Principios Básicos de IRM

Capítulo 13

Técnicas Avanzadas de Adquisición de Imágenes



Introducción

Cada año surge una nueva aplicación de la IRM o una nueva secuencia de pulsos que abre nuevas oportunidades para la adquisición de imágenes por RMN. Esta sección se ocupará de algunas de estas técnicas, aunque no en profundidad debido a limitaciones de espacio. El lector puede recurrir a la bibliografía citada para obtener mayor información al respecto

Adquisición de Imágenes de Flujo (Angiografía por RM)

La angiografía es la adquisición de imágenes de la sangre que fluye por las arterias y venas del cuerpo. En el pasado, la angiografía únicamente se realizaba introduciendo en el cuerpo humano un contraste opaco a los rayos-X y obteniendo una imagen del contraste mediante rayos-X. Este procedimiento producía una imagen de los vasos sanguíneos del cuerpo. Sin embargo, esta imagen no discriminaba entre sangre estática y circulante. Por lo tanto, no resultaba una técnica muy adecuada para obtener imágenes de los problemas circulatorios. La angiografía por resonancia magnética (ARM), por el contrario, produce imágenes de la sangre circulante. La intensidad en estas imágenes es proporcional a la velocidad del flujo. Hay tres tipos generales de ARM: angiografía tiempo-de-vuelo , (TOF del inglés "time-of-flight"), angiografía por contraste de fase y angiografía con agente de contraste. Las mismas se describen a continuación.

Angiografía Tiempo-de-Vuelo (TOF)

La angiografía TOF se puede realizar de varias maneras. Un método utiliza una secuencia espín-eco donde los pulsos de selección de corte de 90º y 180º tienen diferentes frecuencias. El pulso de 90º excita a los espines de un plano. El pulso de 180º excita a los espines del otro plano. En ausencia de flujo, no se observa señal ya que ningún espín recibe ambos pulsos de 90º y 180º. En presencia de flujo y con el TE correcto, la sangre del plano de 90º fluye hacia el plano de 180º y produce un eco.

Recuerden la descripción del artefacto por flujo del Capítulo 11 Chapter 11. Cuando la sangre recibe el pulso de 90º pero no el pulso de 180º, entonces no se observa eco. Si la ubicación de la sección axial que recibe el pulso de 180º ahora se desplaza para que coincida con la ubicación de la sangre que recibió el pulso de 90º, entonces únicamente esa sangre contribuirá con la señal de eco

Angiografía por contraste de fase

La angiografía por contraste de fase es un poco más complicada. El primer concepto nuevo que necesitan entender es el de gradiente bipolar de campo magnético GBP). Un gradiente bipolar es aquel que se enciende en una dirección durante un período de tiempo y luego en la dirección opuesta durante un período equivalente. Un gradiente bipolar positivo tiene el lóbulo positivo primero y un gradiente bipolar negativo tiene un lóbulo negativo primero. El área debajo del primer lóbulo del gradiente debe ser igual al del segundo lóbulo. Un pulso de gradiente bipolar no ejerce efecto neto sobre los espines estacionarios. Los espines que tienen una componente de velocidad en la dirección del gradiente van a ser afectados por el pulso de gradiente bipolar.

Por ejemplo, un espín estacionario expuesto al primer lóbulo del gradiente bipolar adquiere una fase en radianes dada por

A = 2 π γ x GBP dt
y
B = -2 π γ x GBP dt

cuando se expone al segundo lóbulo. Si el GBP) de los dos lóbulos son iguales y las posiciones son iguales durante los dos pulsos, la fase adquirida durante el lóbulo A es igual a la del lóbulo B.

Si este gradiente bipolar se utiliza en cualquier secuencia de adquisición de imágenes, en forma adicional al resto de los gradientes, el mismo no afectará la imagen ya que todo lo que hemos hecho es imponer un cambio de fase a los espines en movimiento. Como la imagen es una representación de la magnetización transversal, no se observa efecto alguno. Sin embargo, si realizamos dos adquisiciones de imágenes, la primera con un gradiente bipolar positivo y la segunda con un gradiente bipolar negativo y los datos crudos de ambas se restan, las señales de los espines estacionarios se cancelarán y los de la sangre circulante se sumarán. Observe la ventana de animación para poder comprenderlo. Un gradiente bipolar positivo tendrá el siguiente efecto sobre los espines estacionarios y circulantes, comparado con un espín de referencia que no experimenta ningún gradiente. Un gradiente bipolar negativo tendrá el siguiente efecto sobre los espines estacionarios y circulantes

Si los vectores (y por lo tanto las señales) de los gradientes bipolares positivo y negativo se restan, los vectores de los espines estacionarios se cancelan entre sí y los espines en movimiento dan como resultado una magnitud neta El efecto neto es una imagen de los espines en movimiento. En esta ventana de animación, resulta fácil observar que para obtener una óptima señal, es deseable que los vectores de la sangre más veloz adquieran una fase de 90º en cada pulso de gradiente bipolar. Los espines con velocidades menores de flujo adquieren un cambio de fase menor. La dirección del gradiente bipolar aportará señal solo de aquellos espines con una componente de movimiento en esta dirección

A continuación podemos observar el diagrama de una secuencia de angiografía por contraste de fase para un solo paso de codificación de fase. Las señales de las dos partes se restan y utilizan para producir una línea de codificación de fase de datos crudos.

