RESONANCIA- BASES FISICAS

RESONANCIA MANETICA
Introducción:
Los primeros datos del fenómeno de la resonancia magnética se remontan a 1946. En ese año, en Estados Unidos, Félix Beloch, de la Universidad de Stratford, y Edgard Purcel, de la Universidad de Harvard, demostraron que determinados núcleos, bajo campos magnéticos intensos, pueden absorber energía de radiofrecuencia y generar a su vez una señal de radiofrecuencia capaz de ser captada por una antena receptora.
Se denominó frecuencia de resonancia a la frecuencia con la cual absorbían resonancia y fenómenos de resonancia magnética nuclear al experimento en sí mismo.
En 1973, Paul Laterbury llevó a cabo la aplicación de este fenómeno al ámbito del diagnóstico médico. Publicó las primeras imágenes de dos tubos de agua, lo que supuso la presentación de la RMN como posible técnica de diagnóstico mediante imagen.
La evolución desde ese momento no ha conocido pausas. En 1979 se obtuvieron las primeras imágenes tomográficas de una cabeza humana. En 1981 se instaló en Londres el primer prototipo de tomógrafo por RMN y en diciembre de 1983 se obtuvo en España la primera tomografía en el centro médico de Barcelona.
En 1983 el Ameritan Collage of radiology consideró la tomografía por RMN como técnica estándar en el campo de diagnóstico médico.

Definición: la resonancia magnética es el fenómeno físico por el cual, al ser colocadas bajo un potente campo magnético, ciertas partículas como los electrones, protones y los núcleos atómicos con un número impar de protones (Z) y/o neutrones (N), alinean sus campos magnéticos con este nuevo campo magnético superior y pueden absorber selectivamente energía de radiofrecuencia.

El fenómeno del magnetismo tiene su origen en el movimiento de partículas cargadas eléctricamente. La magnetización se refiere al fenómeno producido por la orientación no aleatoria del campo magnético de los electrones. En ausencia de un campo magnético los espines o protones generalmente de hidrógeno (por ser los más abundantes del cuerpo humano) están orientados al azar y describen un movimiento de giro sobre su eje (movimiento de spin) que genera un campo magnético individual y que es neutralizado por los campos producidos por otros protones.
Al introducir un paciente dentro del campo magnético del imán de RM los núcleos de los átomos se orientan de acuerdo a la línea de fuerza del campo y van a describir un giro o movimiento de precisión con una frecuencia que dependerá de la intensidad del campo magnético al que están sometidos y de la posición que ocupe el protón en relación a los diferentes tejidos.
Si acto seguido se aplica una onda de radiofrecuencia perpendicular al campo magnético, con una frecuencia que sea la misma que la de precisión de los protones, éstos van a cambiar de orientación siguiendo la dirección del nuevo campo magnético: a este proceso se lo llama resonancia.
Cuando cesa el estímulo de radiofrecuencia, los átomos vuelven alinearse en la dirección del campo magnético del imán, volviendo a su situación inicial, liberando una energía que puede ser recogida o captada en forma de señal. Éste proceso se denomina relajación.
Principios físicos:
Los átomos constan de un núcleo y una corteza, la cual está formada por electrones. En el núcleo, entre otras cosas, están los protones, pequeñas partículas que contienen una carga eléctrica positiva.
Estos protones están girando constantemente, o realizan un movimiento llamado spín alrededor de un eje o, como se dice habitualmente, los protones poseen un spín. La carga eléctrica positiva del protón, naturalmente gira o realiza el movimiento de spin con él. Y toda carga eléctrica el movimiento es una corriente eléctrica. Toda corriente eléctrica induce o produce una fuerza de magnética, es decir un campo magnético. Entonces el protón tiene su propio campo magnético y podemos considerarlo como un pequeño imán.
Los protones, al ser pequeños imanes, se alinean en el campo magnético externo, al igual que una brújula en el campo magnético de la tierra. Para los protones existen dos formas de alinearse con el campo magnético: con sus polos norte y sur en la dirección del campo externo, en paralelo a él, o en dirección opuesta, en antiparalelo.
Ambos estados están a diferentes niveles de energía, es decir, necesitan cantidades de energía diferentes. Naturalmente, el estado preferido de alineación es aquel que necesita menos energía. Por ello, hay más protones en el nivel de menor energía, paralelos al campo magnético externo. La diferencia en el número es, sin embargo, muy pequeña, y depende de la intensidad del campo magnético aplicado. Para hacernos una idea grosera, por cada 10 millones de protones en antiparalelo ahí aproximadamente 10 millones 7 en paralelo.
Los protones no solamente están alineados en paralelo o antiparalelo a la línea del campo magnético, sino que se mueven alrededor de él de una cierta manera. Este tipo de movimientos se llama precesión.
La velocidad de este movimiento puede medirse como frecuencia de precesión, es decir cuántas veces precesan los protones por segundo. Esta frecuencia de precesión no es constante y depende de la intensidad del campo magnético en la que están colocados los protones. Cuanto más intensos el campo magnético, más rápida será la velocidad de precesión y mayor la frecuencia de precesión.
Para medir la frecuencia de precesión se utiliza la ecuación de Larmor:
W0 = γ . B0 donde W0 es la frecuencia de precesión en Hz o MHz, γ es la constante giromagnética y B0 es la intensidad del campo magnético en tesla.
Esta ecuación establece que la frecuencia de precesión es mayor cuanta más alta sea la intensidad del campo magnético. La relación exacta viene determinada por la constante giromagnética y ésta es diferente para cada elemento.
Por ejemplo: el valor de γ para el protón de hidrógeno es de 42,5 MHz/ T. Si utilizamos un campo magnético de 2 testa, la frecuencia de presesión será de 85 MH.
Esta frecuencia de precesión es importante porque tiene relación con la resonancia en la imagen por resonancia magnética ya que los protones podrán ser perturbados, absorberán energía, si son estimulados con ondas electromagnéticas con una frecuencia igual a su frecuencia precesión.
Recordemos que el átomo tiene un núcleo formado por protones y neutrones. Una excepción es el núcleo del hidrógeno, que solamente tiene un protón. Por eso, cuando hablamos del protón, nos estamos refiriendo al núcleo de hidrógeno, ya que ambos son lo mismo. El núcleo de hidrógeno es el mejor para obtener la imagen de RM, ya que existe en gran abundancia nuestro cuerpo y además emite la mejor señal de todos los núcleos.
No podemos usar cualquier núcleo para obtener imágenes por RM. Sólo podemos utilizar aquellos núcleos que tengan spin y un número impar de protones (o neutrones).
Esto se puede explicar fácilmente, tal como vimos los protones están girando por el spín, por lo que su carga eléctrica también se mueve. La carga eléctrica que se mueve es una corriente eléctrica que induce un campo magnético del protón, lo cual es la base para todo. Si no fuera por el espín, no habría campo magnético.
Si consideramos al protón como un pequeño imán, si se tiene un núcleo con dos protones (o cualquier otro número par), estos pequeños imanes se adherirán tal como hacen otros imanes (polos opuestos atraen). El resultado es que se cancelan su momento magnéticos.
Si usamos un núcleo con un número impar de protones, por ejemplo, tres, aunque un par se unirá, neutralizándose uno a otro, siempre queda un protón que mantiene su momento magnético. Por lo tanto, los núcleos que tienen un número impar de protones tienen momento magnético y pueden utilizarse en RM. Como ejemplo tenemos el C13, F19, Na23 y el P31.
Magnetización longitudinal y transversal.
Cuando colocamos a un paciente en un campo magnético hay millones de protones procesando rápidamente: por lo tanto, es fácil imaginar que en un determinado momento pueda haber un protón que esté orientado en una dirección y otro orientado exactamente la dirección opuesta. El resultado es muy importante: fuerzas magnéticas en direcciones opuestas se cancelan unas con otras. Por cada protón orientado hacia abajo hay otro orientado hacia arriba cancelando sus efectos magnéticos. Pero como hay más protones orientados hacia arriba, en paralelo, (ej., 10.000.007) que hacia abajo, en antiparalelo, (10.000.000) resulta que hay protones que no tienen con quien cancelar sus fuerzas magnéticas. Estos protones entonces (ej, 7) no se cancelan y sus fuerzas magnéticas se suman. El resultado final es un vector magnético en la dirección del campo magnético externo, que es el resultado de la suma de los vectores magnéticos de los protones orientados en paralelo.
Como esta magnetización se encuentra en la dirección a lo largo (longitudinal) al campo magnético externo, se llama también magnetización longitudinal.
Este nuevo vector magnético resultante del paciente está orientado a la dirección del campo magnético externo, a lo largo de sus líneas de campo. Esto se describe como una dirección longitudinal y es realmente este nuevo vector magnético el que puede ser utilizado para obtener la señal. Sería estupendo si pudiéramos medir esta magnetización del paciente, pero existe un problema y es que no podemos medir esta fuerza magnética porque está en la misma dirección, paralela al campo magnético externo. Por eso necesitamos una magnetización que no sea longitudinal sino transversal al campo magnético externo.

