FORMACIÓN DE IMÁGENES POR

RESONANCIA MAGNÉTICA

Cajas P. César, Estudiante Universidad Politécnica Salesiana

ABSTRACT: This work is about Magnetic Resonance Images or MRI technique as well it's knows. First of all we will talk about how to born and to evolutes this technique and the Magnetic Resonance in general, after that we will talk about the way how it works and even we're going to generate a frequency value at this can produce the system's resonance with some previous values. After that we are going to introduce our analysis to the major application area, medicine, and to the effects close to this technique. After that we're going to have an objective way about the images' formation as it is with its own technique to generation. At the end we are making allusion to all applications in medicine field with MRI, emphasizing in advantages and disadvantages to each application comparing to other known techniques.

RESUMEN: Este trabajo trata sobre la técnica de imagen por Resonancia Magnética o IRM, primero abarcamos un poco de la historia de cómo nació y fue evolucionando esta técnica y en general la Resonancia Magnética como tal. A continuación nos centramos en la manera como funciona esta técnica a groso modo e inclusive generamos un valor de frecuencia a la que se puede producir la resonancia del sistema teniendo en cuenta algunos valores previos. Más adelante se toma el área de mayor aplicación como es la medicina y se profundiza en el análisis de los efectos que se producen alrededor de esta técnica. Después se trata de forma objetiva la formación de imágenes como tal desde su concepción hasta la técnica usada para generar las imágenes y por ultimo se hace alusión a aplicaciones en el campo de la medicina de la técnica IRM poniendo énfasis en sus ventajas y desventajas para cada aplicación y contrastándola con otras técnicas conocidas

I. INTRODUCCIÓN

La Resonancia Magnética es un fenómeno que se descubrió hace unos 60 años. En el año 1946 e independientemente, dos científicos estadounidenses (E. Purcell y F. Bloch) describieron un fenómeno físico-químico basado en las propiedades magnéticas de ciertos núcleos de la tabla periódica. Encontraron que cuando disponían los núcleos en un campo magnético, absorbían energía en la región de radiofrecuencia y la reemitían durante la transición a su estado original. Debido a que la fuerza del campo magnético utilizada y la radiofrecuencia debían estar relacionadas entre sí, el fenómeno se denominó Resonancia Magnética Nuclear (RMN). En 1972 Lauterbur obtuvo la primera imagen 2D de los protones de la molécula de agua y en 1974 produjo las primeras imágenes de un animal vivo. A partir de aquí numerosos grupos empezaron a contribuir hasta mejorar la técnica tal y como la conocemos en la actualidad.

La resonancia magnética nuclear (RMN) es una técnica transversal, cuyos fundamentos y/o aplicaciones abarcan todo el ámbito de las ciencias experimentales clásicas, las tecnológicas y las ciencias de la salud, en especial la medicina. En lo que respecta a la ultima se conoce que aunque el contraste inherente de los tejidos puede ser manipulado en MRI de manera mucho más flexible que en otras técnicas de imagen, en muchos casos llevar a cabo un diagnostico en base a las imágenes requiere el uso de agentes de contrastes. En general, la manipulación del contraste en resonancia magnética aplicando agentes de contraste es usada cuando no se puede cambiar el contraste inherente del tejido. Los agentes de contraste comerciales empleados en investigación clínica se basan en los cambios de los tiempos de relajación longitudinales (T1) y transversales (T2) de los protones del agua y/o en la susceptibilidad magnética del agua de los tejidos en donde se acumulan. Los agentes de contraste se caracterizan por poseer propiedades paramagnéticas o superparamagnéticas.