Aquí tenemos dos ejemplos de imágenes de ARM. La primera es un corte coronal del flujo sanguíneo en el cerebro. La segunda corresponde a un corte axial de cerebro

Angiografía con Agente de Contraste

La angiografía con agente de contraste se basa en la diferencia del tiempo de relajación T1 entre la sangre y los tejidos circundantes, cuando se inyecta un agente de contraste paramagnético en sangre. Este agente reduce los tiempos de relajación T1 del fluido en los vasos sanguíneos en relación a los tejidos que los rodean. Cuando se obtienen datos con un TR corto, la señal de los tejidos adyacentes a los vasos sanguíneos es muy pequeña debido a que tienen un T1 largo para un TR corto. Se obtienen imágenes de la región de interés con secuencias volumétricas rápidas. La alta calidad de las imágenes de una ARM utilizando un agente de contraste ha convertido a la IRM como el método de elección para realizar angiografías.

Adquisición de Imágenes de Difusión

La adquisición de imágenes de difusión se puede realizar en forma similar a la adquisición de imágenes de flujo, utilizando la secuencia angiográfica por contraste de fase. La principal diferencia es que se debe incrementar la amplitud de los gradientes y/o la separación entre los pulsos de gradiente para poder visualizar los movimientos mucho más lentos de difusión molecular dentro del cuerpo. Se recomienza al lector releer la sección anterior de angiografía por contraste de fase antes de continuar.

La secuencia de difusión generalmente se implementa con una secuencia espín-eco. La ventana de animación contiene un diagrama temporal con dos repeticiones de la secuencia. Comparada con la secuencia espín-eco de la sección anterior, la secuencia para difusión incluye un par adicional de gradientes conocidos como GD. El pulso GD se aplica a lo largo de las direcciones x, y ó z para obtener imágenes de difusión en la dirección x, y ó z, respectivamente. Estos dos GD son idénticos en amplitud y ancho (δ), están separados por un tiempo Δ, y ubicados simétricamente alrededor del pulso de 180º. Los pulsos GD tienen como función desfasar la magnetización de los espines que han difundido a una nueva ubicación durante el período Δ. Estos pulsos no ejercen efecto sobre los espines estacionarios. Por ejemplo, un espín estacionario expuesto al primer pulso GD, aplicado a lo largo del eje Z, adquiere una fase en radianes dada por Compared to the spin-echo sequence introduced previously, the diffusion sequence has an additional set of gradient pulses referred to as GD. The GD pulse is applied along the x, y, or z direction to obtain images of diffusion in the x, y, or z directions respectively. These two GD pulses are identical in amplitude and width (δ), separated by a time Δ, and placed symmetrically about the 180 degree pulse. The function of the GD pulses is to dephase magnetization from spins which have diffused to a new location in the period Δ. These pulses have no effect on stationary spins. For example, a stationary spin exposed to the first GD pulse, applied along the Z axis, will acquire a phase in radians given by

φ = 2 π γ z Gz dt

El espín adquiere una fase igual pero opuesta con el segundo pulso ya que los pulsos están a ambos lados del pulso RF de 180º. De esta forma, sus efectos se cancelan entre sí

Observe el efecto de los pulsos de gradiente sobre la fase de los espines estacionarios y en movimiento en la siguiente ventana de animación. La ilustración presenta la fase de un espín que difunde con relación a un espín de referencia y a un espín estacionario. El espín de referencia no recibe ningún pulso de gradiente. El espín estacionario no difunde durante el tiempo ilustrado por la secuencia. El espín que difunde se mueve en dirección Z durante la secuencia. La línea azul en el diagrama temporal representa el momento en que se aplica el pulso de 180º en la secuencia espín-eco. Cuando ponemos la ilustración en movimiento, el espín estacionario se pone en fase con el espín de referencia, indicando una contribución positiva para el eco. El espín que difunde no logra ponerse en fase con el espín de referencia y por eso disminuye la amplitud del eco

La relación entre la señal (S) obtenida en presencia de un GD en la dirección i (Gi) y el coeficiente de difusión en la misma dirección (Gi) está dada por la siguiente ecuación donde So es la señal a Gi=0

S/So = exp[-(Gi γ δ)2 Di (Δ - δ/3)]

El coeficiente de difusión generalmente se calcula del gráfico de

ln(S/So) versus (Gi γ δ)2 (Δ - δ/3).