Cuando colocamos al paciente en el campo magnético externo se forma la magnetización longitudinal que no podemos medir. Entonces le enviamos al paciente una onda de radiofrecuencia.
En realidad se le envía un pulso de radiofrecuencia. El propósito de este pulso de RF es el de perturbar a los protones que están precesando tranquilamente, alineados con el campo magnético externo.
Cualquier pulso no perturba a esos protones, para poder intercambiar energía se debe enviar un pulso de RF con la misma frecuencia que la frecuencia de precesión de los protones y para esto se precisa la ecuación de Larmor.
Cuando el pulso de RF y los protones tienen la misma frecuencia, los protones pueden captar energía, fenómeno conocido como RESONANCIA

Veamos otro ejemplo: Tenemos 4 protones que forman la magnetización longitudinal. Damos un pulso de RF y un protón capta energía y pasa de estar en paralelo al campo magnético a estar en antiparalelo, un estado de mayor energía y esto tiene repercusión sobre la magnetización longitudinal que disminuye quedando formada solo por 2 protones. Si luego otro protón capta energía la magnetización longitudinal desaparece.
El pulso de RF produce otro efecto en los protones, los pone en fase.
Los protones que estaban orientados aleatoriamente en otras direcciones, a derecha, a izquierda, hacia atrás y hacia delante, cancelando sus momentos magnéticos ahora se orientan todos en una nueva dirección perpendicular a la magnetización longitudinal y forman una magnetización transversal.
Este nuevo vector establecido no permanece quieto, sino que se mueve en la misma línea que los protones precesando y con la misma frecuencia de precesión.
Por lo tanto el pulso de radiofrecuencia produce dos efectos:
Reduce la magnetización longitudinal.
Produce una magnetización transversal.

Cuando quitamos el pulso de radiofrecuencia todo el sistema vuelva al principio.
Los protones que habían captado energía la liberan al medio del alrededor, también llamado red (lattice) y vuelven a estar en paralelo al campo magnético externo aumentando la magnetización longitudinal a su valor inicial, proceso llamado relajación longitudinal o relajación spin-red o spin-lattice.

El tiempo que tarda la magnetización longitudinal en recuperarse, para volver a su estado inicial, se describe como el tiempo de relajación longitudinal o T1.

Este tiempo no es el tiempo exacto que tarda, sino un tiempo constante, que describe lo rápido que es este proceso

Por otro lado los protones se desfasan rápidamente ya que están influenciados por los campos magnéticos de otros spines y por las inhomogeneidades del campo magnéticos en consecuencia la magnetización transversal disminuye hasta desaparecer, proceso llamado relajación transversal o relajación spin-spin.
El tiempo en que tardan en desfasarse los protones es muy rápido y se llama tiempo de relajación T2.

