CAPÍTULO 1: TÉCNICAS DE RM EN NEUROLOGÍA

PRINCIPIO BÁSICOS

Mecanismo de obtención de la señal de resonancia.

Con diferencia, la técnica de obtención de imágenes por resonancia magnética es la que

mayor dificultad conceptual conlleva de entre todas las modalidades de imagen médica.

En primer lugar, porque una descripción rigurosa del fenómeno requeriría el uso de la

mecánica cuántica, de gran dificultad conceptual incluso para los propios físicos. En

segundo lugar, porque el tratamiento de la señal obtenida en el escáner de resonancia

requiere un tratamiento matemático informatizado. Sin embargo, lo que viene a

continuación tratará de ser lo más intuitivo posible según principios físicos clásicos.

Las imágenes de resonancia se obtienen mediante ondas electromagnéticas a frecuencias

de radio del orden de los Megahertzios (parecidas a las de la radio comercial de la banda

AM). Los receptores, y posteriormente emisores, del interior del cuerpo humano, son

los protones de algunos núcleos atómicos, que hacen de antena emisora y receptora.

Salvo en algún tipo de espectroscopia por resonancia magnética, los protones que van a

tener que ver con la imagen de resonancia, ya sea imagen anatómica o funcional, son los

protones de los átomos de hidrógeno. Como todo el mundo sabe, en el cuerpo humano

hay gran cantidad de átomos de hidrógeno, debido a la cantidad de moléculas de agua

que hay en el organismo. El núcleo del átomo de hidrógeno contiene un único protón, el

cuál tiene una propiedad denominada “espín” y que le hace comportarse como un

pequeño imán con su polo norte y sur. Este espín también se manifiesta, siempre desde

la física clásica, como una rotación sobre su eje (ver figura 1).

Dependiendo del sentido de la rotación del protón decimos que está en estado paralelo o

en estado anti-paralelo y se representa con una flecha que apunta, o bien, hacia

“arriba”(estado paralelo), o bien, hacia “abajo” (estado antiparalelo). Como el lector

puede comprender “arriba”, “abajo”, “paralelo” o “antiparalelo”, son asignaciones

arbitrarias con objeto de tener una idea intuitiva de los dos posibles estados que puede

mantener un protón cuando interacciona con campos magnéticos (tal y como será

nuestro caso). De ahora en adelante utilizaremos esta “imagen” intuitiva del protón para

explicar su comportamiento. En un solo gramo de agua puede haber del orden de 1023

protones de este tipo. Esta cantidad tan elevada hace que sea posible detectar con

antenas las señal electromagnética que pueden llegar a emitir si les aportamos una

energía extra y también es la razón de que en realidad lo que captemos sea el

comportamiento promedio de un “puñado” de ellos (ver figura 2).

En la figura se ha representado esquemáticamente lo que sería un imagen, formada por

elementos cúbicos que serían los píxeles de la misma (en realidad son vóxeles o

elementos de volumen, al contener información tridimensional). Si extraemos un voxel

de la imagen, su nivel de gris corresponde a millones de billones de protones. El

comportamiento magnético promedio de todos ellos viene descrito por un vector

denominado momento magnético. No todos los protones de ese voxel van a emitir, sólo

una fracción de aquellos que se encuentran inicialmente en el estado de baja energía o

estado paralelo, ya que estos son los únicos que pueden adquirir energía para

posteriormente emitirla en forma de ondas electromagnéticas. De cara a la intensidad de

señal que recoge el escáner, cuantos más protones haya en estado de baja energía,

mejor, pues potencialmente habría una mayor población de protones susceptibles a la

absorción y posterior emisión energía. Desgraciadamente esta distribución de protones

en un estado u otro depende fundamentalmente de la temperatura a la que se encuentre

la muestra y está perfectamente descrito por la distribución probabilística de Boltzmann.

Como la temperatura del cuerpo humano ronda los 36-37 grados centígrados hace que

muchos de los protones se encuentren en el estado de mayor energía. Esta es la razón de

que la resonancia de muestras “in vitro”, si el experimento lo permite, se haga a

temperaturas de congelación. El escáner de resonancia, consta de un campo magnético

muy intenso, homogéneo y uniforme. Habitualmente de intensidades entre 0’5 Tesla

hasta 4 Tesla para humanos, pasando por 1 Tesla, 1’5 Tesla y 3 Tesla. Cuando situamos

el cuerpo organismo bajo la influencia de ese campo, los protones de los tejidos se

alinean con respecto a él (al igual que lo harían unos pequeños imánes). Este

alineamiento puede ser en sentido paralelo o antiparalelo. El proceso de alineamiento va

acompañado de un movimiento de precesión similar al de una peonza (figura 3)

, es decir, rota entorno a su propio eje pero también gira en torno a la dirección del eje

del campo magnético hasta que consigue alinearse con él. Este movimiento de precesión

lo realiza a una velocidad angular, denominada frecuencia de precesión de Larmor, cuyo

valor depende, únicamente, del producto de dos parámetros: la constante giromagnética

del protón del núcleo de hidrógeno cuyo valor es 42,6 MHz por cada Tesla, y la

intensidad de campo magnético. Es decir, que si el campo magnético del escáner de

resonancia fuera de 1 Tesla, la frecuencia de precesión o de Larmor sería

Por lo tanto, conseguiríamos que todos los

protones del hidrógeno del interior del cuerpo humano precesasen a una frecuencia de

42’6 MHz, (si el campo magnético fuera de 1 Tesla).

Si queremos mandar energía a los protones que se encuentran en el estado de baja

energía, lo podríamos hacer de dos formas: o bien, elevando la temperatura corporal, o

bien, enviando una onda de radio a la frecuencia de precesión de los protones o

frecuencia de Larmor. En nuestro ejemplo, una onda de radio de 42’6 MHz sería

absorbida por una cierta cantidad de protones en estado de baja energía que,

dependiendo de la intensidad y duración del pulso, les permitiría pasar del estado de

baja a alta energía (del estado paralelo al estado antiparalelo). En la figura 4 vemos de

que forma afecta al momento magnético nuclear (o comportamiento promedio de la

población de protones) el hecho de que algunos de ellos comiencen a cambiar de estado.

