otra, las secuencias de fase con la sustracción ya realizada en la que sólo se observa el flujo brillando sobre un fondo oscuro
Se crean imágenes sensibles a una velocidad determinada de forma que los gradientes bipolares pueden variarse en amplitud o duración para que sean sensibles al flujo lento o al rápido.
El equipo de RM determina el cambio de fase de cada píxel y evidentemente los correspondientes a la sangre en movimiento mostrarán mayores desplazamientos de fase que los estáticos. De esta forma se consigue identificar a los vasos

Factores influyen en la secuencia que se:
• Velocidad del flujo
• Dirección del flujo
• Aliasing
• Dispersión de la fase
• Flow compensation
• Efectos de saturación
La técnica PC utiliza velocidades diferentes y por eso los cambios de movimiento de los spins proporcionan el contraste de la imagen.
Debido al flujo complejo en los vasos, la velocidad de la sangre varían mucho produciendo gran dispersión de fase y por tanto disminuyendo la señal. Los efectos de saturación pueden reducirse gracias a la combinación de ángulos entre 20-35° con TR y TE cortos. Para hacer una elección aproximada de la velocidad, debemos saber aproximadamente a la que circula la sangre en determinados territorios (aorta 150 cm/seg.; carótidas 70 cm/seg.; vertebrales 40 cm/seg.)
la ventaja de esta técnica es que no presenta problemas de detección de trombos ni de saturación.
La desventaja es que debemos elegir la velocidad adecuada (la ausencia de flujo pueden no deberse a un trombos y no a una velocidad programada inadecuadamente)

Características del 2D PC
Permite adquisiciones rápidas de cortes únicos (grosor 50-80 mm). Cortes mayores hacen menos exacta la sustracción. Con esta técnica es posible una rápida evaluación de varias velocidades.
También se utiliza en angiografía por contraste de cine (grueso corte de 40 mm colocado a lo largo del vaso o vasos de interés en combinación con el que control cardíaco lo que posibilita adquirir datos en un sitio cardíaco completo)
• Intensidad de la señal relacionada con la velocidad. Todo lo que brilla es tejido en movimiento independientemente de su T1.
• Buena supresión de fondo. El tejido estacionario no genera nada de señal y el contraste los vasos es mejor.
Como inconveniente podemos decir que necesita realizar varios grupos de medidas (Nex) según la dirección del gradiente aplicado (esto provoca aumento en el tiempo de reconstrucción).

Características del 3D PC
Permite adquisiciones de múltiples cortes finos (0,5 mm) contiguos o solapados con un desfase intravóxel reducido lo que permite visualizar los vasos en cualquier dirección con una completa supresión de fondo.
• Alta definición espacial
• Mínimo efecto de saturación en volúmenes grandes
100 cortes – 0,5 mm - TA = 7 min.
El inconveniente es justamente el tiempo largo de exploración y que es muy sensible a la pérdida de señal en las turbulencias.

TECNICA CON CONTRASTE
ARM con contraste (ARMC)
La utilización de gadolinio combinado con secuencias rápidas ha sido propuesta con el fin de franquear ciertos límites de la ARM clásica. Proporciona imágenes con una base física similar a la angiografía convencional ya que las arterias se ven porque contienen un medio de contraste. Este efecto elimina mucho de los errores dependientes del flujo.
Los requerimientos básicos para obtener las imágenes de ARMC con alta calidad son la Visualización selectiva de vasos arteriales sin superposición de venas y sin artefacto de movimiento.
Para valorar vasos en tórax y abdomen se requieren técnicas de respiración mantenida y para ello se precisan tiempos de adquisición muy cortos. Éstos han conseguido gracias a lo moderno sistema de gradientes rápidos. También el aumento de codificaciones en frecuencia logra mejor resolución espacial. Y también contribuyen a mejorar la calidad de la imagen la resolución de antenas “phase array” y las de superficie.
La base de la ARMC es una secuencia 3D Fourier EG.
Se utilizan secuencias rápidas Eco de gradiente 3D potenciadas en T1 spoiled con contraste y realizada con respiración mantenida.

Inyección de Gadolinio
El gadolinio produce un acortamiento del T1 de la sangre con lo que es posible adquirir imágenes angiográficas en las que el contraste de la imagen se basa en la diferencia de relajación que uno entre la sangre y los tejidos circulantes.
Permite por esto visualizar los vasos en plano, reducir los artefactos de flujo y reducir asimismo el número de cortes necesarios para ver un territorio vascular completo.
La inyección se hacen una vena del antebrazo con un catéter de 20 – 22 G y el método de inyección puede ser manual o mediante inyector.
La dosis de gadolinio habitual es de 0,1 mmol/kg = 0,2 cc/kg.
Un aspecto muy importante es calcular el tiempo que tarda en llegar el bolo de contraste desde el punto de inflexión hasta la zona de interés: esto se denomina tiempo de tránsito y se puede calcular de varias maneras, mediante “best gues” – “sincronización interactiva” – “ bolus test”.
La velocidad de la inyección va a depender del volumen total de la inyección y del tiempo de adquisición de la secuencia, dependiendo de la cantidad en Estrada y del tiempo adquisición tendremos que programar la velocidad y sección para que contraste se adquieran su máxima concentración arterial.

POSTPROCESADO DE LA IMAGEN
La sustracción de imágenes reduce la señal de fondo mejorando la visibilidad de los vasos pequeños. Mejora el detalle de los vasos finos. Puede también eliminar artefactos de aliasing que se producen en la dirección de gradiente de codificación de fase.
Posteriormente podemos hacer un:
- MIP (máxima proyección de intensidad o reconstrucción en 3D de todos los vóxels de máxima intensidad) que da como resultado una en su programa con ex cloración del árbol vascular en múltiples incidencias similar a la angiografía convencional
- MPR (reconstrucción múltiple ganar de todo lo vóxel es: proyecciones seleccionadas de múltiples planos en 2D)
- PSS (presentación de sombreado de superficie que aporta mejor impresión espacial tanto externa como interna del vaso): métodos para presentar la superficie interna y externa (endoscópica y exoscópica).
Para un buen diagnóstico final se requiere una interpretación añadida en una estación de trabajo que permita ser estas reconstrucciones múltiples canales, desdoblar trayectos tortuosos, etc.

RM CARDIACA
En la actualidad los equipos de RM nos ofrecen la tecnología necesaria para obtener imágenes del corazón sincronizado con el electrocardiograma, con compensación respiratoria o en apnea, y con una cada vez mejores resolución temporal y espacial.
Sincronización cardíaca: hoy en día ha dejado de ser un problema obteniendo un buen trazado electrocardiográfico que no se distorsione en el interior del campo magnético. El pico R va a desencadenar el inicio de la adquisición de datos en cada ciclo cardíaco. Podemos elegir cuándo iniciar la adquisición, más cerca de la diástole o de la sístole, modificando el tiempo de retardo, tiempo entre el pico R y el inicio de la adquisición.
Unidad de pulso periférico: se puede utilizar si no se consigue un buen trazado del ECG Hay Que saber que, debido a la naturaleza del pulso, existe un retardo de unos 100 ms respecto al pico R.
Compensación respiratoria: se utiliza la apnea, en la secuencia que lo permiten, para evitar el movimiento respiratorio. Se prefiere en expiración, porque la posición del corazón es más reproductiva. En la secuencia más largas se usa la reordenación de codificación de fase, en la que, los datos del centro del espacio K se adquieren cuando el movimiento respiratorio es menor, en expiración, y al resto de línea se leen a lo largo de ciclo respiratorio.

Un buen estudio de RM cardíaca (aunque el enfoque siempre dependerá de la sospecha diagnóstica) va a necesitar:
Estudio morfológico anatómico: se realizan técnicas de sangre negra
Estudio funcional: se realizan técnicas de sangre blanca o brillante

Secuencias de sangre negra:
Las más empleadas son las secuencias SE que se adquieren con sincronización respiratoria y cardiaca, en la que el TR será el tiempo entre dos picos R.
El efecto sangre negra se debe a que el flujo sanguíneo rápido sale del plano de corte antes de recoger la señal, el flujo no da señales.
Hay que saber que existen otras secuencias disponibles para obtener imágenes en sangre negra: Turbo SE – Turbo SE T2 – SE-EPI – HASTE. Secuencia IR con pulsos de inversión que suprimen la señal de la sangre circulante.
Las secuencias SE son excelentes para proporcionar información anatómica de las estructuras cardiovasculares: valoración de cámaras cardíacas, arterias y venas, estudio inicial de cardiopatía congénita, masa cardíaca primaria y en los tejidos vecinos relación del corazón con estructuras mediastínicas y abdominales, patología epicárdica, neoplasias extracardíacas. Sin embargo no son útiles para una valoración funcional del músculo cardiaco.

Secuencia EG: sangre blanca
Esta secuencia también se adquiere sincronizada al ECG y generalmente en apnea.
El flujo sanguíneo de vasos y cámaras cardíacas va a dar híperseñal frente al tejido estacionario.
Hay que tener en cuenta que trastornos del flujo, como turbulencias, estenosis o insuficiencia valvular es se verán cómo áreas hipointensas.
Estas secuencias permiten explorar el movimiento cardiaco en diferentes instantes de su ciclo. Dependiendo de la frecuencia cardíaca del paciente se pueden obtener en un solo corte o bien en varios cortes. Luego se pueden obtener, en una apnea, imágenes congeladas del ciclo cardíaco, la visualización de estas imágenes en modo cine permite simular el movimiento real del latido cardíaco.
Estas secuencias nos proporcionan información de la función ventricular a través del postprocesado de las imágenes en la estación de trabajo. A través del dibujo de contornos endoepicárdicos en todas las fases del ciclo cardíaco vamos a poder cuantificar: la masa miocárdica ventricular, volumen diastólico, sistólico, fracción inyección, gasto cardiaco, etc.

Plano cardíacos
Las secuencias de sangre negra se realizan, habitualmente, en planos ortogonales axial, coronal, sagital. Los estudios funcionales, van a seguir la dirección de la estructura cardíaca, siendo los planos intrínsecos cardíaco más usado: eje largo, eje corto y 4 cámaras. Va a ser el eje corto el que más se va utilizar para el post-procesado de imágenes y valoración funcional del músculo cardíaco.

RM: DIFUSION EN EL SISTEMA NERVIOSO CENTRAL
Difusión: es un fenómeno físico que ocurre de forma natural en nuestro cuerpo. Se basa en el movimiento de traslación de los protones de las moléculas de agua en el espacio extracelular. Cuando dicho movimiento se restringe va a poder ser puesto de manifiesto por la secuencia ponderada en difusión.