Como una breve introducción de lo que respecta a resonancia propiamente dicha a continuación enumeraremos los conceptos de spin nuclear I y el momento angular P asociado, su cuantización (en magnitud y en orientación respecto al campo magnético B0), su relación con el momento magnético μ (de la forma μ = γP), que introduce la constante magnetogírica γ como característica de cada isótopo, y la frecuencia de Larmor, ν0, a la que precesionan los spins, y que lleva a la siguiente expresión:

[1]

que para el protón, 1H, cuya constante magnetogírica vale , operando con un campo magnético B0 = 2.35 T (23500 gauss), da una frecuencia de Larmor de 100.00 MHz, dentro del rango de la radiofrecuencia. Como es bien sabido, la irradiación de la muestra, por medio de radiación electromagnética polarizada circularmente en el plano perpendicular a B0 y cuya frecuencia sea precisamente la de Larmor, lleva a la resonancia del sistema, produciéndose transiciones entre los niveles energéticos.

II. DESARROLLO

Debido a que la resonancia magnética es considerada por muchos como la modalidad de diagnóstico por imagen más versátil, poderosa y sensible disponible en la actualidad, su importancia se puede resumir brevemente como la capacidad de generar finas secciones de modo no invasivo, imágenes funcionales de cualquier parte de la muestra desde cualquier ángulo y dirección en un periodo relativamente corto.

Las principales ventajas de este método sobre otros métodos de imagen son: a) su capacidad multiplanar, con la posibilidad de obtener cortes o planos primarios en cualquier dirección del espacio; b) su elevada resolución de contraste, que es cientos de veces mayor que en cualquier otro método de imagen, c) la ausencia de efectos nocivos conocidos al no utilizar radiaciones ionizantes, y d) la amplia versatilidad para el manejo del contraste.

La IRM permite alinear los campos magnéticos de diferentes átomos en la dirección de un campo magnético externo. La respuesta a este campo externo depende del tipo de núcleos atómicos por lo que esta técnica puede utilizarse para obtener información sobre una muestra.

La resonancia magnética nuclear hace uso de las propiedades de resonancia aplicando radiofrecuencias a los átomos o dipolos entre los campos alineados de la muestra y permite estudiar la información estructural o química de una muestra. La IRM se utiliza también en el campo de la investigación de ordenadores cuánticos. Sus aplicaciones más frecuentes se encuentran ligadas al campo de la medicina.

Centrándonos en el campo mas usado, los equipos de IRM son máquinas con muchos componentes que se integran con gran precisión para obtener información sobre la distribución de los átomos en el cuerpo humano utilizando el fenómeno de RM. El elemento principal del equipo es un imán capaz de generar un campo magnético constante de gran intensidad. Actualmente se utilizan imanes con intensidades de campo de entre 0.15 y 7 teslas. El campo magnético constante se encarga de alinear los momentos magnéticos de los núcleos atómicos básicamente en dos direcciones, paralela (los vectores apuntan en la misma dirección) y anti-paralela (apuntan en direcciones opuestas). Los imanes para producir ese campo magnético pueden ser permanentes, resistivos, superconductivos o mixtos. Los imanes que producen campos magnéticos altos, a partir de 0,5 T, son superconductivos.

Como únicamente se puede medir magnetización en el plano transversal, la muestra es expuesta a pulsos de radiofrecuencia, junto a gradientes de campo magnético variables, que inclinan el vector de magnetización del volumen seleccionado hacia el plano transversal. La radiofrecuencia es devuelta en forma de señal eléctrica oscilante (Fig. 1), generalmente en forma de eco. Estas señales, codificadas en fase y frecuencia mediante gradientes, se utilizan para formar la imagen.

Fig. 1. Señal de resonancia magnética. El vector de magnetización se inclina 90º, desde el eje z, paralelo al CM, hasta el plano transversal “x,y”. Su presesión produce una corriente eléctrica alterna o señal de RM sobre una bobina receptora.

La intensidad del campo y el momento magnético del núcleo determinan la frecuencia de resonancia de los núcleos, así como la proporción de núcleos que se encuentran en cada uno de los dos estados.

Esta proporción está gobernada por las leyes de la estadística de Maxwell-Boltzman que, para un átomo de hidrógeno y un campo magnético de 1.5 teslas a temperatura ambiente, se tiene que apenas un núcleo por cada millón se orientará paralelamente, mientras que el resto se repartirán equitativamente entre ambos estados, ya que la energía térmica de cada núcleo es mucho mayor que la diferencia de energía entre ambos estados. La enorme cantidad de núcleos presente en un pequeño volumen hace que esta pequeña diferencia estadística sea suficiente como para ser detectada.