El momento magnético nuclear, por ser un valor vectorial que promedia una población

de protones, tiene un comportamiento análogo a uno de ellos. También precesa entorno

a la dirección principal del campo magnético, sin embargo, a diferencia de los protones,

no da saltos cuánticos de un estado paralelo a uno anti-paralelo (o viceversa). Por el

contrario, puede variar su orientación de forma continua a medida que los protones

pasan de un estado a otro. La cantidad de protones que absorben energía, depende de la

duración e intensidad de la energía recibida por la muestra. Esta energía proviene del

pulso de radio a la frecuencia de precesión. El comportamiento matemático de este

vector momento magnético está perfectamente descrito mediante las denominadas

ecuaciones de Bloch. Los escáneres actuales permite regular la evolución del momento

magnético con gran precisión. Una acertada combinación de pulsos de radio, lo que se

denominan secuencias de adquisición, permite gobernar el movimiento del momento

magnético, haciendo que se desplace un determinado número de grados respecto del eje

del campo magnético principal. Hasta ahora hemos descrito el comportamiento del

conjunto de protones del átomo de hidrógeno de todo el cuerpo humano. Pero ¿de qué

forma podemos seleccionar rodajas? Para seleccionar una rodaja perpendicular al campo

magnético principal, es decir, una rodaja axial (N.B.: el procedimiento para obtener una

rodaja en cualquier otra orientación o plano sería análogo) se introduce un gradiente de

campo magnético a lo largo del eje del campo magnético principal. Un gradiente es una

variación lineal de la intensidad del campo magnético que depende de la posición. Es

decir, lo que se hace es variar levemente la intensidad de campo magnético que

experimentan los protones a lo largo de dicho eje

Al experimentar diferentes intensidades de campo magnético también precesan a

distintas frecuencias de Larmor y, por tanto, ya no absorben la energía a la misma

frecuencia. La forma de seleccionar la rodaja es enviar un pulso a la frecuencia de

precesión de los protones de la región de interés en presencia de un gradiente. Este

pulso se denomina de excitación o pulso de selección de rodaja. Técnicamente es

imposible lanzar un pulso a una frecuencia exacta. Lo en realidad se envía es un pulso

centrado en una frecuencia pero con una cierta inexactitud o incertidumbre en anchura.

La anchura en frecuencia del pulso nos permite afectar a protones que precesen a

frecuencias próximas a la frecuencia de precesión del centro de la rodaja seleccionada.

Cuanta más anchura en frecuencia más anchura de rodaja. Cuanta más anchura de

rodaja, más señal, es decir, mejor relación señal ruido pues habrá más cantidad de

protones resonando, por lo tanto, emitiendo. Sin embargo, se pierde en resolución

espacial, al menos en esa dimensión, a lo largo del eje Z o eje del campo magnético

principal.

Una vez que cesa el pulso de radiofrecuencia, los protones que han absorbido energía

pasando al estado antiparalelo, tienden a volver al estado de baja energía, o paralelo, (a

este proceso se le denomina “relajación”) y esto lo hacen, entre otros modos, emitiendo

una señal de radio a la frecuencia de precesión. Esta señal recibe el nombre de “señal de

decaimiento de inducción libre”, o en inglés “free induction decay” (FID), Esa señal

contiene información de toda la rodaja. Con varias de estas FID de la misma rodaja,

obtenidas en una secuencia, y mediante análisis matemático de la misma, podremos

reconstruir una imagen que describa la distribución espacial de órganos y tejidos en esa

rodaja. La siguiente figura muestra la forma de la FID que representa la señal recogida

por la antena a lo largo del tiempo.

Contraste en resonancia magnética. Tiempos de Relajación T1 y T2.

El contraste de la imagen viene dado por los diferentes niveles de gris. Esto nos permite

distinguir tejidos. El contraste es un fenómeno complejo que depende de diversos

factores: la densidad de protones de un tejido, los tiempos de relajación T1 y T2, y por

último, el instante en que tomemos la imagen, es decir, de cuándo hagamos “clic” en la

cámara fotográfica que es el escáner de resonancia. Dependiendo de la posición en el

tiempo de ese instante, tendremos, o bien, una “imagen en Densidad Protónica”, o

bien, una imagen en T1, o más correctamente, “imagen ponderada en T1”, o bien,

finalmente, una “imagen ponderada en T2”. Esto afecta a la intensidad de la señal

dependiendo del tipo de tejido. Las imágenes de densidad protónica son las de más

escaso contraste, ya que este depende, únicamente, de la cantidad absoluta de protones

del hidrógeno en cada tejido. Como el agua abunda en el cuerpo humano, la cantidad de

hidrógeno es abundante en casi todos los tejidos, salvo en el tejido óseo, por lo que la

intensidad de señal procedente de cada tejido va a ser muy similar (ver siguiente figura )

. Sin embargo, las imágenes ponderadas, o bien, en T1, o bien, en T2, van a ser

imágenes con muy alto contraste. Las imágenes ponderadas en T1 están más orientadas

a la anatomía permitiendo detectar patologías que cursen con cambios morfológicos.

Las imágenes ponderadas en T2 están más relacionadas con la fisiopatología. Por esto

último, la imagen funcional es imagen ponderada en T2. El contraste depende,

intrínsecamente, de la diferente manera en la que se produce la relajación de los

protones del átomo de hidrógeno dependiendo del entorno físico-químico en que se

encuentre. Es decir, va a depender de la molécula y tejido dónde se encuentre dicho

protón. Este hecho nos permite obtener mucho contraste entre tejidos aunque su

composición sea similar. Basta una leve diferencia en la composición para que se

produzca una apreciable diferencia entre niveles de gris.

Observamos como, efectivamente, la imagen en densidad protónica está peor

contrastada frente a la imagen en T1 o la imagen en T2. También es muy apreciable las

diferentes maneras de brillar de un tejido ya sea en T1 o en T2. En la Tabla 1 tenemos

un breve resumen de cómo se ven ciertas patologías y substancias según la ponderación

realizada.

El tiempo T1 es fácil de explicar. Cuando lanzamos el pulso de excitación, se hace girar

el Momento Magnético, un cierto ángulo dentro del plano formado por los ejes X y Z

(generalmente 90º en la secuencia más habitual, denominada secuencia espín-eco). Si el

lector repasa la figura 4, observará en el gráfico de la derecha una representación del

momento magnético girado 90º, es decir, tumbado sobre el plano de corte. Una vez que

cesa el pulso de radiofrecuencia, los protones comienzan a regresar al estado original de

baja energía. También el momento magnético comienza regresar a la posición original.

Pues bien, el tiempo T1 está relacionado con la duración de la relajación hasta recuperar

la posición original. Este proceso es un movimiento de precesión entorno al eje Z.