Imágenes potenciadas en difusión:
Debemos contar con una RM de alto campo (igual o mayor a un tesla), con gradientes muy potentes.
Para obtener las imágenes como utilizamos la secuencias EPI que son secuencia rápida de tercera generación; producen toda imagen con sólo tener; pueden ser SE – EG e IR.
Lo que más se utilizan son las secuencias SE : pulso excitador de 90°, pulso de 180° desfasados y luego la obtención del eco. Para ponderar esta secuencia en difusión van actuar dos gradientes antes y después del pulso de 180°. Si es una secuencia y R. llevará además un tiempo de inversión de 1800 ms para suprimir el agua.
Esto gradientes vienen predeterminados por una fórmula matemática (Stejskal – Tanner) mediante la cual se calcula la duración, amplitud y el intervalo entre los gradientes, y a este valor se lo denomina “factor b”.
Cuanto mayor sea el factor de mayor ponderación tendrá la secuencia en difusión. Esta ponderación se expresa en segundo sobre milímetros cuadrados y su valor en usos clínicos o si la de 300 a 1200.
Esta secuencia también lleva único navegador para disminuir los artefactos en las secuencias de piso muy sensible a ellos, sobre todo las interfases AID/hueso
para adquisición de secuencias se practica una codificación en los tres ejes: fase, frecuencia y corte. En cada secuencia no aparecen cinco imágenes: una de ellas será la codificación en fase, otra la de frecuencia y otra la de corte y dos imágenes ISO tópicas, una vez que la ponderada en difusión y otra es un T2/off Laris, no ponderada en difusión. Con estas dos imágenes ISO tópicas mediante un proceso que realiza el equipo de RM consistente en eliminación del efecto que dos de la secuencia pondrá en difusión, da lugar una nueva imagen, que es la llamada ADC (apparent Difusión Coefficient).
Las imágenes pueden ser multishot (duran más tiempo -entre 3-5 minutos-, la imagen tiene menos artefactos y el de mejor calidad, son las que más se utilizan; sobre todo la secuencia SE) o singleshot (adquieren las imágenes de un solo TR, la secuencia tiene una duración entre 22 o 36 segundos y pueden ser SE o FLAIR)

SEGURIDAD EN RESONANCIA MAGNETICA
La RM no está exenta de riesgos. La resonancia se origina en un campo magnético generado por un potente imán. La interacción de los campos electromagnéticos de los componentes del sistema de RM (campo magnético estático, el de los gradientes y los pulsos radiofrecuencias) con el ser humano puede entrañar algún riesgo.
Debe reseñarse también la especificidad del uso de refrigerante como el helio líquido y la utilización de medio de contraste como el gadolinio.
Puede manifestarse incomodidades o temores en el paciente: molestias auditivas (en caso de secuencias de medición ruidosas causadas por los gradientes), sensación de claustrofobia y sensación de ansiedad y deben contemplarse situaciones particulares como el embarazo.
Las normativas, directrices y recomendaciones para la instalación de RM se guían por la FDA de Estados Unidos (food and drug administration). Éstas se refieren a:
CM estático: las intensidades del CM estático que no excedan los 2T están por debajo del nivel de riesgo; si es superior, el fabricante debe proporcionar la garantía adicional de seguridad.
CM de gradiente: limitar la exposición del paciente a campos magnéticos variables en el tiempo, con intensidades menores de las requeridas para producir estimulaciones nerviosas u otros efectos, demostrando que db/dt está dentro del límite.
Energía de RF: hay dos parámetros para controlar los niveles de riesgos: si él SAR es de 0,4 w/kg o menor para la totalidad del cuerpo y de 8 W/kg acumulado en cualquier gramo de tejido, y si el promedio de SAR es 3,2 W/kg o menor en la cabeza, entonces está por debajo del nivel de riesgo; si es insuficiente para acumular la temperatura corporal de 1 °C y un calentamiento localizado no mayor de 38 °C en la cabeza, 39 °C en el tronco y 40 °C en extremidades se considera por debajo del nivel de riesgo.
Niveles de ruido acústico: debe estar por debajo de los niveles de riesgo establecido por los organismos de control, el rango de seguridad recomendado por la FDA es de 65db a 95 db.

Medidas generales de seguridad:
Para garantizar la seguridad y paliar posibles incomodidades, se recomienda respetar una serie de medidas genéricas:
1_ Complementación de cuestionarios para detectar portadores de objetos metálicos (externos e internos) e implantes sensibles al del electromagnetismo (marcapasos bomba de medicación) estableciendo sucesivos filtros de seguridad.
2_ Invitación al paciente acceder a la sala de exploración en ropa interior y cubierto con una bata. (para acompañante se deben tener las mismas precauciones).
3_ Acceso de material paraclínico de uso cotidiano: comprobación de que no tienen componentes paramagnéticos (silla de ruedas, camillas, pies del suelo, etc.).
4_ Rótulos visibles de seguridad dentro y fuera de la sala exploración.
5_ Visibilidad de los interruptores de emergencia: desconexión de emergencia (parada del imán) parada de la mesa (en equipos de RM que tiene el movimiento motorizado de la mesa).
6_ Sistema interfónico, timbre, para la comunicación con el paciente durante la exploración.
7_ En situación de reanimación debe usarse el desfibrilador fuera la sala.
8_ Protección auditiva (tapones como auriculares no magnéticos).



Riesgos relacionados con el campo magnético y actuación
Los riesgos derivados del campo magnético son mayores en los imanes super conductivos debido a la mayor intensidad del campo. Cuanto más potentes es el imán y los gradientes que se utilicen, mayores precauciones se han de tomar.
Riesgos:
1_ En la sala de exploración los objetos ferromagnéticos son atraídos por la fuerza del imán acelerándose como proyectiles. Estas fuerzas aumentan al disminuir la distancia.
2_ Efectos magnéticos sobre objetos mecánicos metálicos colocados interna o externamente en el cuerpo del paciente dando lugar a:
Fuerza de atracción sobre los materiales originando lesiones al moverse.
Conducción de corriente eléctrica intensidad con el calentamiento local consiguiente y el riesgo de quemaduras.
Artefactos de distorsión y/o ausencia de señal en la imagen, limitando el valor diagnóstico del estudio.
Alteración de función de dispositivos (ejemplo: lo marcapasos pueden verse seriamente dañados y dejar de funcionar).
3_ Efectos biomagnéticos como la estimulación nerviosa.
4_ Deficiencias en el funcionamiento de dispositivos electrónicos o aparatos sensibles al electromagnetismo que puedan perturbarse por las radiaciones electromagnéticas (audífonos, tarjeta de créditos, etc.).
5_ efectos auditivos por las secuencias de medición muy ruidosa producida por lo gradientes.

Actuación:
Interrogar al paciente sobre posibles implantes metálicos internos y externos al recibirle y antes de entrar en la sala exploración, estableciendo así diferentes filtros de seguridad.
En caso de duda sobre la incompatibilidad de un implante con la prueba, no realiza la exploración hasta tener la documentación necesaria sobre el objeto.
Retirar audífonos y dentaduras postizas.
Retirar los materiales metálicos que lleve el paciente externamente (reloj, cadenas, anillos, etc.) y tener la misma conducta para el personal médico, acompañantes, y todo aquel que vaya ingresar a la sala del imán.
Atención al uso de aparatos de reanimación como desfibriladores, botellas de oxígeno, etc., no utilizarlos nunca la sala exploración (salvo que exista compatibilidad con la RM).
Retirar el maquillaje y los ojos. Se prestará especial atención a pacientes con tatuajes o con maquillaje permanente de párpados. Avisar del posible calentamiento de esa zona y en el caso de que esto sucediese, lo comuniquen a través del interfono. Retirar también las lentillas de colores.
En caso de accidente grave o situación de emergencia debida al campo magnético, se debe pulsar el interruptor de desconexión de emergencia. Ello provocará un QUENCH (en imanes superconductivos) por lo que sólo debe usarse en caso de emergencia.

Los riesgos relacionados con la radiofrecuencia y actuación
Durante la prueba el paciente es expuesto a la emisión de pulsos de radiofrecuencia. El cuerpo absorbe parte de la energía de radiofrecuencia convierte en calor. Se podría producir un aumento de la temperatura corporal.
SAR (specific absortion rate) es la tasa de absorción de energía por el efecto de los pulsos de radiofrecuencia durante la exploración por unidad de peso del paciente W/kg.
Cuando hay problemas con él SAR los equipos disponen un sistema de alerta o limitación automática para cambiar algunos parámetros y trabajar así dentro de los límites de seguridad.
El aumento de temperatura que puede sufrir el paciente dentro del imán depende de diversos factores: la intensidad de los pulsos de radiofrecuencia, el peso del paciente, la intensidad del campo magnético, los parámetros de las secuencias, bobinas que utilicemos, etc.
El sistema de termorreulación del ser humano regula este aumento de temperatura mediante la sudoración y aumento del flujo sanguíneo.
Riesgos:
1_ Calentamiento quemaduras cutáneas locales sobre todo en puntos de contacto o producido por conducción de corrientes eléctricas inducidas en caso de objetos metálicos colocados interna o externamente en el cuerpo del paciente (corriente en torbellino o de foucault).
2_ Fallos en aparatos electrónicos externos

Actuación:
1_ los límites del SAR no deben rebasarse en caso de que el paciente tenga fiebre, falta de conciencia, cardiopatías graves, presencia de prótesis metálicas, en niños, embarazadas en el primer trimestre, maquillaje, tatuajes.
2_ evitar contacto cutáneo al colocar los brazos y piernas, utilizando para ello por ejemplo sábanas.
3_ evitar el contacto directo entre las paredes del tubo y el paciente y entre bobinas y pacientes.
4_ evitar bucles de cables de bobinas y del ECG y que no crucen directamente el cuerpo del paciente. Proteger los cables con papel.
5_ mantener cerrada la puerta de la sala de exploración: cualquier campo de radiofrecuencia externo pueda afectar a la calidad de la imagen un decidido el campo de radiofrecuencia interno puede perturbar aparatos electrónicos externos.
6_ mantener comunicación del paciente durante la exploración.
7_ medida para evitar los niveles máximos de SAR: Disminuir el número de cortes, aumentar el TR, disminuir el slip angle.