Otra vez, la difusión en la dirección x, y, ó z se mide aplicando GD en la dirección X, Y o Z, respectivamente.

La secuencia de difusión fue utilizada inicialmente para evaluar accidentes cerebrovasculares (ACV). Pero ha demostrado una aplicación adicional en la evaluación de la conectividad de las distintas partes del cerebro. Esta aplicación se denomina imágenes con tensor de difusión (ITD) o tractografía. Con esta aplicación, las imágenes de difusión se obtienen en la dirección x, y, z. Estas imágenes se utilizan para crear una imagen del tensor de difusión. Se puede considerar a esta imagen como un mapa de Dx, Dy y Dz. Observe la siguiente representación de una porción de 4 x 4 píxeles de una imagen de tensor de difusión. Las flechas de dos puntas representan difusión en la dirección del plano de la imagen. La hipótesis que subyace en la tractografía es que los tejidos de los voxeles adyacentes estarán conectados si hay elevada difusión en una misma dirección. Esta imagen indica conectividad entre los píxeles 4, 8, 12 y 16. También existe conectividad entre los píxeles de la diagonal de la esquina inferior izquierda a la superior derecha. No hay conectividad entre los píxeles 1, 2, 5, 11, 14 y 15 y los píxeles adyacentes. Este esquema puede ser representado como vasos con la siguiente conectividad entre píxeles

A continuación hay dos ejemplos de tractografías, cortesía de A. Leemans.

IRM Funcional

Durante la actividad cerebral, se produce un rápido incremento momentáneo del flujo sanguíneo en un área específica de pensamiento del cerebro. Esto provoca un aumento del nivel de oxígeno en sangre en esa región. Por ejemplo, cuando uno mueve el dedo índice derecho hay un rápido aumento momentáneo en la circulación de la parte específica del cerebro que controla el movimiento del dedo. Este aumento del flujo implica un aumento del oxígeno, el cual es paramagnético y afecta el T2* de los tejidos de esa región del cerebro. La diferencia de T2* en relación a los tejidos vecinos produce contraste entre los tejidos. Esto se conoce como la respuesta dependiente del nivel de oxígeno en sangre (BOLD, del inglés "blood oxygen level dependent").

La adquisición de imágenes del cerebro en actividad producirá una respuesta BOLD. Como podrán imaginar, es una respuesta muy débil (una pequeña diferencia de señal) que requiere promediar la señal. También es una respuesta muy rápida que requiere una secuencia rápida para obtener imágenes. La secuencia eco-planar es suficientemente rápida como para visualizar muchos de estos procesos BOLD en el cerebro. Se obtienen imágenes del cerebro con y sin estímulo, y la imagen que se obtiene por diferencia representa la respuesta BOLD. La información de estas imágenes se superpone a un mapa genérico del cerebro que muestra las regiones que se activan durante el movimiento motor. La resolución temporal de la IRMf es de aproximadamente 1 segundo.

A continuación vemos un ejemplo de imagen funcional utilizada para estudiar las regiones del cerebro responsables del movimiento rítmico de los dedos de ambas manos. Esta imagen presenta las regiones del cerebro que experimentan una respuesta BOLD y el cambio en la señal de RM, en la intersección de las dos líneas azules de la imagen anterior.

Espectroscopía in vivo mediante RMN

La espectroscopía mediante resonancia magnética nuclear (RMN) en el ámbito clínico se utiliza para estudiar las frecuencias de resonancia específicas absorbidas por una muestra o tejido. Estas frecuencias dependerán de las moléculas específicas presentes y, por lo tanto, se pueden usar para evaluar el estado patológico de un tejido. Es relativamente fácil obtener un espectro por RMN de una muestra, pero no resulta muy provechoso a nivel clínico. Para incrementar la utilidad clínica de la información proporcionada por un espectro, el espectro debe ser de una pequeña región conocida. La bibliografía existente describe varias técnicas para obtener un espectro de pequeñas regiones de una muestra. Es más dificultoso, pero más útil a nivel clínico, obtener un espectro por vóxel del objeto a representar. Se han propuestos varios métodos para esta forma de espectroscopía. A continuación se resumen algunos tipos de técnicas. Para obtener más información sobre otras técnicas, se recomienda al lector una revisión bibliográfica realizada por Matson y Weiner .