Las relajaciones longitudinal y transversal son procesos diferentes e independientes que ocurren simultáneamente.

El T1 es mas largo que el T2. En términos absolutos, en los tejidos biológicos, el T1 es de aproximadamente entre 300 y 2000 ms. El T2 es de 30 a 150 ms.

Es difícil precisar exactamente la finalización de la relajación longitudinal y transversal. De aquí que el T1 t el T2 no son valorables cuando se ha completado la relajación por lo que el T1 fue definido como el tiempo transcurrido cuando se ha alcanzado el 63 % de la magnetización longitudinal. El T2 es el tiempo transcurrido cuando la magnetización transversal ha decrecido hasta el 37 % de su valor original.

Para los líquidos el T1 y el T2 son largos, mientras que para la grasa, comprada con los líquidos tiene un T1 y un T2 cortos.

El T1 depende de la composición del tejido, de la estructura y del ambiente. Tiene que ver con un intercambio de energía térmica realizado desde los protones al medio de alrededor (red – lattice).

Cuando el medio esta formado por líquido es difícil para los protones entregar energía al medio y esto produce que liberen su exceso de energía lentamente haciendo lenta la formación del vector de magnetización longitudinal. Lo que significa que los líquidos tienen un T1 largo.

La grasa tiene un T1 corto porque los enlaces carbono en los extremos de los ácidos grasos tiene frecuencias próximas a la de Larmor y esto produce una rápida transferencia de energía.

Los campos magnéticos más intensos generan tiempos T1 mas largos ya que como la frecuencia de Larmor depende de la intensidad del campo magnético, cuanto mayor sea este mayor será la velocidad de precesión y por lo tanto tendrán mas problemas para liberar su energía al medio con campos magnéticos fluctuando mas lentamente.

La relajación T2 se produce cuando los protones se desfasan a causa de las inhomogeneidades del campo magnético externo y las inhomogeneidades de los campos magnéticos locales de los propios tejidos.

Como las moléculas de agua se mueven rápidamente sus campos magnéticos fluctúan deprisa por lo que no hay grandes diferencias netas en los campos magnéticos internos de lugar a lugar. Si no hay grandes diferencias entre los campos magnéticos internos de un tejido los protones permanecen acompasados durante más tiempo, por eso el T2 es mas largo.

Con los líquidos impuros, aquellos que contienen moléculas más grandes se producen variaciones mayores en los campos magnéticos internos. Las moléculas grandes no se mueven rápidamente por lo que sus campos magnéticos locales no se cancelan unos con otros. Las grandes diferencias en los campos magnéticos locales producen grandes diferencias en las frecuencias de precesión y de aquí que los protones pierdan la fase más rápidamente, por lo que el T2 es corto.

Todos estos procesos influyen en la imagen por resonancia magnética.

Magnetización neta y señal

En nuestro ejemplo anterior veíamos como al enviar un pulso de RF la magnetización longitudinal disminuía al mismo tiempo que la magnetización transversal aumentaba. Esto puede considerarse como si el vector de magnetización longitudinal se hubiera inclinado 90° hacia el lado. Un pulso de RF que inclina la magnetización 90° se llama un pulso de 90°. Naturalmente, son posibles otros pulsos, denominados según la angulación; así, por ejemplo, pulso de 180°.

Cuando quitamos el pulso de radiofrecuencia ocurren dos cosas, que los protones vuelven a su estado de menor energía, por lo que la magnetización longitudinal vuelve a formarse y que los protones pierden su coherencia de fase y por lo tanto la magnetización transversal desaparece. Es importante recalcar que ambos procesos ocurren simultáneamente e independientemente.

Ahora en lugar de utilizar dos vectores, uno para cada magnetización, utilizamos un solo vector, vector suma.

Los vectores representan fuerzas de un cierto tamaño y una cierta dirección. Si se suman los vectores que estaban orientados en diferentes direcciones, confluyendo hacia arriba, nos encontraremos con una dirección intermedia que depende de la cantidad de intensidad que existan en las direcciones originales. Este vector suma es importante, ya que representa el momento magnético total de un tejido en general por lo que puede utilizarse en lugar de dos vectores que representan separadamente a la magnetización longitudinal y transversal. Nuestro vector magnético suma, durante la relajación, vuelve a la dirección longitudinal igualándose al final con la magnetización longitudinal. Lo que tenemos que recordar es que realmente todo este sistema está precesando, incluido el vector magnético suma. De aquí que el vector suma realiza en realidad un movimiento en espiral.

Una fuerza o momento magnético cambiante puede inducir una corriente eléctrica, la cual es la que nosotros recibimos y utilizamos en RM.

Si colocamos una antena en alguna parte, obtendremos una señal. Esto es fácil imaginar si piensa que la antena es como un micrófono y que el vector magnético suma tiene una campana en su extremo. Cuando más se aleje el vector del micrófono, menos fuerte se oirá el sonido. La frecuencia del sonido, sin embargo, es la misma, porque el vector suma gira con la frecuencia de precesión. Éste tipo de señal se llama una señal FID (free induction decay o caída libre de la inducción). Es fácil imaginar que se obtiene directamente una señal fuerte después de enviar el pulso de RF de 90°. Es obvio que los vectores magnéticos determinan directamente la señal de IRM y la intensidad de señal al inducir corrientes eléctricas en la antena. Por ello, en lugar de los términos de magnetización longitudinal o transversal podemos usar también los de señal o intensidad de señal en los ejes de nuestras curvas de T1 y T2.