Riesgo con refrigerantes, quench
En los imanes superconductivos se utiliza el helio líquido (críogeno) para que la corriente eléctrica circule sin resistencia. Si se produce un quench se suspende la súper conducción: el helio líquido se evapora y se emite al aire libre.
Deben extremarse las precauciones en su manejo: personal especializado comprobará y rellenará periódicamente los recipientes de acuerdo a las indicaciones del fabricante.
Características del helio: inodoro, incombustible, no inflamable por sí solo pero en presencia de gases puede existir peligro de incendios y se condensa el oxígeno. No tiene efectos tóxicos o irritantes. Causa quemaduras por frío al contacto.
Causas del quench: Parada del imán. Accidente (incendios).
Cuando ocurre el quench el helio líquido se evapora y va asociado a una notable formación de ruidos (silbido, zumbidos).
Los riesgos asociados al quench vienen determinados por el mal funcionamiento del conducto de evacuación de helio. Si el canal extractor de gases no cumpliera correctamente su función, el helio podría entrar en la sala, ocasionando:
• Asfixia por falta de oxígeno: el oxígeno de la sala puede ser desplazado por el helio suponiendo una amenaza para la vida (la respiración se ve amenazada cuando la concentración de oxígeno es menor del 11%).
• Congelación si se entra en contacto con el helio.
Si se produce un quench se debe sacar de la sala al paciente, y se está inconsciente iniciar el ABC.
Se deben ventilar la sala, el aire condicionado debe funcionar.

Embarazo y RM
En el ámbito de la RM, y en relación al embarazo, se presentan distintos riesgos potenciales. Los avances en las secuencias de pulso, los aumentos en la potencia lo gradientes y la exposición a campos magnéticos cada vez más altos deben valorarse a fin de tomar la correcta decisión en cada caso.
Es fácilmente comprensible que esta técnica de imagen no disponga un de datos sobre los efectos nocivos posibles en mujeres embarazadas, pacientes o trabajadoras en el entorno de la RM, máxime cuando la propia técnica evoluciona muy rápidamente.
Desde la aplicación de la RM tan sólo existen estudios experimentales en pacientes embarazadas voluntarias, estudios fetales realizados en el segundo trimestre o incluso en las últimas semanas del embarazo.
No hay evidencias de que la resonancia magnética haya incidido negativamente en un embarazo (aborto) o en un feto (malformaciones). Sin embargo, conviene recordar que los estudios experimentales nos han realizado con el número suficiente de casos como para obtener unos resultados totalmente demostrados y o fiables.
Consideraciones y recomendaciones
Pacientes/usuarias embarazadas.
En el caso de posible embarazo en una paciente que se va a someter una prueba de RM la actuación a tomar puede dirigirse en dos sentidos:
a) Realizar la prueba de embarazo en el momento inmediato previo a la prueba con un test de embarazo.
b) Aplazar la fecha de la realización de la prueba hasta la aparición de la próxima menstruación, momento en el que queda descartado el posible embarazo.
Si se determina la confirmación de embarazo, de nuevo se establecen dos posibilidades:
a) En la mayoría de las ocasiones la prueba quedaría aplazada hasta el momento posparto, anulando así cualquier posible riesgo en el embarazo (madre o feto).
b) Realizar la prueba por indicación médica y tras consentimiento informado.

Sería deseable que el médico informase su paciente de los posibles riesgos, beneficios y alternativas a la RM como método de diagnóstico a fin de que la paciente pudiese decidir sobre la realización de la exploración entregando al facultativo el consentimiento informado, tal y como se hace con otras pruebas médicas.
En las pruebas de RM, como en otros muchos aspectos dentro de la medicina y del tratamiento de las patologías, el plazo límite para la consideración real de riesgo en el embarazo es el primer trimestre del mismo.

Personal en el área de RM
El riesgo del personal embarazado en el ámbito de la RM se ve notablemente reducido debido a la exposición mínima a la que se ve sometido. La influencia de campo magnético se ve disminuido por un motivo principal: Distancia individuo-campo magnético.
La relación campo magnético-gradiente-radiofrecuencia no afecta en forma directa sobre la trabajadora embarazada, lo que hace presentar una simple precaución a tener en cuenta: no exposición directa en el momento de realizar las secuencias, es decir, en el momento en que se activan los gradientes. Teniendo en cuenta que el primer trimestre del embarazo es el momento decisivo en la organogénesis del nuevo ser, es recomendable la exposición nula al campo magnético activo en dicho período pudiéndose realizar las tareas habituales dentro del área.
Las últimas recomendaciones del colegio americano de radiología permiten la entrada de la trabajadora embarazada en la sala de RM, excepto durante el primer trimestre y con la máquina funciona (gradientes activos).
Estas posturas corresponden a la simple prudencia sea que no hay evidencia significativa de los efectos de los campo magnético sobre los tejidos y órganos del feto.

Contraindicaciones y advertencias
La RM es una prueba que cuenta con un gran imán que genera un mayor o menor campo magnético. Se debe tratar como un imán corriente de uso común teniendo en cuenta sus características gigantescas. Lo más importante en una persona que se acerca al ámbito del RM es la presencia de objetos metálicos que pueden interaccionar con el imán, es decir, las posibles sustancias ferromagnéticas.
Antes de la realización de la prueba, el paciente debe cumplimentar un cuestionario de seguridad que contenga un apartado donde el usuario pueda informar de si es portador de algún elemento de riesgo.

Relación de contraindicaciones
• Objetos metálicos internos del paciente:
a) Prótesis, clips o implantes metálicos en algún lugar del cuerpo un decidido sólo en caso específico, dependiendo del modelo en concreto y del campo magnético en el que no encontremos, no se podrá realizar la prueba.
b) Portadores de marcapasos cardíacos.
c) Implantes activados eléctrica, magnética o mecánicamente: neuro estimuladores, implantes copiar es y bombas de infusión.
d) Algunos clips vasculares de aneurismas cerebrales.
e) Fragmentos metálicos en los ojos.
f) Catéter de termodilución SWAN-GANZ
g) Tatuajes y piercings: debemos advertir al paciente de la posibilidad de que aparezca calor en la zona que rodea al tatuaje o piercing. Por este motivo es conveniente que se retire los que sean posibles antes de la prueba.
Estando seguros del tipo de implante de que se trata, se establece un periodo de seguridad de seis semanas desde su inserción dentro de las cuales no se recomienda la realización de las pruebas para asegurar su fijación.
Aparte de la absorción de radiofrecuencia que puede generar el calor, debemos tener en cuenta que la presencia de estos objetos pueden provocar artefactos en la imagen que obtengamos. Así, es muy importante que un artefacto en la zona específica no se manifieste como un imagen patológica en el informe del usuario.
• Objetos metálicos externos al paciente
a) posibles objetos cerró magnéticos. El usuario debe dejar cualquier objeto antes de realizar la prueba como horquillas, teléfono, monedas, tarjeta de crédito, relojes, etc. que pudieran convertirse en proyectiles dentro la sala el imán o que pudieran variar su funcionamiento debido a la influencia del campo magnético.
Igualmente debemos asegurarnos de la no existencia de virutas metálicas en los ojos por situaciones laborales, accidentales, etc., que podrían provocar daño ocular por su movimiento durante la realización de la prueba.
Se recomienda retirar el maquillaje y los ojos (algunos contienen partículas metálicas) así como las lentillas.
• Embarazo: se va al valorar a riesgo-beneficien cada caso y si es posible se pospondrá la prueba hasta después del parto.
Debemos recordar que todos tus aspecto de seguridad se reflejan en el cuestionario que el individuo debe cumplimentar ante someterse a una resonancia magnética.




lunes, 20 de septiembre de 2010

RM - Calidad de imagen y artefactos

CRITERIOS DE CALIDAD DE IMAGEN Y ARTEFACTOS

Básicamente tenemos cuatro factores principales:

  • Tiempo de adquisición de imágenes.
  • Relación señal-ruido.
  • Contraste
  • Resolución espacial.

La obtención de una imagen óptima es el resultado de priorizar uno de los cuatro indicadores en función de la región explorada y de la lesión que se desee estudiar. Es decir, un imagen diagnóstica y de calidad es la que con un determinado contraste obtiene un equilibrio entre la relación señal ruido y la resolución espacial, en un tiempo de adquisición aceptable, evitando el mayor número de artefactos.

Es importante recordar que cualquier cambio efectuado en los parámetros afecta principalmente a uno de los criterios de calidad de imagen señalados e influye siempre sobre los demás de diversos modos.

El tiempo de adquisición se puede considerar como un criterio que interviene en la calidad imagen. Desde las primeras imágenes, con secuencias de 12 o 15 minutos hasta hoy, los avances desarrollados se han dirigido a disminuir los tiempos de las secuencias. Hoy se considera larga una secuencia de más de 5- 6 minutos, pues favorece la aparición de artefactos.

TIEMPO DE ADQUISICIÓN DE IMÁGENES

Es un elemento siempre presente en una exploración de RM y consiste en la duración necesaria para la adquisición de una imagen.

Un estudio standar simple suele durar unos 20 o 30 minutos y se compone de una serie de secuencias programadas consecutivamente. Durante este tiempo es necesaria la absoluta inmovilidad del paciente, y por tanto es fundamental que las secuencias sean rápidas. El tiempo total de una secuencia se calcula de la siguiente manera:

TA = TR x N x NEX

TR: es el intervalo o períodos de tiempo que separa las excitaciones sucesivas de los spines. En una secuencia spin eco es el tiempo que separa dos pulsos de excitaciones de 90° sucesivos. Es necesario para la recuperación de la magnetización longitudinal.

N: número de pasos de codificación de fase.

Son el número de medidas utilizadas para determinar cada una de las señales de codificación de fase en la reconstrucción de la imagen.

Un método muy frecuente para disminuir el TA consiste en la manipulación de los pasos de codificación de fase. Una de estas técnicas recibe el nombre de Half Fourier y consiste en reconstruir poco más del 50% del espacio K. Esto tiene como consecuencia una disminución del tiempo total de las secuencias casi a la mitad. Se verán otros métodos de reducir la al explicar la resolución.

NEX: número de excitaciones o adquisiciones.

Es el número de veces que se recogen los datos y está en relación directa con la duración de la adquisición. Si se dobla, el tiempo total la adquisición de la secuencia se duplica. El tiempo mínimo de exploración requiere al menos una adquisición (en campos altos).

¿Cómo se puede reducir el tiempo de adquisición?

  • Reduciendo el TR.

Cuando se reduce el TR se reduce el número de cortes que se pueden obtener en la secuencia. Para solucionar estos problemas se buscan secuencia más rápida que permiten obtener más cortes como:

Eco de gradiente que requieren menos TR (utilizarán ángulos menores de 90° para no saturar la muestra, y angulosos 180° para refasar los spines), pero tienen más probabilidad de inhomogeneidades en la imagen y posibilidad de artefactos.

Secuencias Turbo o Fast Spin Eco que tienen la posibilidad de obtener un tren de ecos más el largo y cada uno de los cuales tiene una codificación de fase específica.

Disminuye la relación señal-ruido, por lo que es aconsejable aumentar el número de adquisiciones.