En la misma figura podemos ver dibujadas dos proyecciones del vector Momento

magnético. Una sobre el eje Z, que se denomina proyección longitudinal o

magnetización longitudinal y, una segunda proyección sobre el plano XY o plano de

la rodaja seleccionada, que se denomina proyección transversal o magnetización

transversal. Ambas son, por tanto, las componentes longitudinal y transversal,

respectivamente, de la magnetización. Obsérvese también que, a medida que transcurra

el tiempo, la muestra irá ganando en magnetización longitudinal (pasando de valor cero,

cuando el vector momento magnético está sobre el plano de corte, a valor máximo

cuando se encuentre sobre el eje Z) y perdiendo magnetización transversal (pasando del

valor máximo, cuando se encuentre sobre el plano XY, a valor cero, cuando el vector

momento haya regresado a su posición original sobre el eje Z). De manera ingenua se

podría pensar que se gana magnetización longitudinal al mismo ritmo que se pierde

magnetización transversal. Pues bien, no ocurre así. Si imaginamos las proyecciones

sobre el eje Z y sobre el plano XY como sendas sombras que proyecta el vector

momento magnético, curiosamente, antes de que se haya recuperado completamente la

magnetización longitudinal, la sombra sobre el palno XY ha desaparecido. Es decir,

desaparece la magnetización transversal antes de que se haya recuperado la

magnetización longitudinal. Es por este motivo que podemos considerar un tiempo T1,

vinculado al proceso de recuperación de la magnetización longitudinal de la muestra, y

un tiempo T2 de la misma, vinculado a la pérdida de magnetización transversal.

Además, estos tiempos son característicos de cada tejido y, por suerte, extremadamente

sensibles a cualquier cambio en la composición físico-química del mismo. En concreto,

se define como tiempo T1 de un tejido: “el tiempo que tarda en recuperar un 63% de la

magnetización longitudinal”, es decir, aproximadamente dos tercios de la misma. Y se

define como tiempo T2 de un tejido, “el tiempo que tarda en perder un 63% de la

magnetización transversal”. En la Tabla 2 aparecen unos valores aproximados de T1 y

T2 para las principales substancias y tejidos del cerebro.

La razón de que se pierda la magnetización transversal más rápidamente de lo que se

recupera la longitudinal tiene su explicación en la forma en cómo se “construye” el

vector momento magnético de la muestra y en la interacción de los protones del átomo

de hidrógeno con su entorno molecular. Debido a la polaridad de ciertas

macromoléculas se generan inhomogeneidades microscópicas que hacen que no todos

los protones incluidos en el mismo voxel experimenten, exactamente, la misma

intensidad de campo magnético. Esto provoca que en sus movimientos de precesión,

unos protones se adelante (o retrasen), con respecto a otros, es decir, se desfasan. Es

imposible construir un campo magnético tan extenso e intenso y que sea perfectamente

homogéneo en todos los puntos de la muestra. Estas pequeñas inhomogeneidades de

campo, unidas a las inhomogeneidades generadas por las macromoléculas provocan la

aparición de un tiempo más breve aún que el T2 y que se denomina “T2*” (se lee: “T2

asterisco”).

El que haya inhomogeneidades debidas a la acción de ciertas macromoléculas no deja

de ser una ventaja que nos permite establecer contrastes entre tejidos. Sin embargo, las

inhomogeneidades debidas al campo magnético externo son muy negativas de cara a la

obtención de la imagen pues acortan el tiempo de adquisición, por lo que tendremos

peor relación señal ruido, y pueden aparecer diferencias de gris locales no debidas a

diferencias en la composición sino a la inhomogeneidad de campo.

Técnicas de imagen en resonancia magnética. Formación de la imagen. Secuencias.

Tiempo de Eco y Tiempo de Repetición. El espacio K.

La formación de la imagen de resonancia a partir de los ecos requiere de un

procedimiento complejo y de una descripción, también compleja (no intuitiva) de la

imagen. El procedimiento son las denominadas secuencias de adquisición. Por otra

parte, una descripción muy particular de la imagen es lo que se denomina espacio K. En

realidad, una secuencia de adquisición es el conjunto de pulsos y gradientes necesarios

para poder adquirir el número de ecos necesarios para formar el espacio K. Los

escáneres de resonancia lo que realmente adquieren no es la imagen en sí, sino el

espacio K que contiene las frecuencias espaciales de la imagen buscada. La imagen final

se reconstruye en un ordenador mediante una sofisticada operación matemática

denominada “Transformada de Fourier” del espacio K obtenido en el escáner. El

espacio K está formado por las muestras tomadas de los ecos generados de forma

sucesiva.

En la figura siguiente se puede ver el espacio K y la imagen obtenida tras realizar en un

ordenador la transformada de Fourier inversa.

Una vez que conocemos con cierto detalle el significado y la utilidad de una secuencia

espín-eco, podemos introducir dos conceptos relacionado con el T1 y T2. Son el tiempo

de repetición TR y el tiempo de eco, TE. El TR es el tiempo que transcurre entre dos

pulsos de excitación sucesivos para obtener sendas líneas del espacio K. El TE es el

tiempo que transcurre entre el pulso de excitación y la aparición del eco. Ajustando

estos tiempos es como podemos ponderar en T1 en T2 u obtener imágenes en densidad

protónica. En la figura siguiente podemos observar la relación entre los tiempos de eco

y de repetición y la ponderación en T1 y T2, y la imagen de densidad protónica.

Hay tres tipos de secuencias básicas: espín-eco, inversión recuperación y eco de

gradiente. No obstante, todas ellas tienen multitud de versiones y nombres en función

del fabricante del escáner de resonancia y de los parámetros que se modifiquen en la

secuencia de adquisición con el fin, esto último, de mejorar el contraste de lo que se

busque en la imagen diagnóstica. La secuencia espín-eco es la más común. Las

secuencias de inversión recuperación son interesantes porque permite resaltar tejidos de

forma selectiva. Se basa en suministrar pulsos de excitación de 180º en lugar de 90º.

Esto provoca que, dependiendo del instante de adquisición, cambie la intensidad de gris

e incluso suprimir algún tejido que pueda dificultar el diagnóstico sobre la imagen.

En la de izquierda sólo aparece materia blanca y en la de la derecha materia gris. El

último tipo de secuencias son las de eco de gradiente. Estas son las empleadas en

resonancia magnética funcional pues permiten adquirir mucho más rápidamente y así

poder realizar el seguimiento de la fisiología.