A continuación se emite la radiación electromagnética a una determinada frecuencia de resonancia. Debido al estado de los núcleos, algunos de los que se encuentran en el estado paralelo o de baja energía cambiarán al estado perpendicular o de alta energía y, al cabo de un corto periodo de tiempo, re-emitirán la energía, que podrá ser detectada usando el instrumental adecuado. Como el rango de frecuencias es el de las radiofrecuencias para los imanes citados, el instrumental suele consistir en una bobina que hace las veces de antena, receptora y transmisora, un amplificador y un sintetizador de RF.

Debido a que el imán principal genera un campo constante, todos los núcleos que posean el mismo momento magnético (por ejemplo, todos los núcleos de hidrógeno) tendrán la misma frecuencia de resonancia. Esto significa que una señal que ocasione una RM en estas condiciones podrá ser detectada, pero con el mismo valor desde todas las partes del cuerpo, de manera que no existe información espacial o información de dónde se produce la resonancia.

Para resolver este problema se añaden bobinas, llamadas bobinas de gradiente. Cada una de las bobinas genera un campo magnético de una cierta intensidad con una frecuencia controlada. Estos campos magnéticos alteran el campo magnético ya presente y, por tanto, la frecuencia de resonancia de los núcleos. Utilizando tres bobinas ortogonales es posible asignarle a cada región del espacio una frecuencia de resonancia diferente, de manera que cuando se produzca una resonancia a una frecuencia determinada será posible determinar la región del espacio de la que proviene.

En vez de aplicar tres gradientes diferentes que establezcan una relación única entre frecuencia de resonancia y punto del espacio, es posible utilizar diferentes frecuencias para las bobinas de gradiente, de manera que la información queda codificada en espacio de fases. Esta información puede ser transformada en posiciones espaciales utilizando la transformada de Fourier discreta.

III. FORMACIÓN DE IMÁGENES

Para crear una imagen es necesaria la aplicación de pulsos de excitación de RF durante el proceso de relajación. Inmediatamente después, se mide la señal obtenida, generalmente en forma de eco.

Para la obtención de estas señales de eco puede ser necesaria la aplicación de uno o más pulsos de refase de RF, o bien de gradientes. El conjunto de cada pulso de excitación de RF y los pulsos o gradientes de refase posteriores necesarios para producir una señal medible se denomina ciclo de pulsos. Junto a los pulsos de RF es necesaria la aplicación de gradientes de campo magnético para la localización y codificación espacial de la señal. En IRM, es necesario repetir estos ciclos 64, 128, 256, 512 ó 1024 veces para rellenar el espacio K o matriz de datos crudos y la posterior reconstrucción de la imagen. Se denomina secuencia a esta repetición o serie de ciclos de pulso o pulsos y gradientes asociados.

La secuencia más elemental, más conocida y, probablemente todavía hoy, la más utilizada en IRM, es la secuencia espín-eco, eco de espín o SE. El esquema básico de la misma consiste en un pulso de excitación inicial de 90º para inclinar el vector de magnetización longitudinal al plano transversal, seguido de uno o dos pulsos de refase de 180º para obtener uno o dos ecos respectivamente (Fig. 2).

Cuando el ciclo de pulsos contiene más de una señal de eco, generalmente dos, se denomina secuencia multieco. En este caso, con cada eco se forma una imagen. Esta secuencia produce un contraste estándar entre tejidos, de fácil reconocimiento, que depende preferentemente de la densidad protonica (DP), T1 y T2. Los pulsos de refase de 180º corrigen las heterogeneidades del campo magnético, no aleatorias, y, en menor medida, las heterogeneidades en los campos magnéticos locales producidas por diferencias de susceptibilidad magnética de los tejidos. Los ecos obtenidos decaen exclusivamente por la relajación T2 de los tejidos, debido a la interacción protón-protón.