  • Reduciendo el número de adquisiciones.

Si se reduce el número adquisiciones, disminuye la relación señal-ruido un 41% y mantiene la resolución espacial.

Aumentan los artefactos de movimiento.

Se puede compensar aumentando las codificaciones de fase, utilizan una bobina de cuadratura y bandas de saturación que eliminen los artefactos de flujo y la grasa.

Disminuye el tiempo adquisición en menor proporción.

  • Reduciendo el número de codificación es de fase: FOV rectangular.

Disminuye la relación señal-ruido en la dirección de fase.

Aumentan los artefactos de Truncación o Gibss.

Se compensa utilizando combinaciones de FOV rectangular y matrices asimétricas.

  • Half Fourier, reduciendo las líneas de la matriz.
  • Utilizando secuencias rápidas que rellenan de modo diferente el espacio K.: secuencias RARE, HASTE, Eco Planar, Turbo Flash, imagen Key Hole, etc.

Todos estos elementos influyen en el tiempo adquisición, la relación señal-ruido, la resolución y/o el contraste.

Cuando se intenta disminuir el TA de las secuencias se debe tener en cuenta que es preciso mantener el equilibrio con otros factores y que los cambios efectuados en los parámetros modifican siempre al conjunto.

SEÑAL – RUIDO

Intensidad de la señal:

La señal de resonancia magnética es muy débil ya que esta técnica de imagen emplea energías bajas. Se obtiene por la medición de la corriente inducida en antena receptora. Esta señal es a su vez recogida por un amplificador, codificada y, tras una serie de procesos informáticos, visualizada como imagen en una pantalla. La imagen se visualiza en blanco y negro y los cambios de intensidades de la señal se representan en una escala de grises que van desde el blanco brillante hasta el negro puro y nos dan información de las diferentes estructuras anatómicas visualizas.

La imagen está formada por múltiples píxeles alineados en filas y columnas que a su vez forman la matriz de la imagen.

El píxel tiene un valor de gris en relación a la señal proveniente del vóxel que representa. Esta intensidad es el resultado de la medida de los protones que constituyen dicho vóxel. A más intensidad señal, menor ruido y mejor calidad de imagen.

La intensidad de la señal depende de los siguientes factores:

Parámetros del tejido: depende de componentes intrínsecos propios de los tejidos explorados: densidad protónica, T1, T2 y flujo. Es diferente la señal de la grasa de la del hueso.

Parámetros de medición: estos acentúan los componentes intrínsecos de los tejidos: son las secuencias potenciadas en DP, T1, T2, IR. Éstas secuencias se forman combinando los parámetros de adquisición sobre lo que el operador tiene cierto margen, como son el TR, TE, TI, flip angle, volumen del vóxel, números de líneas de la matriz, el número de excitaciones, anchura de banda.

Parámetros del sistema o elementos del Hardware:

El imán: a campo magnético de mayor potencia, mayor señal.

El emisor-receptor: forma parte del sistema de radiofrecuencias. Una amplificación no lineal de la señal es responsable de la deformación de la onda excitadora.

Los gradientes: unidos a la potencia del imán facilitan una graduación lineal de la fuerza.

Ruido

La imagen no aparece nítida ya que la señal siempre va acompañada de ruido. El valor gris de un píxel lo componen inseparablemente la señal y el ruido. El ruido es el conjunto de señales no deseadas que degradan la formación de la imagen. En la imagen se ve como una señal borrosa y granulada que quita nitidez al conjunto. Es una oscilación de la intensidad de la señal que no aporta información.

El ruido proviene:

Del propio paciente: cuyo cuerpo actúa como emisor y es el origen de los movimientos moleculares de los tejidos estudiados cuyas partículas están cargadas al ser introducidas en un imán y recibir el pulso de radiofrecuencia produciendo interferencias.

De la antena: que actúa como receptor del sistema electrónico en el tratamiento de la señal. El ruido es mayor si se trabaja con la bobina de cuerpo grande que si se utiliza una bobina pequeña (de superficie o de cuadratura) bien adaptada a la zona.

De la anchura o amplitud de banda: que es el conjunto de frecuencias trasmitidas tanto en la emisión como en la recepción de la señal. A menor anchura de banda, menor ruido.

Relación señal/ruido (S/R):

La relación señal/ruido es el cociente entre los dos parámetros anteriores y el mayor factor condicionante, junto con la resolución espacial, de la calidad de imagen. Es deseable obtener la mejor relación señal ruido posible.

Además de los elementos que afectan a la señal y al ruido por separado, se puede decir que en el cociente señal/ruido influyen sobre todo:

El paciente: existen estudios de pacientes que con los mismos parámetros y en parecidas condiciones físicas obtienen un promedio S/R diferente.

El imán: cuando aumenta la fuerza del campo aumenta de manera lineal el número de núcleos por vóxel que resuenan, y esto permite obtener más señal. La relación señal/ruido es proporcional al campo magnético que debe ser lo más como genio posible.

Bobinas: la calidad depende de su forma y del volumen de recepción. Incluso las antenas de superficie teniendo un volumen de recepción menor pueden obtener mejor señal. La calidad de la antena depende también del tipo de polarización (lineal o de cuadratura). La polarización lineal analiza las secuencias en una sola posición para una sola bobina receptora y la polarización en cuadratura o circular analiza las frecuencias con al menos dos bobinas en dos posiciones ortogonales con lo que mejora la relacion señal/ruido. Las antenas pueden ser optimizadas multiplicando el número de bobinas colocadas “en red” y aumentan un 40% la relación señal-ruido; se pueden funcionar hasta con ocho antenas obteniendo una óptima calidad de imagen.

Número de medidas, adquisiciones o excitaciones: mejora proporcionalmente (raíz cuadrada de dos) la S/R.

Secuencia de pulso: la elección de una secuencia adecuada según la zona anatómica de las necesidades química es fundamental para optimizar la S/R.

anchura de banda: rango de frecuencias adquirido, se relaciona con el TE y el FOV. A menor anchura de banda, menor FOV y menor ruido.

Volumen del vóxel: determina el número de protones contenidos para emitir la señal. Está determinado por el espesor de corte y las combinaciones entre FOV y matriz.

La señal es mejor en grosores de cortes mayores.

¿Cómo se puede mejorar la señal-ruido?

Aumentando el TR.

Aumentando el TE.

Utilizando anchos de banda menores.

Aumentando el número de adquisiciones.

Aumentando el tamaño del vóxel (grosor de corte).

Aumentando el espacio entre cortes (distance factor).

Utilizando píxeles rectangulares.

Aumentando el número de codificaciones de fase.

CONTRASTE

El contraste es la variación de intensidad de señal entre dos estructuras adyacentes, es decir es un parámetro que permite la diferenciación de tejidos. Es fundamental para el diagnóstico ya que da la caracterización tisular. Una exploración de RM se compone de varias secuencias potenciadas con diferente contraste para obtener una información completa de los tejidos estudiados.

El contraste depende de:

Parámetros intrínsecos de los tejidos: tiempos de relajación T1 y T2, densidad protónica, propiedades magnéticas locales y movimientos moleculares.

Parámetros accesibles para el operador: TR, TE, slip angle que potencian los tiempos de esos tejidos mediante las secuencias de pulsos.

Medio de contrastes: su utilización intensifica la señal de algunos tejidos normales y de muchos patológicos.

Tipos de contraste de las imágenes:

  • Imágenes con contraste T1:

Está en función del campo magnético principal. Existe globalmente un aumento del tiempo de relajación T1 cuando se aumenta el campo magnético principal. En RM las sustancias con T1 corto se caracterizan por tener alta señal y la que tienen T1 largo por tener baja señal.

El tiempo de repetición óptimo es el que se acerca al tiempo de relajación T1 de los tejidos (TR corto 400 a 600 ms – TE corto de 20 ms).

En un campo de 1 tesla, estos son los tiempos de relajación T1 de los tejidos:

Grasa: 240 ms.

Músculo: 730 ms.

Sustancia blanca: 680 ms.

Sustancia gris: 809 ms.

LCR : 2500 ms.

Disminuir excesivamente el TR, por debajo del T1 de los tejidos lleva a una pérdida importante de la señal.

Tipo de secuencias potenciadas en T1:

Spin Eco (SE T1): utilizan el TE más corto y un TR aproximadamente igual a la media de los T1 de los tejidos que se busca diferenciar.

Spin eco con pulso de Inversion. Recuperacion: utiliza el TE corto, un TI de 300 a 600 ms y un TR mayor de 3000 ms.

Eco de gradiente (EG T1) utilizan un TE corto, un TR variable y un flip angle relativamente alto (mas de 45º).

Secuencias T1 con gadolinio: se acorta el T1 en aquellos tejido que captan el contraste lo que resulta en un aumento de la señal en secuencias T1.

  • Imágenes con contraste T2:

Las sustancias con T2 corto se caracterizan por tener baja señal y las sustancias con T2 largo por tener alta señal. En general, el TR debe ser tres veces superior al T1 del tejido más largo y el TE que corresponda a la media de los distintos T2 de los tejidos a la privilegiar la diferencia de distintos T2.

TR largo de 2000 a 2500 ms.

TE largo de 80 a 160 ms.

El TR y el TE son largos aunque puede estar en detrimento de una señal-ruido óptima.

Estos son los tiempos de relajación T2 de estos tejidos:

Grasa: 84 ms.

Músculo: 47 ms.

Sustancia blanca: 92 ms.

Sustancia gris: 101 ms.

LCR : 1400 ms.

Tipo de secuencias potenciadas en T2:

Spin Eco (SE T2): utilizan un TR largo para minimizar la participación del T1 y de un TE largo para optimizar la diferencia existentes entre los distintos T2 de los tejidos que se buscan diferenciar.

Spin eco rápido potenciado en T2 (Turbo SE): utiliza un tren de cosas que permite disminuir el TA y un TR largo capaz de contener el conjunto de ecos del tren de ecos y programar la lectura de la parte central del espacio K con un TE largo para obtener un TE efectivo. El TA de estas secuencias es más breve.

Eco de gradiente T2 (EG T2) utilizan un TE largo de 25 a 60 ms, un TR variable y un flip angle relativamente pequeño (entre 25 y 30º). Las secuencias son más sensibles a los artefactos.

Secuencias T2 con contraste (óxido de hierro: USPIO – SPIO): se utiliza para modificar la constantes de relajación T2.

¿Cómo se puede mejorar el contraste?

Adecuando el TR según el campo magnético.

Aplicando TE largos en secuencias T2.