Secuencias rápidas.

La forma de obtener rápidamente una imagen de resonancia tiene mucho que ver con la

manera en que se construye o “rellena” el espacio K. El espacio K es un espacio

Hermítico. Esto significa que es simétrico respecto de la diagonal. Aprovechando esta

característica, una forma de obtener más rápidamente una imagen es obteniendo el

espacio K de forma parcial y, posteriormente, rellenar lo que falta aprovechando la

simetría propia de un espacio hermitico. Esta técnica se denomina Half-Fourier y ha

dado lugar a multitud de variantes. Otra posibilidad para acelerar la adquisición es

dando pulsos de excitación que hagan que el momento magnético se incline un ángulo

menor a 90º. Por último, las secuencias rápidas de adquisición empleadas en resonancia

magnética funcional son las secuencias denominadas Eco de Gradiente, como por

ejemplo, la secuencia “imagen eco planar” o secuencia EPI (Echo-Planar Imaging).

Lo característico de esta secuencia es que puede llegar a obtener todos los ecos

necesarios con un solo pulso de excitación o selección de rodaja. Los ecos se obtienen

haciendo variar alguno de los gradientes (o bien el de fase, Gy, o bien el de lectura, Gx)

sin aplicar pulso de refase. El gradiente opera de manera que, primero, “fuerza” el

desfase para, a continuación, forzar una refase. En la figura se ha representado una de

las muchas posibilidades de secuencia de eco de gradiente mediante un gradiente de

lectura negativo y otro positivo. El hecho de limitar el número de pulsos de selección o

excitación empeora la relación señal ruido, a cambio de acelerar la adquisición.

También provoca la aparición de artefactos, como el denominado “Ghosting”, que se

caracteriza por la aparición de bordes de la imagen duplicados y desplazados, o la

ausencia de señal en lugares próximos al hueso. Con las técnicas de eco de gradiente se

pueden llegar a obtener imágenes en 30 ms. Hay numerosas secuencias rápidas, muy

similares, combinando simultáneamente eco de gradiente, con Half-fourier y pulsos de

excitación inferiores a 90º. Estas reciben nombres diversos dependiendo de los

parámetros que varíen en la adquisición y del fabricante que ha programado la

secuencia.

APLICACIONES CLÍNICAS DE LAS SECUENCIAS EN RM

TOMOGRAFIA AXIAL COMPUTERIZADA (TAC)

La TAC obtiene imágenes utilizando el contraste que provocan los Rayos X (Rx) (radiación electromagnética -3-16Hz- producida por un haz de electrones procedente de un filamento incandescente que bombardea una placa conductora en un tubo de vacío) cuando son atenuados al atravesar los tejidos- en mayor o menor medida dependiendo de la densidad de éstos- y son convertidos desde un sistema de receptores en datos digitalizados que expresan una escala de grises, en proporción a la atenuación producida en el haz de Rx. La TAC se compone básicamente de una fuente de emisión de Rx y un sistema de receptores, que en función de la disposición y el número pueden conseguir “rodajas” del cuerpo en un tiempo que oscila entre uno y varios segundos. Los sistemas antiguos necesitaban varios minutos para obtener una imagen pero los sistemas más modernos con receptores múltiples, pueden conseguir cortes múltiples simultáneos, obteniendo un estudio cerebral en 1-2 segundos: es lo que se conoce como TAC Multicorte. Con las técnicas rápidas es posible no sólo conseguir estudios vasculares durante el paso de contraste yodado por el lecho vascular, sino que se puede cuantificar el flujo cerebral mediante las llamadas técnicas de perfusión, dando lugar a mapas de Volumen Sanguíneo Regional (VSR), Flujo Sanguíneo Regional (FSR) y Tiempo Medio de Tránsito (TMT) ( ver técnicas de Perfusión con RM).

La TAC ha sido superada ampliamente por la RM para el estudio del SNC, pero continúa teniendo un papel muy importante en la patología aguda y ha recuperado protagonismo al aparecer la técnicas de Angio-RM y de Perfusión, sobre todo en el estudio de la vasculatura intracraneal y en la valoración del flujo cerebral ante la sospecha de infarto hiperagudo. La Angio-TC presenta algunas ventajas sobre la Angio-RM, como es su gran resolución espacial y su baja frecuencia de artefactos en la imagen, pero hay que recordar que emplea contraste yodado, no exento de morbi-mortalidad por alergias y con riesgo de secuelas en pacientes con fallo renal. La Perfusión por TAC cuantifica el flujo cerebral mejor que la RM pero está limitada a un segmento cerebral pequeño,salvo en los nuevos modelos de 64 detectores. Por último, se trata de una técnica que utiliza radiación ionizante, lo cual es especialmente problemático en niños o embarazadas. El papel de la TC y sus diferentes técnicas en contraposición o asociación a la RM es complejo actualmente, por lo que ha de ser valorado en cada circunstancia y será expuesto en cada uno de los capítulos correspondientes a cada patología concreta. De forma general, las principales indicaciones de la TAC incluyen muchas de las alteraciones agudas, sobre todo la hemorragia, las fracturas óseas, la detección de masas, colecciones o hidrocefalia y como alternativa a la RM en los casos en los que no sea factible su realización.

RESONANCIA MAGNÉTICA

La RM es la técnica más empleada en el diagnóstico de las enfermedades del SNC. La evolución de las diferentes secuencias de pulso, que dan lugar a contrastes específicos no ha hecho más que evolucionar desde sus comienzos. Si en un principio se manejaban únicamente 3 tipos de secuencias con la técnica Spin-Eco (SE): T1, T2 y DP, hoy se dispone de múltiples secuencias y las técnicas SE son seguramente las menos utilizadas, siendo ampliamente superadas por técnicas más rápidas (Gradiente-Eco, Fast-SE, Eco-Planar, adquisición Espiral otras) que dan lugar a más de 50 secuencias diferentes. Para una revisión exhaustiva ha de acudirse a literatura específica, pero de forma general pueden considerarse varias categorías principales según el tipo de contraste:

- Secuencias T1- Secuencias T2- Secuencias vasculares (Angio-RM)- Secuencias de Difusión- Secuencias de Perfusión- Espectroscopia por RM- Secuencias de Activación (RMf)