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

Fig. 2. Esquema de la secuencia SE monoeco. Tras un pulso inicial de 90º aparece la FID, que marca la curva de decaimiento T2*.

La aplicación de un pulso 180º en un tiempo TE/2.

Para la formación de la imagen como una matriz de pixeles, la señal obtenida se codifica en fase y frecuencia, para independizar las filas y columnas (ejes x,y) (Fig. 3).

Fig. 3. Obtención de la imagen en RM. Separación de las filas y columnas de la matriz mediante la aplicación de gradientes en los ejes “x” e “y” respectivamente.

La codificación de frecuencia permite separar una de las coordenadas de la matriz como, por ejemplo, las columnas. Esta se efectúa aplicando un gradiente de campo magnético durante la lectura del eco, de tal manera que los protones de las distintas columnas precesan con una frecuencia diferente según el campo magnético percibido.

Fig. 4. Esquema del gradiente de lectura. Durante la lectura del eco se aplica un gradiente negativo-positivo, que produce diferentes frecuencias en sentido horizontal.

En una secuencia SE convencional se codifican todas las columnas tras un único pulso de excitación de radiofrecuencia de 90º. El gradiente para la codificación de frecuencia se aplica durante la obtención del eco mediante un gradiente de desfase al comienzo, que se invierte a lo largo del eco, de tal manera que en el centro del eco el desfase es 0 (Fig. 4). En cada punto o momento de muestreo del eco, los protones de la muestra tienen una frecuencia diferente en sentido horizontal. Durante el eco, los protones del corte tienen diferentes frecuencias en sentido horizontal.

La señal de eco tiene una amplitud creciente primero y decreciente después por dos motivos: a) el refase mediante el pulso de RF de 180º y el posterior desfase, y b) por la aplicación del gradiente durante la lectura del eco. El gradiente produce un desfase máximo al inicio del eco, pasa por un desfase igual a 0 en el punto medio y alcanza un desfase máximo en sentido inverso al final (Fig. 5). El eco es una señal analógica que debe ser muestreada para su conversión analógico-digital. El muestreo se efectúa con una determinada frecuencia, denominada frecuencia de muestreo. Posteriormente, se descompone en sus múltiples frecuencias y sus correspondientes intensidades mediante la transformación de Fourier (FT).

Por lo tanto, a cada columna le corresponde una frecuencia, de tal manera que en RM frecuencia equivale a localización espacial.

Durante la lectura del eco se adquiere información de todas las columnas de la matriz; en la secuencia SE convencional se obtiene tras un único pulso de excitación. En todos los TR sucesivos se repite el proceso sin variaciones.

Fig. 5. Codificación de frecuencia. Antes de la señal de eco se aplica un gradiente que desfasa los protones en sentido horizontal.

Durante la lectura y muestreo del eco, los protones se refasan progresivamente. Este gradiente varía las frecuencias en sentido transversal. En el centro del eco, el gradiente tiene un valor igual a 0 y la frecuencia es 0. En este instante la fase y frecuencia de los protones es igual en todo el corte. En los extremos del gradiente el desfase es máximo

La otra dimensión de la imagen, las filas, se obtiene codificando en fase secuencialmente el espacio K. La información necesaria para independizar las filas se adquiere codificando en fase los protones de la muestra. Es necesario adquirir tantas codificaciones de fase como filas tenga la matriz. Cada codificación de fase se denomina también vista o perfil. La diferencia entre cada una consiste en la distinta fase de los protones del corte tomográfico en sentido vertical, que determina una frecuencia espacial diferente.

Cada vista contiene información de todo el corte, pero con una fase diferente. En la codificación de fase 0, en la que no se ha aplicado gradiente en sentido vertical, todos los protones del corte tienen la misma fase y frecuencia. En la primera codificación de fase los protones se desfasan 360º desde el extremo inferior hasta el superior de la imagen. En la segunda codificación de fase, el desfase es de 720º. En cada codificación de fase sucesiva los protones se desfasan otros 360º.

La codificación 127 supone que los protones se han desfasado 128 veces 360º en sentido vertical.