Aplicando pulsos selectivos que aumenten la diferencia entre tejidos (transferencia de magnetización)

La transferencia de magnetización (MTC: magnetization transfer contrast) consiste en disminuir la señal de algunos tejidos transfiriendo su magnetización a los tejidos vecinos. En el organismo existe agua ligada a macromolecular. Éstas no contribuyen a la señal ya que su relajación es excesivamente rápida. La aplicación de MTC aumenta el contraste entre agua libre y agua ligada.

RESOLUCION

La resolución permite determinar la dimensión del menor volumen observable entre dos puntos adyacentes, es la capacidad de definición.

Se puede establecer la siguiente clasificación:

Resolución superficial: indica la magnitud del píxel.

Tamaño del píxel = FOV / tamaño de la matriz.

Resolución espacial o en volumen: indica la magnitud del vóxel.

Magnitud del vóxel = tamaño del píxel X espesor de corte.

Pixel:

Es el elemento más pequeño de una imagen bidimensional digital, como todas las de resonancias magnéticas. Cuanto menor sea el píxel mejor será la resolución espacial y por lo tanto la capacidad de diferenciación entre estructuras vecinas. Recordemos, sin embargo, que la intensidad de señal representada en un píxel constituye la medida de los protones contenidos en un vóxel. Por lo tanto, el píxel debe tener un límite inferior para obtener una S/R y un contraste suficientes del tejido sometido a estudio.

El tamaño del píxel a lo largo de una dirección determinada viene definido por el tamaño del FOV y la matriz en esa misma dirección. Depende de la siguiente fórmula:

Píxel en fase = FOV en fase / Matriz en fase

Píxel en frecuencia = FOV en frecuencia / Matriz en frecuencia.

El tamaño del píxel se puede cambiar modificando el FOV, la matriz o ambos a la vez. Pueden ser cuadrados o rectangulares.

Modificación de FOV y matriz de forma proporcional da como resultado un píxel cuadrado:

Ej: tamaño del píxel = FOV rectangular (350 x 400) / matriz asimétrica (224 x 256)

Píxel cuadrado= 1,5 x 1,5

Si modificamos únicamente la matriz:

Ej: tamaño del píxel = FOV cuadrado (300 x 300) / matriz asimétrica (192 x 256)

Píxel rectangular = 1,5 x 1,77

Y si modificamos solo el FOV

Ej: tamaño del píxel = FOV rectangular (300 x 400) / matriz simétrica (256 x 256)

Píxel rectangular = 1,17 x 1,56.

Si se quiere conocer la resolución del volumen estudiado, es decir, el tamaño del vóxel, se debe multiplicar las dimensiones del píxel en fase por el píxel en frecuencia por el espesor de corte obteniendo el resultado en mm cúbicos (mm3).

Si el vóxel mide lo mismo en las 3 dimensiones se dice que es isotrópico.

FOV (field of view) o campo de visión:

Es el tamaño de la región sometida a estudio. Si es cuadrado significa que el tamaño de la dirección de fase es igual al tamaño la dirección de lectura o de frecuencia. También puede ser asimétrico, aplicando el FOV rectangular. Se disminuye el tamaño de la dirección de fase de modo que se adapta las estructuras que se necesita visualizar y no aparezcan estructuras codificadas que no añaden información; además, si se combina con la reducción de líneas de matriz en fase, se acorta el tiempo de adquisición y se recupera la pérdida de resolución producida.

Se mide en cm o mm. Puede ir desde 60,70 mm para un estudio de un dedo hasta 500 mm para visualizar una columna completa. Se debe adaptar a la forma (simétrica, asimétrica) de la zona anatómica que queremos visualizar en la pantalla del ordenador. Está asociado inseparablemente a otro elemento fundamental de la resolución que es la matriz.

MATRIZ

La matriz es el número de píxeles que cubren el campo de visión en cada una de las dimensiones X e Y (2D) y Z (si es una adquisición 3D Y corresponde entonces al plano de selección de corte). Estos píxeles se agrupan en filas y columnas, las filas suelen corresponder a los pasos de codificación de fase, y las columnas a los de codificación de frecuencia. Las matrices habituales suelen ser de dos 256 × 256 (simétricas si las dimensiones de X e Y son idénticas de 256 X 256 o asimétrica si son diferentes como 192 × 2 56). Se aplica la asimetría disminuyendo las filas de codificación de fase para acortar los tiempos de adquisición. Se habla de matrices de alta resolución cuando se aplican matrices con mayor número de filas y columnas, como 512 o 1024 (generalmente se utilizan siempre asimétricas para ganar tiempo y obtener buena relación señal-ruido).

GROSOR DE CORTE

Es el espesor de tejido que se va a estudiar individualmente. Generalmente, todas las secuencias son multicortes; se aprovecha así el tiempo total de la adquisición para obtener el mayor número de cortes posibles. Éstos deben tener una separación mínima para evitar la aparición de artefactos y la magnetización residual que altera la resolución y la S/R. Si se aumenta el grosor de corte, la resolución disminuye; se trata de encontrar el equilibrio entre la resolución, y contraste, la S/R y el estudio de toda la zona con un tiempo de adquisición aceptable; en secuencias 2D se considera grosor mínimo 2 mm y en adquisiciones 3D hasta 1 mm., aunque las nuevas secuencias 3D para estudios angiográficos y volumétricos del abdomen, con imanes y gradientes adecuados, estas cifras van disminuyendo continuamente. Aumentar el grosor de corte aumenta la zona explorada.

El modo más frecuente de mejorar la resolución espacial consiste en aplicar distintas combinaciones con la matriz y el FOV, lo que afecta al tiempo de adquisición y a la relación señal-ruido.

ARTEFACTOS

Son intensidades de la señal o falsas estructuras que aparecen en la imagen y que no corresponden a la distribución espacial de los tejidos del corte.

Su presencia hace que la imagen aparezca distorsionada, sea de mala calidad o contenga elementos que pueden dificultar su interpretación o conducir aun diagnóstico erróneo.

Artefacto de superposición (aliasing, wrap around, foldover)

Este artefacto se produce cuando el tamaño del objeto examinado es mayor que él FOV utilizado. El resultado es la superposición de aquella porción del objeto que se extiende más allá del FOV en el lado opuesto de la imagen. La causa es un muestreo insuficiente de la señal.

Este artefacto puede ocurrir en la dirección de codificación de frecuencias, en la dirección de codificación de fase o, en las técnicas 3D, también en la dirección de selección de corte.

Soluciones:

Utilización de filtros analógicos: algunos aparatos de RM disponen de un sistema de filtros que eliminan la señal de las frecuencias no deseadas. Esto filtros se llaman “Low Pass Filtres” (filtros de paso bajo). Eliminan frecuencias superiores a una dada (frecuencia de Nyquist).

Utilización de esto filtros puede afectar a la intensidad de la imagen en los extremos del FOV. La solución es aumentar o disminuir la frecuencia límite a partir de la cual se produce el filtrado.

No existe un análogo para la dirección de fase puesto que no hay filtros que discriminen diferencias de fase.

Oversampling (foldover supresión, Extended FOV):

En la dirección de codificación de frecuencias: Consiste en aumentar la velocidad de muestreo y por tanto la frecuencia límite de Nyquist en la dirección de codificación de frecuencia. El resultado son aumento del FOV en esa dirección, sin que el tamaño del píxel resulte alterado. Luego se descartan las señales procedentes de las estructuras que se extienden más allá del FOV original.

En la dirección de fase: también se puede hacer, pero aumentar el número de paso de codificación de fase nos conduce a un mayor tiempo de examen. En el caso de que estemos utilizando varias adquisiciones el tiempo de examen puede reducirse disminuyendo las adquisiciones con la consecuencia pérdida del cociente señal ruido.

Adquisiciones intercaladas: la solución para eliminar el artefacto de superposición en la dirección de fase proporcionado por algunos sistemas de RM consiste en: si estamos utilizando dos adquisiciones, éstas pueden ser intercaladas en la dirección de fase con lo que se consigue doblar el FOV en esta dirección. Una vez hecho esto, la señal procedente de las estructuras que se extienden más allá del FOV original son descartadas. El cociente señal-ruido no se ve alterado.

Antenas de superficie: la utilización de antenas no permite eliminar entradas las regiones del objeto estudiado que producen el aliasen. Con la antena de superficie y ya no se recogerán ninguna señal de estas regiones.

Pulsos de saturación: esto consiste en eliminar las señales de los tejidos que pueden causar el artefacto mediante la aplicación de pulsos de RF de 90° inmediatamente antes de la secuencia de pulsos. El pulso adicional satura los espines situados en estas regiones, que prácticamente no contribuirán en la señal. La región así saturada aparece mirar la imagen. La única limitación es que implica un aumento del tiempo de examen.

Pulsos de excitación selectivos: en general, para la obtención de las imágenes en 3D primero se excita el volumen entero sin aplicar ningún gradiente selectivo. Luego se lleva a cabo una codificación de fase en dos ejes y finalmente se realiza la codificación en frecuencia en otro eje. Si se utilizan pulsos de excitación selectivos se reduce el volumen que participa en la señal y por tanto los artefactos de aliasing.

Cambiar la dirección de codificación: si, por la forma del objeto examinado, el artefacto sólo se producen la dirección de codificación de fase, se puede cambiar la dirección de codificación y hacer un oversaping en la dirección de frecuencias sin que aumente el tiempo de examen.

Aumentar el FOV: de manera que todo el volumen del objeto examinado quede dentro de los límites del mismo. En este caso el artefacto se suprime a costa una pérdida la resolución espacial

Artefacto de truncación (gibss, ringing, artifact)

Este artefacto se produce al limitar el rango de frecuencias espaciales que se codifica para la reconstrucción de la imagen. Aparece como una serie alternante de bandas híper e hipointensas. Estaban las se propagan paralelamente a partir de una región de la imagen donde existe un cambio brusco de bordes o intensidades entretejidos adyacentes. A primera vista pueden recordar un artefacto de movimiento, pero su origen es muy distinto.

Se puede observar tanto la elección de codificación de frecuencia, la dirección de codificación de fase. Normalmente se utiliza menos paso de codificación de fase para disminuir el tiempo de examen por lo que suelen ser más frecuente en esta dirección.

Soluciones:

Aumentar el tamaño de la matriz: así obtendremos un mayor número de frecuencias espaciales.

Aplicar filtros de datos brutos (Hanning filter): lo que hacen es filtrar los datos antes de proceder a la reconstrucción de la imagen. El resultado, sin embargo, no suele ser práctico, puesto que se pierde nitidez en toda la imagen.

Alteraciones del campo magnético

Cualquier alteración del campo magnético, ya sea del principal, de los gradientes o del campo magnético local, pueden producir:

  • Una pérdida de fase entre los espines situados dentro del mismo vóxel.
  • Una variación no controlada de la frecuencia de resonancia de los espines.