Tiempos TR y TE

Vamos a ser un experimento similar a los anteriores. Observe la figura, donde tenemos dos tejidos A y B, los cuales tienen diferentes tiempos de relajación (el tejido A tiene un tiempo de relajación transversal y longitudinal más corto). Enviamos un pulso de radiofrecuencia de 90° y esperamos un cierto tiempo TR (tiempo de repetición de un pulso) largo, después enviamos un segundo pulso 90º.

Al esperar un tiempo TR largo los tejidos A y B han recuperado toda su magnetización longitudinal, la magnetización transversal después del segundo pulso será la misma para ambos tejidos como lo era al principio

Si ahora enviamos un pulso 90° en un TR corto el tejido A ha recuperado más parte de su magnetización longitudinal que el tejido B. Cuando el segundo pulso 90° inclina ahora la magnetización longitudinal 90°, el vector de magnetización transversal del tejido A es mayor que el del tejido B, y como este vector de A es mayor, cuando se acerque a nuestra antena, la campaña imaginaria que lleva al extremo el vector sonará más alto, producen una señal en nuestro micrófono (antena) más intensa que el vector B
La diferencia en intensidad de la señal en este experimento depende de la diferencia de magnetización longitudinal, y de aquí las diferencias entre el T1 de los tejidos. Utilizando estos dos pulso podemos diferenciar ahora el tejido A del tejido B, lo cual podría ser imposible eligiendo solamente un pulso 90° o dos pulso 90° que estén separados por un tiempo largo (después de un tiempo largo, la diferencias en el T1 entre los tejidos a A y B no juega ningún papel en nuestro experimento, porque después de ese tiempo el tejido B que tiene un T1 más largo ha vuelto también a su estado original).
Cuando se utilizan más de un pulso de radiofrecuencia (una sucesión de pulso de radiofrecuencia) se está empleando lo que se llama una secuencia de pulsos. Como puede utilizar diferentes pulsos, esto es, de 90° o de 180°, y los intervalos de tiempo entre los pulso sucesivo pueden ser diferente, existen muchas secuencias de pulso diferentes.
La elección de una secuencia de pulso determinará la clase de señal que obtendremos de un tejido. Por eso es necesario elegir cuidadosamente y describir la secuencia de pulso para cada estudio específico. La secuencia de pulso que hemos utilizado esta forma por un solo tipo de pulso de 90°. Esto se repite después de un cierto tiempo que se llama TR = tiempo de repetición.
Con un TR largo tenemos señales similares de ambos tejidos y aparecen iguales en imagen de RM. Utilizando un TR más corto existe una diferencia en la intensidad de señal entre los tejidos, determinada por su diferencia en el T1. La imagen resultante se dice que es una imagen potenciada en T1. Esto significa que la diferencia de intensidad de señal entre los tejidos en la imagen, el contraste de tejidos, es debido, principalmente, a su diferencia en el T1. Sin embargo, existe siempre más de un parámetro que influye en el contraste entre tejidos. En este ejemplo, el T1, es el más relevante.
Un TR de menos de 500 ms, se considera un TR corto. Un TR de más de 1500 ms sería largo. Como puede imaginar podemos crear imágenes potenciadas en T2 y también imágenes potenciadas en densidad protónica, esta densidad protónica, llamada también densidad spin, influye en el contraste entre tejidos y puede explicarse de una forma muy sencilla: donde no hay protones no habrá señal, donde hay mucho protones habrá lotes de señales. Leeremos más acerca de esto más adelante, lo importante es que, utilizando ciertas secuencias de pulso, podemos hacer que ciertas características titulares sean más o menos importantes en la imagen resultante.
Al elegir la secuencia de pulso, el radiólogo puede compararse a un director de orquesta, ya que puede influir en el resultado final de la interpretación de la señal haciendo que ciertos parámetros destaquen más que otros. Todos los parámetros, sin embargo, juegan siempre el mismo papel en la señal final.
En la siguiente figura vemos representadas las curvas T1 del cerebro y el líquido cefalorraquídeo (LCR).

En el tiempo 0 no tenemos nada de magnetización longitudinal y este puede ser el momento inmediatamente después de un pulso de 90º.

Cuando esperamos un tiempo largo (TR largo) antes de repetir el pulso de 90º la magnetización longitudinal se ha recuperado bastante. Los vectores magnéticos longitudinales, que se inclinaron 90º, diferirán solamente en una pequeña cantidad, por lo que habrá una pequeña diferencia en la señal, es decir, en el contraste de los tejidos del cerebro y el LCR. Esta diferencia de señal se debe a la densidad protónica y se dice que tenemos una imagen potenciada en densidad protónica.

Si ahora utilizamos un TR corto la diferencia en la magnetización longitudinal es bastante más grande y habrá un mejor contraste entre los tejidos. Como podemos ver en las curvas hay un espacio de tiempo donde el contraste entre tejidos es más pronunciado. Decimos entonces que la imagen esta potenciada en T1.

Para obtener una imagen potenciada en T2 vamos a ver otro ejemplo.

Recordemos que al enviar un pulso de 90° disminuye la magnetización longitudinal y aumenta la magnetización transversal. Luego de un cierto tiempo esta magnetización transversal desaparece, debido a que los protones pierden su coherencia de fase, para dar lugar nuevamente a la magnetización longitudinal.

En las imágenes vemos como los protones pierden la coherencia de fase lo cual tendrá como consecuencia la disminución de la magnetización transversal.

En la figura a vemos tres protones que están casi en fase, pero se despliegan rápidamente al tener diferentes frecuencias de precisión (b y c). La pérdida de la coherencia de fase da lugar a una disminución de la magnetización transversal y a una pérdida de la señal.

Ahora hacemos algo nuevo: después de un cierto tiempo, que llamaremos TE/2, la mitad de un TE (tiempo de eco), enviamos un pulso de 180º.