Las codificaciones con poco desfase determinan la resolución de contraste de la imagen, mientras que las codificaciones extremas determinan el detalle fino. Por efecto de cancelación de la señal de unos protones con otros de fase opuesta, los ecos con codificaciones de fase extremas son muy débiles y apenas contribuyen a la señal global de la imagen. Los ecos de baja codificación de fase son más intensos, debido a una escasa cancelación de la señal de los protones (Fig. 6). Estos ecos centrales contribuyen no sólo al contraste de la imagen sino a la mayor parte de la señal. Este hecho se produce porque los tejidos son heterogéneos y no se cancela la señal de todos los protones que tienen una dirección opuesta. En las codificaciones de fase bajas (bajas frecuencias espaciales) el vector neto es mayor que en las codificaciones de fase altas (altas frecuencias espaciales). En un objeto perfectamente homogéneo se produciría una cancelación total, no existiendo señal de RM para codificaciones de fase distintas de 0.

Fig. 6. Señales de los ecos y su ordenación en el espacio K. Los ecos con codificaciones de fase bajas (a) tienen una intensidad mayor que los ecos con una codificación de fase extrema (b). Por convención, el eco con una codificación de fase 0 se sitúa en el centro del espacio K, y los ecos con una codificación de fase máxima en los extremos.

Cada eco, con una codificación de fase, incluye información de todo el corte. Mediante una segunda TF se obtiene la imagen final.

Los ecos de cada TR difieren entre sí porque tienen una codificación de fase distinta, de tal manera que para la obtención de una imagen con una matriz de 256 x 256 hay que efectuar 256 codificaciones de fase, desde -128 a +127.

El tiempo de adquisición de una imagen en RM se calcula mediante la fórmula:

[2]

donde:

TR = tiempo de repetición entre los sucesivos pulsos de excitación

Nºcf = número de codificaciones de fase

Nºadq = número de adquisiciones o veces que la secuencia se repite, bien para obtener una relación S/R adecuada, o con el propósito de reducir los artefactos por movimiento

El espacio K o espacio de Fourier también recibe la denominación de matriz de datos crudos o dominio de la frecuencia.

Consiste en una matriz o conjunto de números cuya Transformada de Fourier es la imagen final. Cada fila representa un eco, que está compuesto de diferentes frecuencias y sus correspondientes intensidades (Fig. 7). El eco obtenido es una señal oscilante compleja, compuesta de las diferentes muestras correspondientes a las diferentes frecuencias e intensidades distintas, por lo que cada punto de cada fila representa un punto diferente de muestreo de la señal compleja de cada eco (Fig. 7). Por lo tanto, en cada línea del espacio K está contenida información de todo el corte o sección tomográfica.

La diferencia entre cada fila es que cada una se adquiere con una codificación de fase distinta, de acuerdo al numero de frecuencias contenidas. Convencionalmente, se ha establecido que en la línea central del espacio K se coloca la codificación de fase 0. Las sucesivas líneas en sentido ascendente representan las codificaciones de fase numeradas desde +1 hasta +127 hacia un extremo, y en sentido descendente desde -1 hasta -128.

Fig. 7. Representación de la imagen y el espacio K. Cada línea del espacio K corresponde a una señal de eco, y se representa mediante puntos. Cada punto representa una muestra del eco con una codificación diferente en sentido horizontal. El eje Kx representa las frecuencias espaciales horizontales y el eje Ky las verticales. La TF del espacio K es la imagen final y viceversa.

Cada línea del espacio K corresponde al eco obtenido tras la aplicación de un gradiente de codificación de fase. Cada punto de cada línea de la figura corresponde a una frecuencia espacial determinada (Fig. 7). Como se ha mencionado anteriormente, la amplitud de los ecos es máxima en las líneas centrales del espacio K, y mucho menor en los extremos, donde el gradiente aplicado es mayor y por lo tanto se produce más desfase (Fig. 6). El centro del espacio K genera el contraste y la mayor parte de la señal en la imagen. Los extremos aportan el detalle (Fig. 8).