Estos efectos conducen a una disminución pérdida de la señal de RM y errores en la codificación espacial

Las alteraciones del campo magnéticos son más importantes:

  • Cuando se utilizan técnicas ECO gradiente. A diferencia de las técnicas SE, en que el pulso de 180° de focalizar los espines corrigiendo en gran medida la pérdida de señal debido a la inhomogeneidades del campo magnético, las técnicas por ECO gradiente estás inhomogeneidades no son compensadas.

  • En sistemas de RM de campo alto.

Alteraciones del campo magnético local: susceptibilidad magnética

La susceptibilidad magnética es una propiedad característica de cada sustancia que refleja el grado de magnetización que experimenta al ser sometida a un campo magnético. Según su comportamiento, se pueden establecer una clasificación de las diferentes sustancias entre grupos:

  1. Sustancias ya magnéticas: poseen una susceptibilidad ligeramente negativa. Efecto práctico lo que hacen es disminuir ligeramente la intensidad del campo magnético.
  2. Sustancias para magnéticas: poseen una susceptibilidad positiva. Aumenta la intensidad del campo magnético.
  3. Sustancias ferromanéticas: poseen una susceptibilidad muy elevada. Aumenta la intensidad del campo magnético una proporción elevada.

Cuando en una misma región existen sustancias con diferentes susceptibilidades, el campo magnético local en esta región será inhomogéneo. Normalmente, la mayor parte de los tejidos poseen una susceptibilidad magnética parecida y las inhomogeneidades son despreciables. Sin embargo, existen algunas excepciones:

Presencia de aire: la diferente susceptibilidad entre el aire y los tejidos circundantes es lo suficientemente importante como para producir perturbaciones del campo magnético local con la consiguiente pérdida de señal. Un ejemplo típico es la perdida de señal en los tejidos situados en las proximidades de los senos paranasales.

Presencia de sustancias ferromagnéticas: éstas pueden encontrarse dentro del paciente (clips quirúrgicos, grapas, etc.) o fuera del paciente pero dentro del imán (horquillas, clips de librería, etc.). La pérdida de señal debido a la presencia de material ferromagnético es muy importante y afecta a tejidos situados a una distancia considerable. Una característica de los artefactos producidos por estas sustancias es que la perdida de señal va acompañada de un borde o un halo de hiperseñal.

Desplazamiento químico (Chemical shift artifact)

Aparecen en cualquier parte del cuerpo donde existe una interfase agua-grasa. En la imagen se ve una banda oscura de ausencia de señal a un lado del tejido que contiene agua (ya que la señal que corresponde esa localización ha sido desplazada); y una banda de señal intensa, muy brillante, al otro lado del tejido (que corresponda la superposición de las señales de agua y grasa). Se produce por la diferencian de las frecuencias de precisión de los protones del agua y de la grasa.

Aparecen en la dirección de codificación de frecuencias. Se produce tanto en las técnicas de ECO de gradiente como las técnicas SE.

Soluciones:

Utilizar técnicas de supresión de grasa: para eliminar la señal de los tejidos grasos (STIR, FAST-SAT).

Cambiar la dirección de codificación: no elimina el artefacto pero en caso de diagnóstico dudoso desplaza la dirección de aparición del artefacto.

Utilizar técnicas con un ancho de banda mayor o con un gradiente codificación de frecuencia más intenso.

Cancelación de la señal entre el agua y la grasa

Este artefacto se caracteriza por la aparición un borde negro (que corresponde una cancelación de la señal) en la interfaz entretejidos con alto contenido graso y tejidos ricos en agua. Se produce por la diferencia de fase entre las señales de los protones de agua y grasa. Aparecen tanto las direcciones de fase como la de frecuencia. Se produce sólo cuando se utilizan técnicas con ECO de gradiente.

Soluciones: utilizar tiempos de eco en que los protones de la grasa y el agua estén en fase.

Artefactos por un movimiento

El movimiento es una de las principales fuentes de artefactos en RM. Cualquier tipo de movimiento que se produzca durante el proceso de adquisición de la señal causará una pérdida de intensidad y nitidez en la imagen. Si el movimiento es periódico, aparecerán falsas imágenes o fantasmas que se repetirán a intervalos regulares a lo largo del FOV en la dirección de codificación de fase. Los fantasmas vienen a ser réplicas más o menos intensa de las estructuras anatómicas o tejido que se han movido y que aparecen en zonas que no corresponden a la localización real de las estructuras que lo origina. Según su localización puede enmascarar o simular lesiones.

Tipos de movimiento que dan origen a los artefactos: respiratorio, cardíaco, ocular, flujo (sangre o LCR) y movimiento peristálticos.

Los artefactos por movimientos son más importantes:

  • En los sistemas de alto campo
  • Cuando el movimiento se produce en estructuras o tejidos con una señal de gran intensidad (grasa), porque producen fantasmas más brillantes.
  • En la dirección de fase, porque se invierte mucho más tiempo en el proceso de codificación de fase que no le frecuencias.
  • En secuencias con TE y TR largos.

Soluciones:

Inmovilizar al paciente

Pseudo sincronización: consiste en utilizar valores de TR que sean múltiplos de la frecuencia cardíaca. No elimina lo artefacto de flujo, pero si lo reduce.

Bandas de saturación:

Bandas paralelas a la dirección de selección de cortes: eliminan los artefactos de flujo perpendicular al corte (en contrapartida, la utilización de banda es duración implica un incremento del TR o bien una disminución del número de cortes).

Bandas perpendiculares a la dirección de selección de cortes: es decir, colocadas dentro del plano de la imagen. Por ejemplo, en los cortes sagitales de columna, eliminan los artefactos debido movimiento respiratorio, al flujo de la aorta, cava y corazón y el movimiento producido tragar saliva. Los cortes tan basales se pueden utilizar para suprimir la señal de la grasa subcutánea (que producen fantasmas muy brillantes).

Aumentar el número de adquisiciones: se eliminan los artefactos que se producen de forma aleatoria, pero el tiempo de examen aumenta considerablemente.

Utilizar técnicas de supresión grasa: el T1 del tejido graso es más corto que el de la mayor parte de los tejidos y en la imagen da una señal muy intensa. Las técnicas de supresión grasa eliminan en gran parte los artefactos respiratorio cuyo mayor componente es el movimiento de la grasa subcutánea. En contrapartida, estas técnicas suelen producir una intensificación de la señal de los vasos.

Utilizar técnicas rápidas con respiración contenida: la rapidez que se requiere para la adquisición de una imagen durante unos pocos segundos sólo se puede conseguir con las técnicas basadas en el ECO de gradiente (permiten la utilización de unos TR lo suficientemente cortos)

Sincronización cardíaca y respiratoria: consiste en una sincronización entre la adquisición de los cortes con el movimiento, ya sea cardiaco o respiratorio. Eliminaron artefacto producido por el movimiento de entre los sucesivos TR, pero no tiene efecto sobre los artefactos debido movimiento que se produce en el transcurso de un TR. Las desventajas de estas técnicas es que requieren mayor tiempo de preparación, al dar en el tiempo de examen y limitan el tiempo disponible para la adquisición de múltiples cortes. En la sincronización cardíaca el TR debe adaptarse a la frecuencia cardíaca del paciente (por lo general suele ser muy corto y no permite la adquisición de muchos cortes). En la sincronización respiratoria, para que sea realmente efectiva, hay que ajustar la adquisición de la señal al final de la expiración (período de menor movimiento). Esto conduce a unos tiempos de examen extremadamente largos para que adquirir unos pocos cortes, por lo que no es una técnica muy utilizada.

Gradient moment nulling o gradient motion rephasing: es una técnica de compensación de flujo. Consiste en la aplicación de pulso de gradientes adicionales para eliminar los desplazamientos de fase debido al movimiento. Esto gradientes pueden aplicarse en cualquier momento de la secuencia de pulsos. Resulta muy efectivo para eliminar la tardía de señal en los vasos cuando utilizan técnicas con TE largos. La desventaja es que aumentan el TE mínimo de la secuencia.

Reordenación de la codificación de fase (Ordered phase encoding, OPR, Exorcist)

Algunos sistemas de RM disponen de un software que permite establecer el orden de aplicación de los distintos pasos de codificación de fase.

La codificación de fase consta normalmente de 128 o 226 pasos. Habitualmente, lo que se hace es aumentar progresivamente la intensidad del gradiente a medida que se obtienen nuevos ecos, aplicando primero el gradiente de menor intensidad y terminando con el gradiente más acusado para la adquisición del último eco. Como lo gradiente de mayor intensidad producen mayores desplazamiento de fase, la señal obtenida en los últimos pasos de codificación suele ser menor.

Con la técnica OPE se puede establecer un nuevo orden de codificación de manera que los ecos correspondientes a los gradientes más intensos se obtengan durante el período de mayor movimiento y los ecos correspondientes a los gradientes de menor intensidad se obtengan durante el periodo de ausencia o menor movimiento.

Mas RM sala - imanes - bobinas-Medios de contrastes

La sala de RM
Los centros de diagnóstico por imágenes de RM comprenden una serie de elementos técnicos imprescindibles que conforman el hardware básico. El diseño y distribución de los mismos puede presentar variantes pero su presencia es indispensable en una instalación de esta característica y generalmente se encuentran distribuidos en tres arias claramente definidas: la sala del imán- la sala de control y la sala técnica


Sala del imán:
Es la instalación más conocida de un centro de RM ya que es el lugar donde se realiza la prueba al paciente. Se accede a través de una puerta blindada que evita interferencias del exterior y en la que figuran advertencias de seguridad.
Como regla general la sala debe ser espaciosa y contar con buena iluminación.
Esta habitación está aislada del exterior mediante un recubrimiento de cobre llamado jaula de Faraday que evita interferencias de radiofrecuencias externas. Los últimos diseños prevén la instalación de un sistema de blindaje integrado en el imán.
En lo que se refiere a su característica de construcción, debe evitarse la utilización de elementos ferromagnéticos que puedan suponer una alteración del campo magnético. Debe controlarse cuidadosamente la composición de todos los materiales que van hacer utilizados tanto en instalación general como en los equipamientos.