Técnicas de Deconvolución Matemática

Las técnicas de deconvolución se utilizan para producir imágenes de componentes químicos específicos cuando se tiene algún conocimiento previo sobre la composición de la muestra y el espectro por RMN de dichos componentes. En general, estas técnicas tienen limitada utilidad. Para comprenderlas, consideren el siguiente ejemplo de una imagen unidimensional. Una muestra está compuesta de dos componentes, A y B, con concentraciones CA y CB a lo largo del eje x. El espectro por RMN de A tiene dos picos de absorción, y el de B tiene uno La imagen de CA+CB en función de x es I(x) Observe cómo la imagen del pico espectral de A a la derecha se superpone con el de B. Como la imagen del pico espectral izquierdo está definida claramente, la superposición se puede eliminar mediante sustracción Como resultado, quedan las imágenes de A y B

Técnicas mediante Bobinas de Superficie

Las técnicas mediante bobinas de superficie están limitadas a las regiones superficiales del objeto a representar. Estas técnicas utilizan bobinas de superficie para producir el campo magnético B1 y detectar la señal de los tejidos adyacentes a la bobina. El campo magnético B1 cercano a la bobina de superficie disminuye a medida que aumenta la distancia a la bobina. Por lo tanto, el ángulo de rotación de los espines disminuye a medida que aumenta la distancia a la bobina de superficie. Si se aplica un pulso de RF de alta energía, se obtendrá un amplio rango de ángulos de rotación. Las regiones que experimentan ángulos de rotación que son múltiplos entero de 180º no contribuirán con la señal, mientras que si experimentan ángulos múltiplos impares de 90º tendrán rotación máxima y contribuirán en gran medida con la señal El siguiente es un ejemplo de la variación de intensidad observada en una imagen de una esfera de agua obtenida con una bobina colocada lateralmente

Por lo tanto, se puede obtener cierta localización de un espectro pero, lamentablemente, las rotaciones de 270, 450, 630.contribuirán en mayor medida con la señal ya que la sensibilidad de la bobina de superficie es mejor cuanto más cerca de la bobina se encuentre el tejido. Una solución para este problema es degradar la homogeneidad del campo B0 cercano a la superficie, eliminando así la señal de las rotaciones de 270, 450, 630... La degradación del campo B0 en este caso se puede lograr mediante materiales ferromagnéticos o un arreglo de pequeños electromagnetos .

Técnicas de Sensibilidad

La variación del campo magnético B0 a lo largo de la región de la cual se quiere obtener un espectro debe ser apreciablemente menor que el ancho de banda de las líneas espectrales si se quiere minimizar la distorsión espectral. Cuando la variación de B0 es mucho mayor que el ancho de banda, las líneas espectrales se ensanchan. En casos extremos, este ensanchamiento puede impedir que se visualice una línea. La clave de las técnicas de sensibilidad consiste en ensanchar las líneas espectrales de aquellas regiones cuya señal no se desea, y no distorsionar las líneas de las regiones de interés. La distribución del campo magnético en la siguiente ventana de animación logrará este objetivo En presencia de este gradiente unidimensional, solo los espines que experimentan el campo magnético uniforme producirán señal. Se puede cambiar la ubicación de la región con B0 uniforme, cambiando las corrientes de las bobinas que producen esta función B0. Para obtener un espectro por RMN de una región específica de un objeto tridimensional, se necesitará un B0(y) y un B0(z), similares al B0(x) mostrado anteriormente. Esta técnica espectroscópica también se conoce como resonancia magnética localizada (o TMR, del inglés topical magnetic resonance) .

Técnicas de Selección de Corte

Examinemos la siguiente técnica utilizando una secuencia de múltiples ecos Se aplica un pulso RF de selección de corte conjuntamente con un gradiente de campo magnético en X. Este excita los espines del plano YZ. Luego se aplica un pulso RF de 180º de selección de corte conjuntamente con un gradiente de campo magnético en Y. Este rota los espines en el plano XZ.. Se aplica un segundo pulso RF de 180º de selección de corte conjuntamente con un gradiente de campo magnético en dirección Z. El segundo pulso de 180º excita los espines en el plano XY. El segundo eco se registra como la señal. Este eco representa la señal de aquellos espines de la intersección de los tres planos. Aplicando la transformada de Fourier a este eco, se obtiene un espectro por RMN de los espines ubicados en la intersección de los tres planos. Seleccionando adecuadamente los gradientes X, Y y Z, se puede ubicar el vóxel en cualquier lugar del objeto a representar. Esta técnica para localización de un punto se denomina PRESS (del inglés point-resolved spectroscopy).