El pulso de 180° de grados actúa como una pared de goma, hace que los protones vuelvan en dirección contraria, es decir, precesando exactamente en dirección opuesta, lo cual en la imagen d es en el sentido de las agujas del reloj. El resultado es que los protones que precesaban más rápidamente se colocan ahora detrás de lo más lentos. Si nosotros esperamos otro tiempo TE/2 los más rápidos habrán alcanzado a lo más lentos como muestra la imagen f. En este momento los protones están casi en fase otra vez, dando por resultado una magnetización transversal mayor y por lo tanto una señal intensa otra vez. Un poco más tarde, sin embargo, los protones que precisan más rápido se despliegan y disminuye de nuevo la señal.

El pulso de 180° en nuestro ejemplo actúa como una pared contra la cual rebotan, al igual que una la montaña refleja las ondas sonoras como ecos. De aquí porque la señal resultante se llama también un eco o spin eco.
Después que tenemos nuestra señal, nuestro eco, los protones pierden otra vez la fase, los más rápido se colocan por delante, tal como hemos comentado ya. Podemos repetir el experimento con otro pulso 180°, y otro, y otro. Si llevamos a un gráfico de intensidad de la señal en función del tiempo obtendremos una curva como muestra la imagen, por esta curva podemos ver que la spin eco, la señal resultante, disminuye con el tiempo. Responsable de esto es el hecho de que el pulso 180° solamente neutralizar los efectos que influyen en los protones de una manera constante, y éstos son las inhomogeneidades constante del campo magnético externo. Las inhomogeneidades inconstantes del campo magnético locales del interior de los tejidos no pueden evitarse y estas pueden influir en algunos protones de una manera diferente antes del pulso de 180° que después del pulso.
Por lo que, aunque algunos de los protones puedan estar todavía por detrás o por delante de la mayoría de los protones, alcanzarán la línea de partida al mismo tiempo. Por ello, de eco a eco la intensidad de señal va disminuyendo debido lo que llamamos efectos T2.

Si no utilizamos el pulso de 180° para neutralizar las inhomogeneidades constantes externas, los protones experimentarán grandes diferencias en intensidad del campo magnético cuando se interrumpe el pulso de radiofrecuencia. Debido a esto, se les pasarán más rápidamente y el tiempo de relajación transversal será más corto. A este tiempo de relajación transversal más corto se lo llama T2 asterisco para diferenciarlo del T2 después del pulso de 180°.

Los efectos correspondientes y se llaman efectos T2 asterisco. Estos efectos son importantes en las llamadas secuencias rápidas de imagen.

En la siguiente figura vemos representadas las curvas T2 del cerebro, T2 corto y del LCR, T2 largo.

Ambas curvas comienzan a 0, que es el tiempo inmediatamente después de interrumpir el pulso de 90°. Cuando esperamos un cierto tiempo TE/2 para enviar el pulso de 180°, la magnetización transversal se hace más pequeña. Después de esperar otro tiempo TE/2, que es el TE después de interrumpir el pulso 90° recibiremos una señal, el spin eco. La intensidad de este eco viene dada por la curva T2 en el tiempo TE. Este tiempo TE entre el pulso 90° y el spin eco se llama tiempo de eco.

El tiempo TE puede elegirse por el operador. Como podemos observar por las curvas T2 el TE influye en la señal resultante, y de aquí que también en la imagen.

Cuanto más corto sea el tiempo TE más fuerte será la señal que obtengamos de un tejido.

Parece razonable que para tener la mejor señal, la más intensa, haya que utilizar un TE corto, porque con TE largos disminuye la intensidad de la señal. Sin embargo, con los TE cortos tendremos un problema, como muestra la imagen, en este ejemplo, ambas curvas T2 empiezan en el mismo punto. Si solamente esperamos un TE corto, la diferencia en intensidad de señal entre el cerebro y el LCR es muy pequeña y ambos tejidos serían difíciles de distinguir ya que no existe contraste entre ellos (que es la diferencia en intensidad de señal de los tejidos) como consecuencia: con un TE corto las diferencias en el T2 no influirán mucho en el contraste entre tejidos. Las diferencias en las curvas T2 se consiguen con un TE más largo y de aquí que la diferencia en la intensidad de la señal (contraste) sean más importantes.

Por lo tanto para obtener un imagen potenciada en T2 es más razonable esperar un TE largo. Pero si esperamos mucho, la intensidad total de la señal se hará cada vez más pequeña.

Cuando la relación señal/ruido se hace más pequeña, la imagen aparece con grano.

Siempre haya algo de ruido en el sistema, pero cuando la señal es fuerte, no importa mucho. Sin embargo, cuanto más pequeña es la señal, más difícil es diferenciar la del ruido de fondo.

Secuencia spin eco

En nuestros ejemplos el tipo de secuencia de pulsos que utilizamos se llama secuencia de spin eco. Esta secuencia de pulsos es muy importante en imagen por RM ya que es el caballo de batalla de la secuencias de pulso, la cual puede utilizarse para muchas cosas. Es importante darse cuenta que con una secuencia spin eco podemos obtener secuencia potenciada en T2, T1 y en densidad protónica.

La secuencia spin eco puede ilustrarse como muestra la imagen:

Un pulso de 90º

Esperamos un TE/2.

Aplicamos un pulso de 180º

Esperamos otro tiempo TE/2 (por lo que tenemos un TE completo).

Registro de la señal.

Por ciertas razones diferentes, esta secuencia de pulsos se repite dos o más veces. El tiempo para repetir la secuencia del pulso era el TR o tiempo de repetición. Este tiempo de repetición se cuenta desde el comienzo de un pulso 90° hasta el siguiente pulso de 90°. Por lo que después de un TR sigue otro ciclo de pulsos y medida de la señal
Para figurarse cuanta señal se obtiene en un determinado tejido con ciertos parámetros de una secuencia spin eco, no tiene más que combinar sus curvas de T1 y T2 como muestra la imagen

El TR es el parámetro que determina la cantidad de magnetización longitudinal. Para ver cuánta magnetización longitudinal sea inclinada 90° lateralmente (y poder conocer con cuánta magnetización transversal empezábamos) sólo necesitamos mirar la intensidad de la magnetización longitudinal en el tiempo TR.