Los ecos obtenidos con una codificación igual pero de signo inverso, por ejemplo la codificación de fase +35 y la codificación -35, son simétricos pero invertidos. Ello hace que el espacio K sea simétrico desde su línea central o codificación de fase 0 hacia los extremos. Esto se denomina simetría hermitiana o conjugada. También los ecos son simétricos en su mitad ascendente y descendente. Por lo tanto el espacio K es simétrico respecto al centro de coordenadas (Fig. 9).

Aunque no existe una correspondencia entre la localización los puntos de cada línea del espacio K y la localización de los pixeles en la imagen final, las diferentes partes del espacio K tienen una correspondencia con las frecuencias espaciales en la imagen. Los datos cercanos a las líneas centrales corresponden a las bajas frecuencias espaciales y proporcionan información sobre el contraste, contornos y objetos grosos, mientras que las líneas extremas lo hacen sobre el detalle fino y la resolución espacial.

De acuerdo con lo expuesto hasta el momento, se puede comprender por qué los tiempos de exploración en RM suelen ser largos, especialmente para la obtención de imágenes potenciadas en DP y T2 que necesitan un TR largo.Los tiempos de exploración largos presentan múltiples inconvenientes, como son la imposibilidad de efectuar estudios 3D volumétricos con adquisición isotrópica en un tiempo razonable, ni estudios dinámicos con contraste intravenoso.

Fig. 8. Contraste y detalle en el espacio K. La parte central del espacio K aporta la mayor parte de la señal y contraste a la imagen final. Los extremos aportan el detalle pero contribuyen escasamente a la señal.

Fig. 9. Simetría conjugada o hermitiana del espacio K. C a d a eco tiene su simétrico con la misma codificación de fase de signo contrario. También cada punto de muestreo del eco tiene su simétrico respecto al origen en el lado opuesto del espacio K.

IV. APLICACIONES MÉDICAS

El principio de la resonancia magnética es aplicable al cuerpo humano porque está lleno de pequeños imanes biológicos, de los cuales el más abundante y que mejor responde es el núcleo del átomo de hidrógeno, el protón. Por tanto la resonancia magnética es la técnica de diagnóstico de elección esencial para todos los procesos del cerebro y del sistema nervioso central y se está empleando mucho en la práctica médica habitual. El proceso que sigue esta técnica comprende tres pasos básicos. En el primero, esta técnica genera una condición de estado regular dentro del cuerpo al colocar al mismo en un campo magnético potente y seguro (30.000 veces más fuerte que el campo magnético de la Tierra). En segundo lugar, cambia el estado de orientación constante de los protones al estimular el organismo con la energía de radiofrecuencia. En tercer lugar, la estimulación de la radiofrecuencia finaliza y `oye' al cuerpo transmitir la información sobre sí mismo en esta frecuencia `resonante' especial mediante una antena diseñada para tal efecto. La señal transmitida se detecta y sirve de base en la construcción de imágenes internas del cuerpo empleando principios similares a los que fueron desarrollados por los rayos X, la TAC (tomografía axial computerizada) y los escáneres TC.

Las imágenes de esta técnica ofrecen una resolución anatómica equivalente y una resolución de contraste superior a los rayos X y escáneres TC. Producen información funcional similar a la TEP (tomografía de emisión de positrones) pero con mayor detalle anatómico. El escáner de resonancia magnética también aporta información complementaria a las imágenes de rayos X por la capacidad de esta técnica de distinguir múltiples intensidades de tejido blando en condiciones normales y patológicas. Los distintos tejidos aparecen en la pantalla con diferentes niveles de brillo. Los tejidos ricos en agua son muy brillantes, mientras que los tejidos que contienen poco líquido son oscuros. Por lo tanto, los huesos son apenas visibles, mientras que los músculos, ligamentos, tendones y órganos pueden ser reconocidos fácilmente en tonos de grises precisamente graduados.