Han aparecido otras técnicas en la literatura. La técnica STEAM (del inglés stimulated echo acquisition mode) y la técnica VEST (del inglés volume excitation using stimulated echoes) son similares a la técnica PRESS, pero usan una secuencia de pulsos de 90-90-90 en vez de 90-180-180. La técnica ISIS (del inglés image-selected in vivo spectroscopy) ) utiliza tres pulsos ortogonales de 180º para selección de corte, seguidos de un pulso de 90º. La FID se obtiene después del pulso de 90º. Los tres pulsos de 180º para selección de corte se aplican en combinaciones específicas y las señales FID se suman o restan para producir un espectro. La última técnica de esta categoría se denomina DRESS (del inglés depth-resolved surface spectroscopy) . Esta consiste en un único pulso de 90º para selección de corte seguido de la rápida aplicación de un gradiente de inversión

Técnicas para la Adquisición de Imágenes Espectroscópicas

Las técnicas espectroscópicas permiten al investigador obtener un espectro para cada vóxel de una imagen. Los datos proporcionados por estas técnicas están generalmente en tres dimensiones (espacio-espacio-frecuencia) y, por lo tanto, se pueden exhibir como espectros por voxeles individuales o como imágenes de un componente espectral específico. La técnica para adquisición de imágenes espectroscópicas más fácil de entender se basa en la técnica tridimensional o volumétrica, descripta anteriormente en el Capítulo 8, con unas pocas modificaciones. El pulso de RF es selectivo de un volumen y el gradiente de lectura (Gf) no se enciende. Los gradientes Gs and Gφ se encienden cíclicamente para un rango determinado de valores a fin de obtener los espectros de todos los puntos del dominio espacial-espacial.

Otra técnica para la adquisición de imágenes espectroscópicas, que vale la pena mencionar por su valor educativo, es la adquisición de imágenes en el domino espacial-espacial-frecuencial basada en la retroproyección Considere el siguiente ejemplo utilizando una muestra unidimensional a fin de obtener una imagen en el dominio espacial-frecuencial. Supongamos que una muestra unidimensional de longitud D tiene un espectro por RMN de ancho Ω con los siguientes componentes químicos . Por lo tanto, el dominio espacial-frecuencial se puede definir con los siguientes datos La distribución de la señal a lo largo del eje x se puede representar aplicando un gradiente de campo magnético unidimensional a lo largo del eje x. Esto equivale a realizar la proyección de los datos del dominio espacial-frecuencial sobre el eje x El espectro de las señales presentes en las tres muestras se puede obtener aplicando un campo Bo homogéneo y obteniendo la señal de RMN. Esto equivale a realizar la proyección de los datos en el eje de la frecuencia

La proyección de los datos del dominio espacial-frecuencial sobre un eje ubicado a un ángulo θ con respecto al eje de la frecuencia se puede realizar aplicando un gradiente de campo magnético Gp, y que se define según siguiente ecuación,

tan θi = γ Gp D / Ω

La siguiente secuencia se utiliza para obtener estas proyecciones. Se aplica un pulso de RF para rotar la magnetización 90 grados. La secuencia se repite i veces y, con cada repetición, la amplitud de gradiente Gp toma un valor diferente de manera tal que el ángulo θi de la ecuación anterior adopta valores uniformemente espaciados entre 0 y 2π. La proyección de los datos a diferentes ángulos i se retroproyecta para obtener la imagen de la señal en el plano espacial-frecuencial, como vimos en el Capítulo 6 para la adquisición de imágenes en el dominio espacial-espacial. Chapter 6

Esta técnica se implementó en un equipo de imágenes clínicas para producir imágenes de 1H en el dominio espacial-espacial-frecuencial. La ventana de animación muestra imágenes de un corte axial de la tibia medial. La imagen correspondiente a θ = 90o se obtuvo con una secuencia espín-eco con TR/TE=1000/35 ms. Las imágenes restantes representan los componentes espectrales para los rangos indicados.

Los componentes espectrales por RMN más interesantes del cuerpo son los metabolitos. La concentración de la mayoría de los metabolitos es generalmente varios órdenes de magnitud menor que la señal del agua y la grasa de los tejidos. Por lo tanto, se deben suprimir las señales de los protones del agua y de la grasa cuando se realiza la espectroscopia por RMN del 1H..

Contraste por Transferencia de Magnetización

El contraste por transferencia de magnetización es un nuevo método para aumentar el contraste entre tejidos por métodos físicos en vez de químicos. Para que esta técnica sea efectiva, se requiere que la anatomía a representar contenga al menos dos sistemas de espines capaces de intercambiar energía entre ellos, y que uno de los sistemas tenga un T2 mucho más corto que el otro sistema.

La secuencia es muy similar a la secuencia de saturación de la grasa descripta anteriormente en este capítulo. Se aplica un pulso de saturación aproximadamente a 1 kHz de la frecuencia central. Después del pulso de saturación, se continúa con una secuencia gradiente-eco o espín-eco.