La magnetización longitudinal en ese punto inclinada en el plano transverso es el punto de partida a partir del cual decae la magnetización transversal. Justo en este punto la añadimos la curva T2. La cantidad de señal que obtenemos en una secuencia de spin eco para construir la imagen también depende del TE, el tiempo que esperamos después del pulso 90°. Por eso ahora solamente tenemos que mirar la intensidad de señal en el tiempo TE de la curva T2

Imagen potenciada en densidad protónica (TR largo – TE corto)

La imagen muestra la representación de las curvas T1 y T2 de dos tejidos diferentes.

Recordemos que cuando enviábamos un pulso 90° seguido por otro pulso 90° después del tiempo TR el pulso de 90° inclina la magnetización longitudinal existente a un plano transversal, dando lugar a la magnetización transversal. Cuanta más magnetización longitudinal tengamos, más fuerte será la magnetización transversal inicial después del pulso 90°. Tal como hemos leído anteriormente, con un TR muy largo, todos los tejidos habrán recuperado su magnetización longitudinal totalmente; las diferencias en el T1 de los tejidos examinados no influirán en la señal, puesto que ha pasado el tiempo suficiente para permitir relajarse totalmente a todos los tejidos en un T1 largo.

Cuando elegimos un TR largo, tal como dijimos, las diferencias en el T1 no importan. Cuando usamos también un TE corto las diferencias en la intensidad de la señal debidas a la diferencias en el T2 no han tenido todavía tiempo suficiente para manifestarse.

La señal que obtenemos, por tanto, no es ni en T1 ni en T2, sino principalmente, influida por las diferencias en protones o densidad spin. Cuanto más protones más señal.

Imagen potenciada en T2 (TR largo – TE largo)

Con un TR largo no hay diferencias prevalentes en el T1. Con él TE largo, sin embargo, las diferencias en el T2 se hacen más pronunciadas, como muestra la figura. Por lo que resulta una imagen potenciada en T2.

Imagen potenciada en T1 (TR corto – TE corto)

Con un TR corto, los tejidos no han recuperado su magnetización longitudinal, por lo que la diferencias en el T1 (que determinan la rapidez de recuperación de la magnetización longitudinal) se mostrarán en forma de diferencias en intensidades de señal como muestra la imagen.

Cuando el TE es corto, las diferencias en el T2 no pueden realmente manifestarse ellas mismas, por lo que la imagen resultante está potenciada en T1.

Hay un límite mínimo para el TE porque tarda algún tiempo en enviarse el pulso de 180° y en hacer sus efectos.

Si utilizamos un TR muy corto y un TE muy largo, situación teórica, la señal resultante sería tan pequeña o de tan poca intensidad que no podría ser utilizada para crear un imagen razonable porque con un TR muy corto habría solamente muy poca magnetización longitudinal para ser inclinada y con un TE muy largo permitiríamos que la señal de magnetización transversal resultante desaparezcan en toda su extensión.

Sugerencias prácticas para la interpretación de la imagen T1 – T2 y DP

Como regla general, si de líquido blanco, por ejemplo, LCR se trata de un imagen potenciada en T2.

Si el líquido se ve oscuro, se trata de una imagen potenciada en T1 o en densidad protónica.

Si el líquido se ve oscuro, aunque es intensidad de señal es ligeramente mayor que la imagen potenciada en T1 esta es un imagen potenciada en densidad protónica.

Por ejemplo la imagen axial de densidad protónica, debido a que la sustancia gris tiene un mayor contenido de agua, ya que contiene más protones, la intensidad de señal es mayor era la sustancia blanca

Éstas son solamente reglas generales. Realmente, para asegurarse, tendrá que mirar dos imágenes tomadas con diferentes parámetros imagen. ¿Por qué?

En la siguiente imagen se observa que en este ejemplo las curvas de T2 empiezan a diferentes alturas y se cruzan entre sí (no tienen por qué ir paralelas, aunque al principio, y por razones didácticas, se hallan representados así). El hecho de que las curvas se interceptan es muy importante:

Con un TE antes el punto de cruce (TE1) el tejido A tendrá una intensidad de señal mayor.

Con un TE justo a nivel del punto de cruce (TEc) no podemos distinguir los tejidos, ya que tienen la misma intensidad de señal.

De aquí que usted pueda tener la mala suerte de elegir una secuencia de pulsos cuyos parámetros de imagen no le permitan la diferenciación de los tejidos (esta es la razón por la que realizamos los estudios diferentes potenciados en T1 y T2).

Con un TE más allá del punto de cruce (TE2) el tejido A tendrá una señal más baja que el tejido B.

Antes del punto de cruce (lo cual, normalmente, no sabemos cuando miramos un imagen) las intensidades relativas de la señal están gobernadas todavía por las diferencias en el T1. Los tejidos con el T1 más corto (o con mayor densidad protónica si tenemos un TR largo) tienen todavía la mayor intensidad de señal. Solamente con TE largos se potencia el T2

Secuencia de saturación parcial/saturación recuperación

Estas secuencias solo utilizan pulsos de 90º.

Consiste en dos pulsos de 90º. La diferencia está en el intervalo de tiempo entre los pulsos, o sea el TR.

Si utilizamos un TR largo entre los pulsos, la magnetización longitudinal de habrá recuperado. Con un TR largo, en la secuencias de saturación recuperación, los protones se han relajado, se han saturado y no habrá diferencias en T1. Por lo tanto la imagen será potenciada en densidad protónica.

Si por el contrario utilizamos un TR corto, en la saturación parcial, los protones no se han relajado y las diferencias entre los tejidos se deberá a las diferencias en el T1 y obtendremos imágenes potenciadas en T1.