IMAN:
Es el elemento básico, el más caro, pesado (unas 50 toneladas) y voluminoso del sistema de RM.
Produce el campo magnético estático B0 y su potencia se mide en Teslas (T) (1 Tesla = 10000 Gauss).
Debido a su gran peso y a su necesidad de aislamiento los centros de RM tienden a instalarse en sótano, planta bajas o primero piso de los edificios.
Existen distintos tipos de imanes que se describen a continuación según su característica de diseño, potencia y composición.
Tipos de imanes:
Según su diseño:
1. Imanes cerrados:
Es el producto de la evolución del diseño originario. Consiste en un gran anillo de unos 2 m de alto por 2 m de ancho rodeado de una carcasa de material plástico en cuyo interior se encuentra un túnel de 2 m de largo con un diámetro de unos 50-60 cm.
Dentro del túnel está la camilla donde se coloca al paciente para la exploración. La camilla dispone un sistema mecánico que la mueve dentro y fuera del imán.
Según el diseño del túnel puede estar abierto por uno o por los dos lados. Este diseño cerrado facilita la homogeneidad del campo pero produce bastante ansiedad en algunos pacientes.
Con el paso del tiempo se ha venido aportando mejoras al diseño básico con objeto de aliviar la sensación de angustia que produce estar dentro de un cilindro. Se puede citar el aumento del radio del tubo, la creación de una salida de ahí que, la disminución del voluminoso tamaño de los imanes, una mayor ligereza en el diseño y el acortamiento de la longitud del tubo.


2. Imanes abiertos:
Los imanes abiertos pueden tener distintas formas, con un bobinado superior y otro inferior aguantando por un sopórtese, creando un campo magnético vertical perpendicular respecto al paciente; en forma de don UPS; en forma de arco muy ligero con la camilla y su interior, etc. La finalidad de todos ellos es evitar la claustrofobia, aumentar el confort del paciente y facilitar el acceso al interior del imán para técnicas intervencionistas. Además, el ruido que provocan los gradientes es el menor y disminuye el efecto SAR.
La principal objeción de estos imanes es la menor como gene y dar y reducción de la relación señal-ruido que son compensadas con tiempos más largos en adquisición de las secuencias. Hasta hace poco tiempo te diseños limitaba la potencia del campo por debajo de los 0,5 teclas. Hoy en día existen equipos de confederación abierta de mediocampo.

Según su potencia:
1. Imanes de mediocampo: su potencia es de 0,5 teslas (no se fabrican actualmente).
2. Imanes de bajo campo: tienen una potencia menor de 0,5 T. Son utilizados preferentemente para estudios del sistema músculo esquelético y neurológico básico.
Los artefactos producidos por objetos ferromagnéticos son menores. Tanto los equipos de mediocampo como de bajo campo tienen características similares: el equipo, la instalación y el mantenimiento son menos costosos (no utilizan que criógenos) y generalmente requieren menos espacio. Los tiempos de exploración son más largos y la resolución espacial es menor. Estas limitaciones condicionan un escaso desarrollo de aplicaciones avanzadas en este campo.
3. Imanes de alto campo: son los más utilizados y su potencia es de 1 a 3 T, para uso clínico y hasta 8 T para investigación.
Son muy homogéneos, permiten obtener imágenes con mejor resolución espacial y una buena relación señal-ruido. Con estos imanes se pueden utilizar pulsos selectivos: para supresión de la grasa, transferencia de magnetización (gracias a la mayor diferenciación de los picos de agua-grasa, líquido céfalo-raquídeo-médula, etc.).
Si se dispone de los gradientes, las bobinas y el software adecuado posibilitan llevar a cabo todas las nuevas aplicaciones, disminuyendo considerablemente los tiempos de exploración.
Hay que tener en cuenta que pueden producir un mayor número de artefactos por susceptibilidad magnética y que dado a la mayor potencia los gradientes, son más ruidosos y molestos. Con estos imanes es necesario asimismo ser más cuidadoso con los elementos ferromagnéticos.
Según su composición:
1. Imanes permanentes: son grandes bloques de magnetita que producen un campo magnético continuo. No consumen corriente eléctrica y no requieren enfriamiento por lo que no tienen ningún coste de mantenimiento. Pero son extremadamente pesados y no consiguen campos magnéticos altos.
2. Electroimanes: el campo magnético se crea mediante corriente eléctrica:
Imanes resistivos: son electroimanes constituidos por un enrollamiento de cobre que rodea un cilindro a través del cual pasa una corriente eléctrica: de este modo se genera un campo magnético. Pueden producir campos magnéticos de más de 0,3 T.
Necesitan corriente eléctrica para mantener el magnetismo.
Aunque el coste de fabricación es bajo, su mantenimiento es más costoso: requieren por una parte mucho consumo eléctrico debido a la resistencia natural del cobre y refrigeración continua (disipan mucha energía calórica)
Imanes superconductitos: son, con diferencia, lo más utilizados.
Descripción: crean el campo magnético a través de una corriente eléctrica, pero aprovechan un estado de la materia: la superconductividad. Esta es la propiedad por la cual algunos materiales al enfriarse a temperaturas cercanas al cero absoluto, pierden la resistencia y aumentan la conductividad.
Estos imanes constan de varias espiras a través de las cuales pasa una corriente eléctrica. El niobio, para alcanzar la superconductividad, requiere ser enfriado a -269 °C (temperatura del helio líquido). Estas espiras pueden enrollarse de forma muy compacta en volúmenes relativamente pequeños, lo que puede dar lugar a un electroimán muy potente y de pequeña dimensión
El criostato de los imanes superconductores que contiene el helio líquido posee un diseño tipo termo doble que con un receptáculo lleno de criógeno sólido rodea al contenedor de helio. Actúa como amortiguador entre las temperaturas de la habitación y del helio líquido minimizando las pérdidas de helio por vaporización. El helio tiene una tasa de vaporización determinada que condiciona una pérdida progresiva de su nivel por lo que es necesario proceder periódicamente a su recarga.
Características: permiten alcanzar potencias de campo de entre 0,5 a 4 T consumiendo muy poca corriente eléctrica. Consiguen campos uniformes y homogéneos.
Pueden darse pequeñas pérdidas de homogeneidad a lo largo del tiempo debido a la link límites y más resistencia la bobina principal, por lo que este parámetro debe ser controlado regularmente por el servicio de mantenimiento y aquí influye en la calidad de imagen.
Siguen siendo con costosos debido mantenimiento y recarga de helio es un elemento escaso y por lo tanto caro.

Las distorsiones del campo magnético:
La mayoría de los equipos de RM requieren un ajuste denominado “shimming” que compensa las distorsiones del campo magnético producidas por imperfecciones en la fabricación o por la existencia de problemas locales: proximidad de columnas de acero o de estaciones de metro, disposiciones asimétricas de los metales
Para corregir estas distorsiones se utilizan elementos pasivos como placas metálicas y elementos activos como “bobinas de compensación” – shimming- que crean pequeños campos que se suman/restan al principal.
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BOBINAS DE GRADIENTE
Los gradientes son electroimanes resistivos que se superponen al imán principal. Éstos crean un campo magnético variable que se suma/resta a B0. Son muy ligeros, su potencia oscila entre 200 y 400 Gauss (20 a 40 Mt) y su intensidad se mide en mTm o Gcm.
Un gradiente magnético consta de dos bobinados y el sistema dispone de tres pares de ellas, un par para cada dirección del espacio, en los ejes X, Y, y Z. La potencia que se aplica cada una de ellos se define en la secuencia de exploración.
La finalidad de lograr dientes es:
• Producir una variación lineal del campo a lo largo de cualquiera de los tres ejes del espacio.
• Servir para la selección de corte y la codificación espacial de la muestra que se va a explorar.
• Minimizar los requerimientos de corriente y el depósito calórico ya que tienen baja inductancia y baja resistencia.
Eficacia de los gradientes:
Además de la potencia de los gradientes, para conocer su eficacia y sus prestaciones se deben conocer:
• Amplitud máxima o fuerza de gradiente, medida en milíteselas por metro (mT/m)
• Rise time, o tiempo de subida, medido en milisegundos.
• Slew time o aceleración.
Conocidos la amplitud y el Rise time puede calcularse la velocidad de subida o slew rate en Tesla por metro por segundo (T/m/s). Este parámetro refleja la capacidad del gradiente de producir variaciones de intensidad en el campo (T) a lo largo del espacio (m) en un tiempo determinado (s).
Estas especificaciones deben darse para todos y cada uno de los tres ejes ya que en algunas aplicaciones se han de activar varios simultáneamente.

SISTEMAS DE RADIOFRECUENCIA
Es el tercer elemento necesario para producir el fenómeno de resonancia magnética. Es responsable de la generación, recepción y transmisión de los pulsos de estimulación. Después de la estimulación y codificación espacial se obtiene la señal en forma de eco de RM. Este eco debe ser recogido por una antena receptora, amplificado y procesado (mediante un de modulador, un filtro y un digitalizador) para el posterior cálculo y representación de la imagen.
El hardware del sistema de RF se subdivide en varios grupos (basados en los sistemas de Siemens)
Unidad de señal de RF:
Amplificador de potencia de RF
Sistema de aplicación
Radiofrecuencia electrónica de control

Sistema de antenas:
La mayoría de los sistemas de resonancia magnética utilizan una antena básica transmisora/receptora (bobina de cuerpo) para emitir las señales de RF, con forma de silla de montar, fija dentro del imán y conocida como bobina de cuerpo o body coil. Este diseño tiene dos finalidades: producir una penetración uniforme de energía de RF y generar un campo magnético perpendicular (B1) al campo principal (B0).
El sistema de radiofrecuencia dispone además de otras antenas o bobinas móviles, externas al imán. Estas bobinas se pueden conectar y desconectar, tienen variadas formas y tamaños, son ligeras y se colocan sobre la zona anatómica del paciente que se va a estudiar.
Se encuentra preparadas para su uso en la sala del imán colocadas o guardadas en un espacio especial para bobinas: se pueden clasificar en dos grandes categorías
Bobinas de volumen y bobinas de superficie
Bobinas de volumen: pueden ser emisoras y receptoras. Permiten obtener una señal homogénea de todo el volumen explorado. Pueden contener una región del organismo (cabeza-rodilla) o todo el cuerpo.
Bobina de superficie: son únicamente receptoras. Para obtener una señal óptima se deben aplicar lo más cerca posible a la zona explorada. Se caracterizan porque recogen mucha señal ya que la detección de esta depende de la proximidad del tejido a la bobina. El volumen que recogen es limitado por la penetración de la antena es proporcional al diámetro de ésta. La señal obtenida tiene menos ruido ya que el volumen recogido es menor.
Como consecuencia se puede decir que las bobinas de superficie favorecen una señal-ruido elevada, con lo que se puede utilizar campos pequeños, con poco grosor de corte, mejorando de este modo la resolución espacial (los vóxeles son más pequeños), aunque se puede afirmar que depende también del tamaño de la bobina.
Presentan formas y tamaños muy variados adaptable a distintas zonas de que el cuerpo: formas circulares grandes y pequeñas, planas, rectangulares, sin curvadas, envolvente, flexibles, endocavitarias, etc.
La elección de las antenas apropiadas es un paso fundamental en una exploración de RM y responde a protocolos precisos teniendo en cuenta la morfología del paciente y las horas y la zona que se quiere estudiar.