Los dos sistemas de espines podrían corresponder a proteína y agua. El T2 de la proteína es muy corto con relación al T2 del agua. Debido a la relación inversa entre el T2 y el ancho de las líneas espectrales, el espectro por RMN de estos dos sistemas de espines tendrá un pico muy ancho correspondiente a la proteína y un pico muy angosto correspondiente al agua Por ello, la señal de la proteína no será visible en la imagen por el ancho de la línea que abarcará toda la imagen. La aplicación de un pulso de saturación a 1 kHz del centro de estos picos, podría saturar directamente el sistema de espines de la proteína y no del agua. Cualquier molécula de agua en contacto con la proteína puede ser capaz de intercambiar magnetización con la proteína. Por lo tanto, saturando la proteína se puede afectar la señal del agua y, de esta forma, el contraste entre el agua que está en contacto con la proteína y el agua que no lo está.

Una forma de representar la transferencia de magnetización es pensar que los sistemas de espines del agua y la proteína son como recipientes de energía. En este dibujo, hay un recipiente de proteína conectado al recipiente de agua, y un recipiente de agua no conectado, La energía se puede colocar en cualquier recipiente que retornará a la red o a las moléculas vecinas a través de la relajación espín-red

La energía que se coloca en el recipiente de la proteína, mediante un pulso de saturación con una frecuencia selectiva, afectará la energía del sistema del agua conectado al de la proteína. ISi utilizamos una secuencia para observar la magnetización de los dos sistemas de agua, mientras todavía hay energía en el sistema de agua conectado a la proteína, el sistema de agua conectado a la proteína producirá un contraste en la imagen como si se utilizara un TR corto. El sistema de agua sin conectar producirá una intensidad en la imagen como si se utilizara un TR largo. De esta forma se obtendrá contraste entre los dos tipos de agua, incluso si los valores T1 de los dos tipos de agua son equivalentes

Adquisición de Imágenes con Ancho de Banda Variable

La cantidad de ruido en una imagen está relacionada con la frecuencia de muestro de la FID o eco. Cuanto mayor es la tasa de muestreo, mayor será el ruido en la imagen. En forma similar, disminuyendo la frecuencia de muestreo, disminuye el ruido de la imagen. Con el objeto de mejorar la relación señal/ruido en una imagen, resulta conveniente utilizar la menor tasa de muestreo que sea posible. Como la tasa de muestreo, fs, está relacionada con el campo de visión (FOV) como lo hemos visto en el Capítulo 7, el gradiente de codificación de la frecuencia, Gf, se debe reducir proporcionalmente junto con la frecuencia de muestreo a fin de mantener el FOV constante..

FOV = fs / γ Gf

A continuación vemos como se vería el diagrama temporal para una secuencia espín-eco utilizando una frecuencia rápida de muestreo , y una frecuencia lenta de muestreo .

Hay tres desventajas asociadas al uso de una frecuencia baja de muestreo.

1.1. Aumento del artefacto por desplazamiento químico (Ver Capítulo 11) (See Chapter 11.)
2. . Disminución del contraste.
3. Restricción del rango de valores de TE.

A continuación vemos dos imágenes axiales de cerebro a nivel de las órbitas. Una imagen se obtuvo con un ancho de banda de 16 kHz y la otra con 3 kHz. . Observe cómo en la imagen de 3 kHz hay un cambio de señal de la grasa en la dirección anterior y una pérdida de contraste. El rango de posibles valores de TE en una secuencia espín-eco esta restringida si variamos el ancho de banda porque, a medida que disminuye la velocidad de muestreo, la ventana de muestreo aumenta. .

Cuando estas tres desventajas no importan, y es necesario mejorar la relación señal/ruido, la adquisición de imágenes con ancho de banda variable puede resultar muy beneficiosa

Imágenes valoradas en T1, T2 y Densidad Protónica

TEl tiempo de relajación espín-red (T1), el tiempo de relajación espín-espín (T2), y la densidad de protones (ρ) son propiedades de un tejido. El valor de estas magnitudes cambia de un tejido normal a otro, y de un tejido patológico a otro. Y por lo tanto son responsables del contraste entre tejidos, en los distintos tipos de imágenes que se describen en el Capítulo 7 y Capítulo 8

Existen varios métodos para calcular los valores de T1, T2, y ρ. Estos métodos se aplican a los píxeles en forma individual para calcular los valores de T1, T2, y ρ. Cuanto menor es el vóxel que corresponde a un píxel, mayor es la probabilidad de que los valores de T1, T2, y ρ sean representativos de un único tejido. Cuanto mayor es el vóxel, es más probable que los valores calculados sean representativos de una combinación de los tejidos.