La resonancia magnética está libre de riesgo, exceptuando unas pocas contraindicaciones, como en pacientes portadores de marcapasos, pacientes que deban tener instrumentos de hierro cerca de los ojos (por ejemplo, un trabajador con casco metálico), trasplantes de oído interno y algunos clipes de aneurismas en el cerebro. A pesar de que las imágenes de resonancia magnética son relativamente caras, es uno más de los ejemplos disponibles de la información diagnóstica avanzada, sin riesgo y en ocasiones menos costosa por su creciente capacidad de facilitar diagnósticos en pacientes no hospitalizados.

La MRI proporciona una alta sensibilidad en la detección de metástasis en cerebro, meninges o el canal espinal debido a que posee una mayor sensibilidad que la Tomografía Computerizada (CT). Además la MRI no está sujeta a tantos artefactos como la CT, que puede limitar la detección de carcinomatosis leptomeníngea o pequeñas metástasis parenquimales en la fosa posterior.

El mapeo preoperatorio tiene su herramienta mas precisa en la MRI. Desde la introducción de la imagen por resonancia funcional dependiente de nivel de oxigeno sanguíneo, la relación entre la localización del tumor y otras estructuras críticas como los centros motores o del lenguaje, pueden ser precisamente localizados La espectroscopía de resonancia magnética (fig. 10), ha jugado un papel importante en el diagnostico de tumores cerebrales. La neurocirugía guiada por imagen y la MRI intraoperativa están ayudando a la comunidad médica a planificar la cirugía y, en algunos casos, a la extirpación total del tumor cerebral.

Figura 10. Resultados de la espectroscopia de un glioma pontino (derecha) frente a un cerebro normal (izquierda). Una señal baja en NAA (N-Acetil-Aspartato) así como elevadas proporciones de creatina (Cre), colina (Cho) y mioinositol (ml) demostrada bajo espectroscopía de RM (MRS), ayuda a la caracterización de zonas tumorales y la adopción del tratamiento a seguir.

La capacidad multiplanar de la MRI permite análisis complejos tanto de anatomía como de patologías de la base del cráneo y el cuello. La excelente resolución y contraste de tejidos blandos, ha permitido diferenciar entre tumores y nódulos linfáticos inflamados, retenciones de líquidos, músculo esqueletal y vasos sanguíneos.

Los tumores de cuello y cabeza tienen intensidades de señal medianas, igual o ligeramente superiores a las de los músculos esqueletales en imágenes ponderadas en T1, y altas intensidades de señal en imágenes ponderadas en T2. La ponderación en T2 ayuda a la detección de tumores entre músculos y a la caracterización de quistes, así como a la diferenciación entre fibrosis post-operatoria de tumores recurrentes. Imágenes ponderadas en T1 con agentes de contraste de gadolinio son de gran ayuda en la evaluación de extensiones intracraneales y envolturas meníngeas tumorales.

La MRI sobresale en la evaluación de la base del cráneo, especialmente en lesiones con componentes intracraneales y tejidos blandos del cuello (fig. 11 y 12). Gracias a los avances en esta técnica ha sido posible la diagnosis certera de la propagación de tumores malignos perineurales. Con la aplicación de la técnica de supresión de grasa y el aumento de contraste con agentes de gadolinio se puede efectuar un seguimiento de tumores incluso entre los nervios craneales.

Figura 11. Observación de un meningioma creciendo en la base anterior del cráneo. La imagen ponderada en T1, demuestra una masa de tejido blando con contraste potenciado. El tumor se ha extendido debajo del plato cribiforme hacia los senos paranasales.

Figura 12. Hemangioma de la glandula parótida. Una zona hiper-intensa es identificada mediante una imagen ponderada en T2.

El uso de estos agentes en cáncer de cuello y cabeza está siendo muy útil en diagnósticos difíciles, como los canceres hipofaríngeos o los angiosarcomas.

La visualización de invasión vascular con MRI no es muy usada en este campo debido principalmente a tres problemas intrínsecos:

• Pérdida de la señal e interferencias debidas a las pulsaciones cardiacas y a la respiración

• Artefactos de susceptibilidad debidos a las múltiples interfaces aire-tejido

• Baja densidad protónica del tejido.