Secuencia saturación inversión – recuperación.

Esta secuencia utiliza primero un pulso de 180º, seguido de un pulso de 90º.

El pulso de 180º coloca la magnetización longitudinal en la dirección opuesta.

Si observamos dos tejidos con T1 diferentes, si una vez dado el pulso de 180º no hacemos mas nada, los tejidos recuperarán la magnetización longitudinal, primero el tejido B, ya que tiene un T1 mas corto y luego el tejido A. No obstante para poder obtener información necesitamos una magnetización transversal y para esto utilizamos el pulso de 90º.

La señal que obtenemos depende del tiempo entre el pulso de 180º y el de 90º, es decir, el tiempo de inversión TI

El TR es el tiempo entre las secuencias. La intensidad de la señal en una imagen de inversión-recuperación depende del T1, que determina la velocidad con la que vuelve la magnetización longitudinal a su valor original.

Por esto obtenemos una imagen potenciada en T1 que incluso esta más potenciada que con las imágenes de saturación- recuperaron parcial.
Secuencias rápidas
Estas secuencias tienen nombres como FLASH (fase low angle shot) o GRASS (gradient recall acquisition at steady state) y son cada vez mas importantes aunque un poco mas complicadas de entender.
Básicamente el TR es el parámetro que consume mas tiempo en una secuencia de imagen, entonces lograr reducir el TR parece lo mas lógico. Sin embargo al disminuir el TR surgen algunos problemas:
En la secuencia spin eco utilizamos el pulso de 180 º para refocusar los espines desfasados. No podemos sutilizar este pulso si utilizamos un un TR corto ya que se requiere cierto tiempo para desarrollar un pulso de 180º y con un TR no habría tiempo entre dos pulsos de 180º
Al disminuir el TR la recuperación de la magnetización longitudinal será cada vez menor entre pulsos por lo que hay poca magnetización longitudinal para inclinarse en el siguiente pulso, produciendo muy poca señal.
Para solucionar esto:
Utilizamos una manera diferente de refocusar los spines desfasados, en lugar de un pulso de 180º se utiliza un gradiente de campo magnético. Esto significa que se añade o superpone un campo magnético diferente sobre el campo magnético existente.
El gradiente de campo se conecta durante un tiempo corto. Esto da lugar a una mayor inhomogeneidad del campo magnético en el corte seleccionado. Debido a estas inhomogeneidades la magnetización transversal y por lo tanto la señal desaparece rápidamente, los spines se desfasan más deprisa. Luego interrumpimos el gradiente magnético y después de un tiempo corto se envía otra vez con la misma intensidad pero en dirección opuesta. Esto da lugar a que la señal aumente otra vez hasta un cierto máximo, que se llama eco de gradiente (gradiente de eco).
Respecto a la pequeña cantidad de magnetización longitudinal que existe en un TR corto también se puede solucionar utilizando un ángulo o flip angles más pequeño, en lugar de utilizar un ángulo de 90º se utilizan ángulos más pequeños, de ente 10 y 35º.
Con esto ángulos mas pequeños la magnetización longitudinal no desaparece por completo, siempre hay una pequeña cantidad de magnetización longitudinal para poder ser inclinada por el siguiente pulso, esto hace que exista señal razonable a pesar de tener un TR corto.


Selección de corte y grosor de corte:
Cuando colocamos a un paciente en la máquina de resonancia magnética, el mismo se encuentra en un campo magnético bastante homogéneo. Por eso todos los protones del cuerpo tienen la misma frecuencia de larmor y serán excitados por el mismo pulso de radiofrecuencia.
Para examinar solamente un corte específico, se superpone un segundo campo magnético al campo magnético externo, que tiene intensidades diferentes en diversas localizaciones. El campo magnético, por tanto, es más fuerte o más débil en unos lugares que en otros. Este campo adicional se llama gradiente de campo y está producido por las llamadas bovinas de gradiente.
En la siguiente imagen podemos observar que la fuerza del campo magnético aumenta en las diferentes secciones transversales, desde los pies hasta la cabeza. Por consecuencia, los protones en los cortes diferentes experimentan diferentes campos magnéticos y tienen frecuencias de precesión diferente. Por ello, los pulsos de radiofrecuencia que alteran los protones de los diferentes cortes tienen también frecuencias diferentes.
Como los gradientes de campo pueden superponerse en cualquier dirección, es posible definir no solamente los cortes transversales, sino toda clase de plano de imagen diferente sin mover al paciente. El gradiente de campo que nos permite examinar un corte específico se llama también gradiente de selección de corte.
La imagen nos muestra que la intensidad del campo magnético resultante aumenta de 1,4 Tesla en los pies a 1,6 Tesla en la cabeza. Como las intensidades del campo magnético y la frecuencia de precesión/resonancia están directamente relacionadas (ecuación de Larmor), la frecuencia de resonancia en los pies es aproximadamente de 60 MHz, mientras que a la altura de la cabeza es de 68 MHz en nuestro ejemplo. Seleccionando un pulso de radiofrecuencia de una cierta frecuencia determinamos la localización del corte que examinamos.

Podemos seleccionar un grosor de corte diferente de dos maneras:
Enviamos, en lugar de un pulso de radiofrecuencia específica (lo cual no se hace en la práctica), uno que tiene un rango amplio de frecuencia; cuanto más amplio sea el rango de frecuencia, más grueso será el corte en el que serán excitados los protones, como muestra la imagen “a”. Si utilizamos un pulso de radiofrecuencia, con frecuencia que van desde 64 a 65 MHz y, obtendremos un grosor de “corte 1”. Sin embargo, si sólo utilizamos frecuencia de 64 a 64,5 MHz, los protones resonarán en un corte más pequeño (corte 2).
Si utilizamos el mismo rango de frecuencias de radio, es decir la misma anchura de banda, el grosor de corte puede modificarse por la pendiente del gradiente de campo, como se ilustra en la imagen “c”.
Si tenemos un gradiente de campo muy marcado, es decir, con una mayor diferencia en la intensidad del campo en una distancia específica, la frecuencia de precesión también varían el mayor grado

En las imágenes “a” y “c” se utiliza un pulso de radiofrecuencia de la misma anchura de banda, con frecuencia de entre 64 y 65 MHz, pero el grosor de corte en “c”, al tener una mayor diferencia de gradiente de campo, es más fino que en “a”.