SECUENCIAS T1

Es la secuencia “básica”, con mejor señal, y se utiliza sobre todo para valorar la morfología cerebral, aunque es también de gran valor para la detección de lesiones con alta señal en T1 como la sangre en fase subaguda o la grasa . Existen varias técnicas que se utilizan habitualmente para obtener imágenes T1. La más conocida es la secuencia T1-SE, que se caracteriza por su alta señal y su baja frecuencia de artefactos. Las técnicas de adquisición SE rápidas ( Fast-SE, FSE o Turbo-SE) pueden producir tanto secuencias T1 como T2, con la particularidad de ser menos sensibles a la susceptibilidad magnética. En el caso de secuencias T1, esto tiene la ventajas cuando se trata de estudiar estructuras cercanas al hueso como la base del cráneo o rodeadas de aire como los senos paranasales y en parte las órbitas .La principal desventaja de las técnicas T1-SE y FSE es el escaso contraste que existe entre la sustancia gris (SG) y sustancia blanca (SB), en comparación con las secuencias T1 derivadas de las técnicas de Inversión-Recuperación (IR), tanto en su forma clásica (IR-T1 o FSE-IR-T1) como en la variante de la secuencia FLAIR (ver más adelante) conocida como T1-FLAIR (fig 1) . Esta última, tiene la ventaja sobre las secuencias SE de que se pueden realizar más cantidad de cortes por adquisición y funcionan muy bien cuando se añaden técnicas de supresión grasa. El contraste entre sustancia gris y sustancia blanca es fundamental para detectar algunas lesiones, como las altreraciones del desarrollo cortical (fig 2) También se pueden conseguir secuencias T1 con técnica de Eco de Gradiente (GE) (fig 3), aunque se trata de técnicas muy sensibles a la susceptibilidad magnética. La principal ventaja de las técnicas de GE en patología del SNC es la posibilidad de adquisición en 3D, es decir la adquisición de cortes muy finos de todo el cerebro en un solo bloque, que permite la reconstrucción en cualquier plano. Si se adquieren cortes de 1mm con píxel de 1x1 mm, es decir con voxel isotrópico, es posible la reconstrucción en cualquier plano con idéntica calidad, y se puede hacer volumetría (fig 4), así como segmentación del córtex o de la sustancia blanca(fig 5) . Las adquisiciones volumétricas, con alta resolución y muy buen contraste SG-SB son fundamentales en el estudio de pequeñas alteraciones cerebrales como es el caso

de los pacientes con epilepsia (ver protocolo de epilepsia) y cuando interesa realizar volumetría como en los pacientes con demencia y en ensayos clínicos donde se valore la progresión de la enfermedad a través de índices de atrofia, como en la Esclerosis múltiple o la enfermedad de Alzheimer. Al ser una secuencia en la que el agua tiene baja señal, la mayor parte de las lesiones cerebrales que suelen asociarse con de edema provocan algún grado de hipointensidad en T1 con respecto al parénquima normal, por lo que frecuentemente, a menos que haya una alteración estructural evidente, la alteración en la señal puede ser tan tenue que no se distinga en las secuencias T1, que clásicamente se consideran menos sensibles a la patología que las secuencias T2. Sin embargo, cuando existe aumento de permeabilidad en la barrera hemato-encefálica (BHE), el empleo de contrastes paramagnéticos (generalmente Gadolinio con algún quelante) provoca un intenso realce de la señal en las zonas donde hay “rotura” de la BHE, con lo que la sensibilidad para la detección de patología aumenta de forma muy significativa, hasta tal punto que en lesiones donde no hay edema, como ocurre frecuentemente en las lesiones meníngeas u ocasionalmente en las metástasis parenquimatosas, las secuencias T1 con contraste son las únicas capaces de detectar patología. Por otro lado, cuando existe una lesión en la que el diagnóstico no es específico, la existencia de realce en el estudio post-contraste así como el patrón con el que se produce éste pueden aportar información fundamental para aumentar la especificidad del diagnóstico. La indicación por tanto de añadir secuencias con contraste IV es sobre todo cuando se sospecha patología tumoral o infecciosa y el estudio pre-contraste es negativo o cuando se considera la posibilidad de aumentar la especificidad del diagnóstico en un estudio sin contraste. La dosis de la inyección suele ser de 0.1mmol/Kg , pero ocasionalmente puede utilizarse dosis altas (sobre todo en la detección de metástasis, especialmente meníngeas se utiliza hasta dosis triple) (fig 6) y a veces media dosis es suficiente, por ejemplo cuando se estudian lesiones extra-axiales como meningiomas o neurinomas. Existe una circunstancia en la que el empleo de media dosis es especialmente conveniente y es el caso de la localización de microadenomas hipofisarios: son lesiones que se realzan poco y además lentamente y se encuentran en el seno de la glándula hiofisaria, que por carecer de barrera hemato-encefálica y estar muy bien vascularizada se realza intensa y rápidamente. Se trata por tanto de conseguir un realce “negativo”,es decir la lesión se caracteriza por ser hipointensa con respecto a la glándula normal que aparece muy hiperintensa en el estudio post-contraste. Se debe procurar que el tumor se realce lo menos posible y por otro lado la glándula hipofisaria se realza suficientemente con una dosis baja ( habitualmente media dosis), por lo que una dosis alta puede ser contraproducente .Además, es necesario adquirir las imágenes post-contraste en los primeros 2 minutos ya que los microadenomas se realzan progresivamente durante los primeros 5-7 minutos al mismo tiempo que la glándula normal pierde señal a partir de los 3-5 minutos debido al rápido lavado que la caracteriza. (fig 7) Todo esto puede dar como resultado que el tumor presente una señal similar a la glándula normal y no sea detectado en el estudio post-contraste.

Existen algunas lesiones con alta señal en T1, debido a su contenido en sustancias paramagnéticas ( metahemoglobina, melanina, manganeso, cobre, algunas formas de calcificación), por contener lípidos ( lipoma, dermoide, teratoma ) o por tratarse de colecciones con un alto contenido proteico ( quiste coloide, craneofaringioma, quiste de Rathke atípico). La forma de determinar

con precisión si una lesión hiperintensa en T1 contiene grasa es añadir la misma secuencia con un pulso de presaturación en la frecuencia de resonancia específica para la grasa ( se conoce como técnica de “supresión grasa”), que provoca anulación de su señal. El resultado es una imagen idéntica a la secuencia T1 pero todas las estructuras con contenido graso cambian la señal hiperintensa habitual a una señal marcadamente hipointensa. De esta forma, una lesión cuya señal se suprima con esta técnica será siempre una lesión que contiene grasa, a diferencia de las lesiones con contenido paramagnético, que no cambias con las secuencias de supresión grasa. Las secuencias de supresión grasa son también muy útiles en el estudio post-contraste de lesiones que se encuentran en el seno de tejido graso, como lesiones orbitarias o lesiones óseas, ya que permiten un buen contraste con el tejido circundante, que sin esta técnica sería hiperinteso y por tanto con una señal similar a la lesión una vez que ésta se realzara con el contraste.