A pesar de esto, la resonancia multiplanar es muy útil evaluando la cantidad de neoplasma en relación a otros órganos. Las áreas anatómicas con orientación vertical (ápices de los pulmones, ventana aortopulmonar y áreas peridiafragmáticas) se pueden distinguir mejor con MRI (fig. 13) que con otras técnicas. Así, se ha utilizado en la diagnosis de los tumores de Pancoast, determinando conexiones del plexo branquial, invasiones de la pared del pecho e invasiones del canal espinal.

Figura 13. Resonancia de Imagen de un carcinoma de pulmón ponderada en T1 y potenciada por un agente de contraste.

Figura 14. Imágenes axiales ponderadas en T1 antes (a) y después (b) de la administración de un agente de contraste de Gd. La flecha marca la zona tumoral.

La resonancia también es útil en la determinación de conexiones del pericardio, cámaras cardiacas y grandes vasos sanguíneos. También se ha utilizado MRI de desplazamiento químico en la diagnosis de masas adrenales, con el fin de evitar biopsias innecesarias.

Aunque la MRI de pulmón se utiliza normalmente como diagnosis complementaria debido a las dificultades inherentes del tejido a observar, la visualización de metástasis cerebrales en este tipo de cáncer se ha convertido en una de las aplicaciones más útiles de la resonancia.

La sensibilidad de la MRI para la detección de tumores mamarios es alta, aunque se ayuda de agentes de contraste para mejorarla (fig. 14).

Las desventajas de los estudios de MRI en cáncer de mama incluyen la imposibilidad de detectar microcalcificaciones en etapas tempranas de cáncer, baja especificacion y alto coste (en comparación con la mamografía clásica), factores que están retrasando su imposición.

La angiogénesis es el proceso fisiológico que consiste en la formación de vasos sanguíneos nuevos a partir de los vasos preexistentes. La angiogénesis es un fenómeno normal durante el desarrollo embrionario, el crecimiento del organismo y en la cicatrización de las heridas.

Sin embargo también es un proceso fundamental en la transformación maligna del crecimiento tumoral. La MRI permite la visualización de la angiogénesis de forma no invasiva, pudiendo dar información de muchos parámetros fisiológicos implicados, por tanto es la más extensamente utilizada para la monitorización de la misma. Se han usado agentes de contraste de bajo peso molecular y se ha sugerido que se podría mejorar la especificación de la detección usando agentes de contraste macromoleculares. Obviamente, la angiogénesis no puede ser descrita por un solo parámetro; sin duda, la MRI junto con el desarrollo de las nanotecnologías, ofrecerán un arsenal de herramientas que ayudarán al desarrollo de nuevas terapias clínicas.

V. CONCLUSIONES

La resonancia de imagen se presenta como una de las técnicas más potentes y versátiles para el estudio del cáncer.

El gran esfuerzo por parte de la comunidad científica, dirigido principalmente al desarrollo de nuevos agentes de contraste selectivos y de elevada relajatividad, conseguirá aumentar notablemente la sensibilidad de la técnica.

Este aumento de sensibilidad llevará inherente un aumento de la resolución lo que beneficiará rápidamente al creciente campo de la imagen molecular.

Se augura el desarrollo de la nanotecnología para despuntar el desarrollo de la IRM en el ámbito de salud e implícitamente en el tratamiento y prevención de tumores.

VI. BIBLIOGRAFÍA

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[2]www.tudiscovery.com/guia_tecnologia/tecnologia_medica/resonancia_magnetica/index.shtml

[3]es.wikipedia.org/wiki/Imagen_por_resonancia_magn%C3%A9tica

[4]www.revistaesalud.com/index.php/revistaesalud/article/viewArticle/240/610

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[6]www.uam.es/otros/germn/images/01Historia_RMN.pdf

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INGENIERÍA ELECTRÓNICA ENE/2011

INGENIERÍA ELECTRÓNICA ENE/2011

INGENIERÍA ELECTRÓNICA 30/ENE/2009

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