Origen de la señal:

Ya hemos seleccionado la posición y el grosor de nuestro corte, ahora queremos saber de qué punto de nuestro corte viene una determinada señal, alguna información que nos permita construir la imagen. El truco es similar al gradiente de selección de corte, que se crea solamente durante la aplicación del pulso de radiofrecuencia.

Después de enviar el pulso de radiofrecuencia, aplicamos otro gradiente de campo. La siguiente imagen nos muestra la situación de los protones en el corte seleccionado, precesando todos con la misma frecuencia. Aplicamos ahora otro gradiente de campo, que en nuestro ejemplo disminuye de izquierda a derecha.

La precesión de los protones, por tanto, también disminuirá de izquierda a derecha (en nuestro ejemplo la frecuencia de precesión son de 65, 64 y 63 MHz, respectivamente).

El resultado es que los protones de las diferentes columnas emiten sus señales con estas frecuencias diferentes. El gradiente aplicado se llama también gradiente de codificación de frecuencias (frecuency encode). Sin embargo todos los protones de una columna emitirán sus señales con la misma frecuencia.

Como esa información espacial no es suficiente, tenemos que hacer algo más. Si miramos la imagen donde tenemos los protones de una columna de 65 MHz, los protones están en fase después del pulso de radiofrecuencia que lo ha agrupado. Ahora aplicamos un gradiente magnético a lo largo de la columna durante un tiempo corto. Esto hace que los protones aceleren su precesión de acuerdo con la intensidad del campo magnético al que estén expuestos. En la imagen b el aumento en velocidad en la columna es menor de arriba a abajo. Cuando este breve gradiente se interrumpe, todos los protones de la columna experimentan el mismo campo magnético otra vez y tendrán la misma frecuencia de precesión. Sin embargo, hay una diferencia importante. Antes los protones y sus señales estaban en fase. Ahora los protones y sus señales tienen todavía la misma frecuencia pero han perdido la fase.

Como el gradiente que hemos utilizado hace que los protones precesen en fases diferentes, se llama gradiente de codificación de fase (phase encode).

El resultado final de pueda haber aplicado todos estos gradiente es una mezcla de diferentes señales.

Éstas tienen diferente frecuencia, y señales con la misma frecuencia tienen diferentes fases, de acuerdo con su localización. Por medio de procedimiento llamado transformada de Fourier un ordenador puede analizar cuánta señal de una frecuencia y fase específica están llegando. Como estas señales pueden asignarse a una cierta localización de corte podemos reconstruir la imagen.

Codificación espacial: Es importante destacar que este proceso se repite una vez por cada valor de codificación de fase. Si tenemos un espacio K con una matriz de 256 x 256, tendremos que repetir estos pasos 256 veces, uno por cada línea de codificación de fase.

El resultado de la codificación espacial es el llenado del espacio K. Cada línea de este espacio representa una única combinación de fase y frecuencia.

El espacio K guarda todos los datos que son utilizados para la reconstrucción de la imagen.

Las líneas centrales del espacio K tienen alto impacto en el contraste de la imagen.

Tiempo de adquisición de imagen:

En las secuencias de pulsos normales, el tiempo de adquisición de imagen de RM puede calcularse de la siguiente manera:

Ta = TR x N x Nex

Ta= tiempo de adquisición.

TR= tiempo de repetición.

N= numero de hileras de una matriz.

Nex= numero de repeticiones.

Nex: por algunas razones es necesario utilizar no solamente una medida de la señal, sino repetir la medida varias veces.

Como la señal de RM que viene del paciente es un muy débil, se mejora acumulando las señales de varias medidas, tomando varios promedios (averages) para conseguir una mejor calidad de imagen. Realmente lo que se obtiene es un imagen con una mejor relación señal/ruido.

El tiempo de imagen aumentar con cada medida adicional.

N: como sabemos, la imagen está formada por elementos, píxeles, que juntos forman una matriz de imagen, por ejemplo, una matriz de 14 × 14 tiene 14 hileras de 14 pixeles.

En la ecuación, N es el número de hileras de una matriz, cuando más hileras se tenga más tiempo tardaremos en obtener la imagen. Sin embargo, se tiene más contenido y más detalle en la imagen cuando se trabaja con más hileras.

Con cada repetición se llena una hilera, mientras mas hileras, mas repeticiones y por consiguiente mayor “ta”.

TR: si se elige un TR largo para repetir las secuencias de pulsos y realizar medidas adicionales de la señal, el tiempo de adquisición imágenes es más largo que si utilizamos un TR corto, sin embargo hay un truco que permita acortar el tiempo de imagen.

Mientras estamos esperando para repetir nuestra secuencia de imágenes de un corte, es decir, mientras esperamos que transcurra el TR en un corte “a”, podemos hacer medidas en uno o más cortes diferentes (cortes b, c y d). Cuanto más largo es el TR, más cortes podemos excitar en el mismo tiempo. Por eso, añadiendo un pequeño tiempo extra, examinaremos varios cortes en lugar de uno y el tiempo de imagen por cortes disminuirá sustancialmente. Realizamos lo que se llama una imagen multicorte.

Otra forma posible de reducir el TR y, por tanto, el tiempo de imagen es el uso de un medio de contraste. Como sabemos, el gadolinio acorta el T1, y cuando el T1 es más corto, puede acortarse también el TR sin pérdida de la intensidad de la señal del tejido en cuestión.