SECUENCIAS T2

Al igual que en T1, existen múltiples formas de adquisición(fig 8): la técnica SE clásica, es muy poco utilizada debido al largo tiempo de adquisición; la técnica FSE, es la más utilizada hoy por su rapidez y capacidad de producir imágenes de alta resolución, con buen contraste SG-SB y una sensibilidad para detectar pequeñas alteraciones de señal similar a la técnica SE. Como se ha comentado en las secuencias T1, la técnica FSE tiene la particularidad de ser poco sensible a la susceptibilidad magnética; la consecuencia más importante es que pequeñas lesiones que son visibles debido al efecto de susceptibilidad magnética como los restos de hemosiderina (por ejemplo en pequeños cavernomas) (fig 9) o pequeñas calcificaciones pueden pasar fácilmente desapercibidos con esta técnica. La secuencia con mejor contraste T2 probablemente continúa siendo la secuencia SE clásica, aunque prácticamente ya no se utiliza por su elevado tiempo de adquisición, que puede llegar a los 10 minutos. La secuencia FSE T2 puede tener un contraste similar, pero para ello ha de mantenerse un tren de ecos relativamente bajo ya que si no el contraste disminuye y pueden llegar a desaparecer pequeñas lesiones(fig 10). Se puede mantener un tren de eco largo cuando lo que se necesita es contraste entre el parénquima y el LCR, como puede ser en un estudio de APC. Por otro lado, la resolución espacial que puede conseguirse con esta secuencia, permite detectar lesiones no visibles con la resolución de los estudios convencionales, o bien de difícil análisis (fig 11) El contraste tiene clara dependencia del campo magnético, lo que ha hecho aconsejar los imanes de alto campo sobre los de bajo campo en neurorradiología. Recientemente, la incorporación de imanes de 3T(fig 12) junto con antenas multicanal, ha permitido conseguir imágenes clínicas con mucha mayor sensibilidad T2, lo cual cambia el diagnóstico de forma significativa en el estudio de pequeñas lesiones como la esclerosis del hipocam,po o las displasias corticales focales ( ver capítulo de epilepsia). Mientras que los imanes de 3T se incorporan rápidamente al entorno clínico, ya se encuentran en fase de desarrollo comerciallos nuevos imanes de 7-8 T(fig 13), con aún mayor contraste T2 y mejor RSR, aunque todavía con limitaciones para su incorporación al uso clínico. Existen modelos experimentales de 9 a 12 T (fig 14) pero su uso en humanos todavía no está desarrollado.

Las técnicas GE se basan en el contraste producido por diferencias en T2* (tiempo de relajación en el que además de la interacción de los spines participa el desfase producido por los gradientes ) y son ideales para detectar estas lesiones, ya que al contrario que las técnicas FSE, son sensibles a la susceptibilidad magnética y por tanto constituyen un buen complemento a las técnicas FSE. La técnica Eco-Planar (EPI), es otra forma de adquisición que permite una lectura muy rápida del espacio K (conjunto de datos que provienen de la antena en forma de ondas de radiofrecuencia, con los que se construye la imagen) y tiene la particularidad de ser muy sensible a la susceptibilidad magnética. Cuando se combina con secuencias GE (EPI-GE) produce imágenes con la máxima sensibilidad a la susceptibilidad magnética ( ver figura 9). De hecho, estas son las secuencias que se utilizan en RM funcional ( ver más adelante) por combinar la gran rapidez con un pronunciado contraste en T2*.

Mediante técnicas de Inversión-recuperación (IR) pueden conseguirse secuencias T2 en las que se haga coincidir el tiempo de inversión (TI) con el momento en que la relajación del agua sea cero, manteniendo el contraste SG-SB similar al T2. Esta secuencia es conocida como FLAIR (Fluid Attenuated Inversion Recovery) y hoy es una de las más utilizadas. La gran ventaja que presenta es que mantiene el contraste T2 al mismo tiempo que anula la señal del agua, por lo que facilita mucho la detección de pequeñas lesiones hiperintensas que por estar en la proximidad del agua pueden pasar desapercibidas en una secuencia T2 “convencional) (fig 15). En realidad es una secuencia parecida a la Densidad Protónica, que es una secuencia con TR largo al igual que T2 pero con TE corto ( ver generalidades de la técnica RM): en ésta el LCR aparece menos brillante que en T2, habitualmente isointenso con la SB y también facilita la visualización de pequeñas lesiones periventriculares o corticales. La secuencia DP continúa siendo muy utilizada en los estudios de rutina, ya que se obtiene al mismo tiempo que la secuencia T2: ambas se obtienen mediante una misma secuencia de TR largo con dos ecos: el primero, con TE corto, formaría la imagen DP y el segundo, con TE largo, formaría la imagen T2. Sin embargo, la secuencia FLAIR tiene más contraste que la DP y cada vez más frecuentemente está sustituyéndola. Existen nuevas variantes de la secuencia IR, conocidas como IR con doble inversión. En éstas se trabaja con dos tiempos de inversión, de manera que mediante el primer tiempo de inversión se anula la señal del LCR y con el segundo la señal de otro tejido con TI diferente, como puede ser la SB. Esta secuencia, conocida como FLAIR con doble IR tiene la particularidad de aumentar aún más el contraste entre las lesiones de SB y el tejido normal, ya que tanto el LCR como la SB no tienen señal y está siendo utilizada con éxito en estudios de enfermedades desmielinizantes.