El cálculo de T1, T2, y ρ comienza con la obtención de una serie de imágenes. Por ejemplo, si se desea producir una imagen T2, se utiliza una secuencia espín-eco para obtener una serie de imágenes con valores variables de TE. Se puede graficar la señal de un píxel dado para cada valor de TE y ajustar la curva de la ecuación espín-eco a los datos a fin de encontrar T2.

Una imagen T1 se puede generar utilizando la misma secuencia para obtener una serie de imágenes con valores variables de TR. En forma similar, se puede graficar la señal de un píxel dado para cada valor de TR y ajustar la curva de la ecuación espín-eco a los datos para encontrar el valor de T1. La densidad protónica se puede calcular, una vez encontrados los valores de T1 y T2, utilizando la ecuación de la señal espín-eco y cualquier señal.

Los procedimientos descriptos producirán imágenes valoradas en T1, T2 o ρ, pero no son los más eficientes o precisos. Se recomienda al lector la siguiente bibliografía para profundizar sobre métodos más apropiados. ,

Clasificación de los Tejidos

La clasificación de los tejidos, denominada también segmentación de la imagen, consiste en la identificación de los tejidos en una imagen por resonancia magnética. La clasificación se basa en una propiedad del tejido en la imagen. Por ejemplo, en una imagen obtenida mediante una secuencia espín-eco , donde el líquido cefalorraquídeo (LCR) y la materia gris son brillantes en comparación con otros tejidos, la intensidad del píxel se puede utilizar para clasificar el tejido como LCR, o materia gris, u otros tejidos. El histograma y la tabla de referencia (en inglés "look-up tables") de esta imagen se verían de la siguiente forma. En general, se puede utilizar una relación lineal entre el valor de los datos y los píxeles. Además, el contenido de rojo, verde y azul de cada píxel puede ser siempre el mismo como para obtener gamas de grises para los píxeles. Podemos segmentar el LCR y la materia gris del resto de los tejidos en este ejemplo, modificando la tabla de referencia de manera tal que los componentes verde y azul de un píxel se anulen para valores mayores a 865. Este procedimiento producirá píxeles rojos de LCR y materia gris Así, la imagen se segmenta en dos clases de tejidos: (1) materia gris y LCR, y (2) otros tejidos que no son LCR o materia gris.

Este proceso de segmentación se realiza mediante algoritmos computacionales. Estos algoritmos pueden segmentar con una lógica más avanzada que la utilizada en este simple ejemplo. Se pueden utilizar muchos tipos diferentes de imágenes, o regiones espectrales para diferenciar tejidos. Algunas de las posibles regiones espectrales incluyen a las imágenes ponderadas en T1, T2 y ρ, imágenes de difusión, desplazamiento químico e imágenes funcionales. Algunas de estas imágenes son más difíciles de manejar. Las imágenes que muestran variaciones de la sensibilidad de una bobina no se pueden usar porque los algoritmos de segmentación no pueden distinguir entre una variación de intensidad causada por la sensibilidad de la bobina y una causada por el tejido. Resulta más fácil trabajar con imágenes ponderadas en T1, T2 y ρ porque no muestran la variación de intensidad causada por variaciones de sensibilidad de la bobina.

En el ejemplo anterior, no fue posible diferenciar la materia gris del LCR porque ambos tejidos tienen similares intensidades en una imagen espín-eco. Cuanto más independientes son las regiones espectrales con las cuales trabajamos, resulta más fácil segmentar los tejidos. Por ejemplo, la segmentación de los tejidos en el cerebro se puede lograr con imágenes ponderadas en T1> , T2 , and ρ . Estas imágenes se utilizan para crear un histograma tridimensional. Los tejidos que son similares se verán agrupados en el histograma. Podemos asignar un color particular a los píxeles de un rango dado de valores de T1, T2 y ρ. La imagen resultante mostrará los tejidos en forma diferenciada.

A continuación presentamos otro ejemplo de segmentación basado en la morfología o textura de la imagen. Se obtienen imágenes de alta resolución mediante resonancia magnética con espesor de corte de 0.7 mm, FOV de 8 cm y matriz de 256x256. Estas imágenes muestran la estructura trabecular de los huesos de la muñeca. A estas imágenes se les aplica un algoritmo que identifica diferentes tipos de patologías óseas mediante la comparación de su morfología. La imagen ya clasificada muestra las regiones normales en rojo, y aquellas regiones que tienen tejido trabecular disminuido o cambios osteoporóticos (verde), quísticos (azul) y escleróticos (azul claro).