Las sustancias para magnética tienen pequeños campos magnéticos locales que producen un acortamiento del tiempo de relajación de los protones de los alrededores. Este efecto se llama refuerzo de la relajación de los protones.
El gadolinio es una sustancia para magnética que se utiliza como medio de contraste en RM. Químicamente, las sustancias una tierra rara. Como el gadolinio, en su estado libre, es tóxico, se une de una cierta manera (quelación) al DTPA, resolviendo el problema de la toxicidad.
El efecto del medio de contraste es un cambio en la intensidad de la señal, acortando el T1 y T2 de sus alrededores.
La imagen ilustra a dos tejidos A y B. El gadolinio administrado por vía intravenosa entra en el tejido A, acortando el T1 de dicho tejido y se desvía la curva hacia la izquierda. El resultado es que la señal del tejido A en el tiempo TR es mas intensa que antes y los dos tejidos pueden diferenciarse mucho mejor. Debido a la existencia del contraste.
Cuando realizamos un estudio potenciado en T2 se produce una perdida en la señal del tejido A después de aplicar el medio de contraste porque este acorta el T2 y desvía la curva T2 hacia la izquierda.
Generalmente es más difícil apreciar la perdida de señal que el aumento de la misma, por lo que después de administrar medio de contraste la técnica de imagen utilizada se potencia en T1.
Como la sustancia no se distribuye por igual por todo el cuerpo, las señales de los diferentes tejidos se influirán también de manera distinta. Los tejidos tumorales vasculares a dos por ejemplo se aumentan. Es importante también el gadolinio no atraviese la barrera en marcha encefálica intacta, pero si cuando está alterada.
El uso de medio de contraste aumenta la detección de las lesiones y la precisión diagnóstica. Por ejemplo, pueda silbar a diferenciar entre el tejido tumoral y el edema de alrededor.
El gadolinio entra el tejido tumoral y acorta el T1, haciendo que brille más el tumor en las imágenes potenciadas en T1, mientras que el edema de alrededor no se ve influenciado. Como el gadolinio acorta el T1, podemos acortar el TR del estudio por lo que tardaremos menos tiempos en obtener la imagen.
La imagen muestra un corte coronal del cerebro potenciada en T1 con gadolinio.
La sensibilidad y la especificidad de la RM ha aumentado considerablemente con el empleo de medios de contraste. Su uso añade información funcional de la anatomía detectada con otras secuencias. Lo que identifica a un agente de contraste es la presencia de un ión metálico con propiedades magnéticas. Este ión constituye el principio activo, pero al ser tóxico para el organismo, precisa unirse a una sustancia quelante, que además le va a servir de transportador, guiando así su distribución en el organismo y su farmacocinética.
Los principios activos pueden ser paramagnéticos (gadolinio y manganeso) o súper paramagnéticos (compuestos de óxido de hierro –SPIO – USPIO).
Las sustancias quelantes (quelatos o ligandos) encapsulan al ión y permiten utilizarlo en el organismo, tratando de que libere la menor cantidad de ión libre.
Tras la inyección intravenosa atraviesan la circulación pulmonar y son distribuidos por el sistema arterial al espacio intravascular y de ahí se distribución a:
• Espacio extracelular. Contrastes inespecíficos o extracelulares. Se eliminan por vía renal.
• Espacio intracelular. Contrastes específicos o intracelulares. Día de eliminación renal y/o hepática.
• Permanecen un tiempo en sangre “pool vascular". Contrastes específicos o intravasculares.
Independientemente del tipo de lesión (tumoral, infecciosa, contusional o vascular) en ocasiones se va a producir un aumento de permeabilidad capilar que hará que el contraste se acumule en el intersticio, aumentando así el contraste entre el tejido y la lesión y aumentando la definición anatómica. Mención especial merece el cerebro debido a la existencia de la barrera hematoencefálica ya que solamente determinados procesos van a ser capaces de romperla y, por tanto, el contraste sólo será captado en estas patologías.
El contraste favorece la relajación energética de los núcleos de hidrógeno: minimizando el T1 y aumentando el sincronismo de la relajación de los núcleos del vóxel: disminuye el T2.
Los contrastes positivos, por ejemplo el gadolinio (inespecífico) y el manganeso en hepatocitos (específicos) acortan el T1 y por ello se detectan mejor en imágenes obtenidas en T1. Aumenta la intensidad de la señal de los tejidos realzados.
Los contraste negativos como él USPIO, SPIO en SER (sistema retículo endotelial) (específico) acortan el T2 y se observa mejor en imágenes obtenidas en T2. Disminuyen la intensidad de la señal de los tejidos realzados.

CONTRASTES POSITIVOS

GADOLINIO (GD)
Es un metal del grupo de los lantánidos con un número atómico de 64. Es un contraste paramagnético inespecífico del espacio extracelular, no tiene especificidad tisular ni se acumula en el pool sanguíneo.
Tras un tiempo corto de paso intravascular difunde rápidamente al espacio intersticial y posteriormente se excreta totalmente por vía renal.
Acorta el T1: así, para un mismo que el resto la intensidad de las señales más orden del tejido que contiene gadolinio en el mismo tejido sin gadolinio.
Acorta el T2: así, para un mismo TE la intensidad de señal es menor en el tejido con contraste que en el mismo tejido sin contraste.
La dosis habitual es de 0,1 mmol/kg de peso (0,2 cc/kg).
Si aumentamos la concentración de gadolinio aumenta la señal pero sólo hasta cierto límite es (máximo dosis triple) tras lo cual, aunque sigamos incrementando la dosis, este aumento no es útil y acá parece el efecto T2 y se oscurece la región de interés.

Agentes de contrastes inespecíficos con gadolinio
Gd-DTPA – Gd-DO3A – Gd-DTPA-BMA – Gd-DOTA
Todos éstos son inespecíficos del espacio extracelular, acortan el T1 y son prácticamente inocuos.
En algunos casos de contraste puede ser administrado por vía oral o rectal.
Los más utilizados son los que se mezclan con el contenido gastrointestinal y producen alteración de señal
Los contraste positivo produce un aumento señal en la luz porque acorta el T1 o porque tienen un T1 corto, pero también aumenta los artefacto de movimiento intestinal (para evitarlo se utiliza glucagón y/o escopolamina-buscapina).
Se administra gadolinio por vía digestiva diluido el 1% es decir 1 cc de gadolinio disuelto en 100 cc de suero fisiológico o agua.
Al ser un contraste positivo va a producir un aumento de la señal ya que acorta el T1
En la práctica se usa poco porque el agua produce similar efecto en las secuencias potenciada en T2.
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Agentes de contrastes específicos con gadolinio
aún no comercializados en España. Son específicos para el hígado: Gd EOB-DTPA – Gd BOPTA Multihance.
Son captados parcialmente por los hepatocitos y son eliminados posteriormente por vía renal y el hepato-biliar. Combinan las propiedades inespecíficas de gadolinio con la eliminación hepática actuando así como contraste positivo

Macromoléculas con gadolinio (pool vasculares)
Los agentes de contrastes según el macromolecular de alto peso molecular difunden poco a tres de los capilares y así podrán recircular por la sangre durante horas convirtiéndose en “Pools sanguíneos” de contraste permitiendo tener a sus programas, medidas de flujo, volumen. Cuando ocurre el daño en el endotelio vascular, de contraste escapa el intersticio y se observan cambios de señal en el tejido.

MANGANESO
Metales fuertemente paramagnético, aunque menor que el gadolinio. Inyectado libremente en el organismo puede ser tóxico. En mejor tolerado si se une a un agente quelante o ligando.
Agente activo: Manganeso MN
Sustancia quelante: fodipir = dipiridoxil disfosfato DpDp
La unión de ambos se denomina Mangafodipir.
Es un contraste positivo. A comportarse como tal, producen el hígado normal una hiperintensidad mientras que las lesiones presentan intensidad menor.
Disminuye el tiempo relajación T1 y no tiene efectos significativos en T2.
Una vez inyectado en el organismo, se biotransforma y el manganeso se libera gradualmente del ligando.
El manganeso se une a la proteína plasmática y su aclaramiento en sangre es rápido. Es captados sobre todo por el hígado, páncreas, glándulas suprarrenales y riñones.
Transportado por bilis se elimina con las heces de modo similar al manganeso que produce la dieta.
La dosis de inspecciones de 0,5 cc/kg a velocidad de 2-3 cc/min.
Una reacción frecuente durante la administración es la sensación de calor, que desaparece a los pocos minutos.
El parénquima hepático tiene potenciación máxima entre 15-20 minutos tras la inyección y durante cuatro horas, luego va disminuyendo, lo que proporciona un amplio periodo de adquisición de imagen.
Al ser excretado por la bilis se puede emplear para realizar estudios de colangio-RM.
El manganeso está contraindicado en casos de función renal o hepática severamente reducida, enfermedad cardiaca grave, alteración de la barrera hematencefálica, feocromositoma, embarazo y la estancia.

CONTRASTES NEGATIVOS
Agentes superparamagnéticos: compuesto de óxido de hierro
Constituidos por una parte centrales donde se alojan las partículas súper paramagnéticas de óxidos de hierro y un recubrimiento biodegradable con diferentes coberturas.
Compuesto activo: cristales de óxidos de hierro.
Sustancia que delante: dextrano, carboxi-dextrano.
La vida media el torrente sanguíneo y la distribución por los órganos depende del tamaño de las partículas.
Se utilizan como agentes negativos en secuencias T2 y T2* ya que ejercen sus efectos sobre la potenciación T2 más que sobre T1. Dependiendo del tamaño de las partículas se clasifican en:

USPIO (ultrasmall superparamagnetic Iron Oxide)
Partículas de óxido de hierro ultra finas 20-50 nm.
Una vez en el torrente sanguíneo son captadas y fagocitadas por los macrófagos, por lo que permanecen más tiempo en sangre comportándose como un Pool sanguíneo. Una vez fagocitadas, van al hígado, bazo, médula ósea y nódulos linfáticos.
Son captados por los nódulos linfáticos normales pero no por los metastásicos. Al ser un contraste negativo, los linfáticos normales bajarán de señal, no así los patológicos, que no se modifican.

SPIO (superparamagnetic Iron Oxide)
Partículas de óxido de hierro súper paramagnéticas. Tamaño mayor de 50 nm.
Una vez en el torrente sanguíneo, las células del SER (Kupffer) las fagocitan rápidamente y son eliminadas de la sangre en aproximadamente una hora con una vida media de 5-15 minutos.
El efecto es mayor sobre el T2 que sobre el T1

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