TÉCNICAS VASCULARES (ANGIO-RM)

Las secuencias vasculares, que dan lugar a la llamada Angio-RM (ARM), persiguen un tipo de contraste en el que los vasos tengan una señal muy diferente del “tejido estacionario” y de esta forma con un tratamiento posterior de la imagen poder formas mapas que dibujen de la forma más aproximada la anatomía de los vasos. Existen múltiples técnicas para realizar una ARM, y prácticamente todas tratan de que los vasos mantengan alta señal mientras que la señal del tejido estacionario se suprima todo lo posible. Son las técnicas conocidas como “sangre-blanca”. Hay alguna técnica que explota el contraste

contrario, que se conoce como “sangre-negra” pero su uso en neurorradiología ha sido totalmente sustituído por las técnicas de “sangre –blanca” que son las que trataremos. Hay varias formas de conseguir alta señal en los vasos y se pueden clasificar de la siguiente manera

1) ARM sin contraste:a. Técnicas de “tiempo de vuelo” (TOF)b. Técnicas de “contraste de fase (PC)

2) ARM con contrastea. Técnicas TOFb. Técnicas 3D-T1 ( llamadas en general CE-MRA)

Técnicas TOF:

Las técnicas TOF utilizan la velocidad que tienen los núcleos del agua que están en el torrente sanguíneo. Al realizar cortes axiales muy finos, con técnica GE y un TR muy corto, la señal de los tejidos es muy baja ya que la magnetización no se recupera debido al TR ultra-corto. Sin embargo, en el momento de leer la señal en cada corte, la que procede de los vasos sanguíneos no ha sido saturada por el TR ya que proviene bien de encima o de debajo del corte, debido a la velocidad con que se mueve la sangre en los vasos. Este fenómeno se conoce como “tiempo de vuelo” o TOF( Time Of Flight) y se refiere a la incorporación al corte axial en el momento de la lectura de la señal de protones “frescos” que durante la excitación se encontraban fuera del corte. El resultado es que la señal de los vasos permanece muy alta mientras que el resto de los tejidos presenta señal muy baja, con lo que existe un buen contraste entre vasos y tejido estacionario, que permite obtener una imagen “angiográfica” (fig 16). Hay que tener muy en cuenta que la imagen que resulta de esta técnica es más un mapa de flujo que un dibujo exacto de la luz del vaso, ya que la señal de los vasos proviene de la existencia de flujo laminar con alta velocidad. De esta manera, áreas con flujo turbulento , por ejemplo en grandes sacos aneurismáticos o en el bulbo carotídeo (fig 17)pueden presentar una señal más baja, que puede ser tomada como tejido estacionario al realizar la reconstrucción del mapa vascular, dando lugar a una imagen que no refleja exactamente la luz del vaso. De hecho, la limitación más conocida de esta técnica es que sobrestima ligeramente las estenosis, sobre todo cuando éstas son pronunciadas y la velocidad de la sangre disminuye. Otra limitación de la técnica TOF es la dificultad para eliminar la señal de tejidos con T1 muy corto, como la grasa o la sangre en estadio subagudo(fig 18), ya que mantienen alta su señal a pesar de utilizarse TR muy cortos, lo cual puede dificultar en algunos casos la diferenciación entre flujo y tejido estacionario.

La técnica TOF, puede ser adquirida mediante múltiples cortes finos (2D-TOF), que después son procesados mediante la proyección de los pixels con mayor intensidad de eñal y la eliminación de los de baja señal ( proyección de máxima intensidad o MIP) o mediante reconstrucción multiplanar (MPR), en lo que se conoce como modo bidimensional. Esta técnica, que utiliza cortes sucesivos muy finos, tiene la ventaja de que explota al máximo el efecto TOF, pero es difícil obtener cortes más finos de los 2mm y la resolución en el corte ( se usan matrices

de 256x256 habitualmente) es relativamente baja, por lo que no puede usarse para el estudio de vasos pequeños o irregulares, así como para estudiar aneurismas. Actualmente se utiliza poco, sobre todo en el estudio de seños venosos, y se va sustituyendo por otras técnicas más efectivas. La otra forma de utilizar esta técnica es mediante la adquisición de un bloque tridimensional ( 3D-TOF) (fig 19), que hace posible utilizar mucha mejor resolución espacial ( cortes de 1 mm o menores, con matrices de 512 x 512 o superiores), lo cual permite estudiar vasos pequeños o irregulares así como aneurismasSin embargo, al tratarse de un bloque 3-D, el efecto TOF va decayendo a medida que aumenta el volumen del tejido a estudiar, ya que la señal de la sangre que entra en el bloque de tejido se va saturando una vez que entra en el bloque, que se comporta como un solo corte de gran grosor. Los vasos con baja velocidad, por ejemplo las venas, no pueden ser estudiados adecuadamente con esta técnica a menos que se inyecte contraste intravenoso. La adición de contraste impide el decaimiento de la señal en vasos de baja velocidad, pero a su vez provoca aumento de señal en las estructuras sin barrera H-E lo cual frecuentemente dificulta la creación de los mapas vasculares. Por otro lado, la técnica 3D-TOF es muy útil para estudiar las arterias intracraneales y actualmente es la técnica más utilizada para realizar Angio-RM cerebral. En el caso de existir posible patología venosa, como en las MAV, puede realizarse en un primer tiempo sin contraste y posteriormente repetirse con contraste para valorar las venas.

La principal indicación de esta técnica es el estudio de las arterias cerebrales tanto en la evaluación y seguimiento de aneurismas (fig 20). como en el estudio de estenosis y MAV. El empleo de imanes de 3T aumenta el efecto TOF y además tiene mayor RSR, por lo que se pueden visualizar vasos más pequeños y distales que con imanes de 1.5T (fig 21) Con las matrices de 1024 en imanes de 3T se pueden obtener imágenes similares a la angiografía convencional(fig 22), lo cual aporta información interesante en la evaluación previa al tratamiento endovascular de los aneurismas, para valorar el acceso al cuello la arquitectura del cuello y del saco y las relaciones del saco con los vasos adyacentes. Hoy la Angio-RM se considera la exploración de elección en el control post-tratamiento de los aneurismas. La Angio-TC se considera una técnica muy útil para el estudio de los aneurismas por su sencillez y rapidez y probablemente es superior a la RM de 1.5T ( aunque con el inconveniente de la radiación y del uso de contraste yodado), pero la calidad de las imágenes vasculares con 3T es similar a la Angio-TC y no necesita la inyección de contraste, aunque requiere más colaboración por parte del enfermo, ya que el tiempo de adquisición de la Angio-TC requiere sólo unos segundos pero un 3D-TOF de alta resolución necesita al menos 7 minutos de adquisición sin ningún tipo de movimiento . En pacientes colaboradores posiblemente es preferible la Angio-RM, pero en el estudio de la HSA si el paciente está en malas condiciones es preferible la angio-TC.