Imágenes mediante Hiperpolarización de un Gas Noble

Mediante esta técnica se pueden obtener imágenes de resonancia magnética nuclear utilizando un gas noble, como el 129Xe or 3He. Aunque no se ha demostrado la seguridad de inhalar el gas Helio, muchos lo han hecho para hablar como el Pato Donald. El xenón se utiliza como anestésico, sus efectos fisiológicos son más conocidos y resulta más fácil utilizar el 129Xe hiperpolarizado para la obtención de imágenes. El 129Xe tiene un núcleo con espín de valor ½, su abundancia natural es del 26.44% y su constante giromagnética es de 11.8 MHz/T.

La hiperpolarización del 3He y el 129Xe se realiza mediante un proceso que incluye varios pasos Primero, se excita vapor de rubidio (Rb) ópticamente con un rayo láser polarizado circularmente de 795 nm Esto promueve un electrón del estado estacionario 5 2S1/2 con espín -1/2 a un estado 5 2P1/2 con espín +1/2. A partir de aquí, el átomo experimenta una conversión al estado 5 2S1/2 con espín +1/2 Se dice que el Rb está hiperpolarizado ya que hay más Rb en el estado 5 2S1/2 con espín +1/2 que en el estado 5 2S1/2 con espín -1/2. Luego, el vapor de Rb polarizado se mezcla con un gas noble. El electrón excitado de Rb pierde energía por transferencia de espín al núcleo de He durante las colisiones de He-Rb Un proceso similar ocurre para el Xe, excepto que requiere gas nitrógeno y que la colisión entre Rb y Xe genera un complejo de transición de mayor duración

Este proceso genera una magnetización nuclear neta del 129Xe que es aproximadamente105 veces mayor que el estado de equilibrio. Una mayor magnetización neta implica una mayor señal y que, por lo tanto, se pueden obtener imágenes a partir del gas. El T1 del 129Xe es de aproximadamente 3 horas in vitro a 77 K y Bo=50 mT, y de 1 a 50 s in vivo. Como estamos utilizando un gas hiperpolarizado con un valor prolongado de T1, toda señal se perdería después de la aplicación de un pulso de 90º. Por ello, generalmente se utiliza una secuencia gradiente eco con un ángulo de rotación de 5º para preservar la señal durante el período de adquisición.

Aquí se muestra el ejemplo de una imagen de un cerebro de rata obtenida mediante una secuencia espín-eco. SuperiSuperpuesta a esta imagen, hay una imagen en color de 32x32 píxeles de la señal de RMN del 129Xe en el cerebro, obtenida mediante inhalación del 129Xe hiperpolarizado durante aproximadamente 40 segundos. Este estudio indica que la señal de 129Xe proviene del cerebro y que había una concentración reducida de Xe en cerebelo.

Elastografía por Resonancia Magnética (ERM)

La elastografía por resonancia magnética (ERM) es la representación de las ondas elásticas de los tejidos mediante RM. El contraste en la ERM está relacionado con el módulo elástico del tejido. Se obtienen imágenes por resonancia magnética mientras se emiten ondas de ultrasonido dentro del volumen a representar. Se espera que esta técnica pueda encontrar aplicación en la localización de patologías del tejido blando, en base a las diferencias del módulo elástico entre los tejidos. Por ello, esta técnica se conoce como palpación por resonancia magnética.

Resonancia de Espín Electrónico (RSE))

La resonancia de espín electrónico (RSE) o, como se denomina frecuentemente, resonancia paramagnética del electrón (RPE) es una técnica de resonancia magnética como la RMN. Pero, a diferencia de la RNM, la RSE se basa en el espín del electrón y no de un protón nuclear. Si se somete a un campo magnético externo, el espín de un electrón no apareado puede adoptar dos orientaciones posibles: paralelo o antiparalelo al campo magnético. Como en la RMN, un fotón con energía igual a la diferencia de energía entre los dos niveles provocará la transición entre dichos niveles. La espectroscopía por RSE es el estudio de la materia basada en las energías absorbidas en la RSE. La obtención de imágenes por RSE es el estudio de la distribución espacial de la señal de RSE que emiten las sustancias. Muy pocas sustancias naturales poseen electrones no apareados. Por lo tanto, muy pocas sustancias pueden ser estudiadas mediante RSE. Algunas radicales nitróxidos y los metales de transición emiten señal de RSE. Estos compuestos se han estudiado directamente mediante RSE, pero generalmente se utilizan para evaluar procesos biológicos mediante RSE

Debido a que la masa del electrón es mucho más pequeña comparada con la del protón, la constante giromagnética del electrón es casi 658 veces más grande que la del protón. Por lo tanto, se utilizan frecuencias mucho mayores en RSE que para la RMN para un campo magnético dado. Para un campo magnético de 1T, la resonancia del espín electrónico ocurre aproximadamente a 28.026 GHz, en la región de las microondas en el espectro electromagnético


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