Técnicas PC:

Las técnicas de contraste de fase, explotan otro efecto debido a la velocidad e la sangre, que es el cambio de la fase de la señal, que es proporcional a la velocidad del flujo. Es una técnica con mucha menor RSR, pero tiene la gran ventaja de que no se basa en el acortamiento del T1, sino que aprovecha cambios de fase inducidos por la velocidad y consigue una eliminación total del tejido estacionario mediante un proceso de sustracción. Cuando se trabaja con técnica de EG, se aplica un gradiente bifásico que primero anula la señal y luego la recupera, obteniendo así un “eco” que da lugar a la imagen. En el caso de fluidos en movimiento, la recuperación de la señal se altera de forma proporcional a la velocidad. Ësto es lo que da lugar a la mayoría de los llamados “artefactos de flujo” en las imágenes convencionales, cobre todo en las técnicas GE. Si se obtiene la misma imagen pero el gradiente que se aplica es inverso, el efecto debido al flujo es similar pero inverso ( se podría considerar “negativo”). De esta forma, si se restan los datos de ambas imágenes, la señal del tejido estacionario -que es igual independientemente del sentido del gradiente bifásico- se cancela, mientras que la señal que ha sido alterada por el efecto del flujo se suma, por lo que la imagen resultante sólo refleja aquellas estructuras que poseen velocidad, ya que todo el tejido estacionario ha sido sustraído(fig 23). La principal desventaja de ésta técnica es la baja resolución, así como una cierta selectividad para velocidades que obliga a predeterminar la velocidad esperada y provoca imágenes de más difícil interpretación que con la técnica TOF (fig 24) Por otro lado, al ser el efecto proporcional a la velocidad, mediante ésta técnica es posible realizar cuantificaciones de la velocidad. También es posible determinar el sentido del flujo, lo cual a veces aporta información interesante, por ejemplo en el síndrome del“robo de la subclavia” sobre la arteria vertebral o para estudiar circulación colateral en el polígono de Willis. Actualmente, la principal indicación de ésta técnica es la cuantificación del flujo, que más que sobre estructuras vasculares se aplica en estudios de dinámica del LCR

Angio-RM con contraste (CE-MRA):

Ya se mencionó previamente la posibilidad de emplear contraste con secuencias TOF, especialmente para evitar la pérdida de señal en vasos con baja velocidad. Se utiliza principalmente como complemento al estudio TOF cerebral sin contraste, por ejemplo en el caso de MAV, angiomas venosos y en el estudio de los senos venosos; en éstos la Angio-RM con contraste ha demostrado resultados comparables a la angiografía convencional. Sin embargo, la técnica TOF con contraste tiene varios inconvenientes: no es capaz de suprimir los tejidos con TR corto ( grasa, sangrado subagudo) y cuando hay áreas con realce no es posible distinguirlas con fiabilidad de los vasos. A medida que se trabaja con gradientes más potentes, es posible disminuir el TR de forma muy pronunciada (hasta por debajo de 5ms) con lo cual es posible suprimir de forma más eficiente el tejido estacionario(fig 25), pero al mismo tiempo se produce saturación muy precoz del efecto TOF lo cual impide la visualización correcta de los vasos. Por otro lado, la gran disminución del

TR permite bajar el tiempo de adquisición desde los 5 minutos de la técnica 3D.TOF hasta 40-50 segundos. Esta rapidez ofrece la oportunidad de adquirir la señal durante el paso de un bolo de contraste a través de los vasos, con lo que se produce un auténtico relleno de la luz del vaso por el paso del contraste, de forma similar a lo que ocurre en la angiografía convencional(fig 26). La resolución espacial se puede aumentar en los imanes de 3T, lo cual mejora la delimirtación de los vasos y aporta información más exacta acerca de la luz del vaso (fig 27) Si además la lectura del espacio K se ordena de tal manera que se recogen primero los datos del contraste y posteriormente los que aportan resolución espacial, puede conseguirse una resolución temporal efectiva lo suficientemente rápida para separar la fase venosa de la arterial, lo que da lugar a una imagen similar a una arteriografía convencional, aunque con menor resolución espacial y temporal que ésta(fig 28) . La técnica descrita se conoce como CE-MRA porque no se basa en el efecto TOF sino en el relleno del vaso por el medio de contraste. Las principales ventajas de esta técnica son la buena supresión del tejido estacionario y la insensibilidad a los efectos del flujo ( flujo lento o turbulento) además de la selectividad por las fases arterial y venosa y la insensibilidad a las áreas de realce, que se producen después de la adquisición de la señal de los vasos. También hay secuencias con lectura compleja del espacio K que asocian una máscara para sustracción, con resolución temporal efectiva de 6-8 segundos, consiguiendo una valoración de la hemodinámica (fig 29). La principal indicación de ésta técnica es el estudio de vasos grandes, como los trocos supra-aórticos y los senos venosos (fig 30), ya que se trabaja con resolución espacial menor que las técnicas 3D-TOF por lo que éstas siguen siendo preferibles para el estudio de las arterias cerebrales, donde se necesitan matrices de 512 y hasta de 1024.

DIFUSIÓN

La técnica de difusión se basa en las diferencias que existen en los diversos tejidos en cuanto a la restricción que provocan en los pequeños movimientos de las moléculas de agua, es decir en la difusión molecular. Ésta se caracteriza por movimientos aleatorios de translación relacionados con la temperatura que en el tiempo condicionan un cambio en la posición de las moléculas de forma similar al movimiento de una gota de tinta en un líquido viscoso. De esta manera, los distintos tejidos tanto normales como patológicos pueden oponerse a la difusión molecular de distinta forma y en distinto grado, lo que nos permite crear imágenes basadas en estas diferencias, es decir cuyo contraste se basa en la difusión molecular.Para crear secuencias de difusión, es necesario añadir a la secuencia dos gradientes iguales situados a ambos lados del pulso de 180º de una secuencia SE. Como el pulso de 180º provoca un eco de la señal gracias a la inversión de la magnetización, cuando se añade un gradiente que desfasa la señal de los protones antes del pulso de 180º, la aplicación del mismo gradiente antes de la producción del eco va a refasar los protones, anulando el efecto del primer gradiente, ya que al ser aplicado después de

un pulso de 180º es como si se tratara de un gradiente inverso. Pero estos efectos se producen solamente en condiciones ideales, es decir los protones no deben sufrir ningún tipo de movimiento en el tiempo que dura la aplicación de los dos gradientes. Si un protón cambia su localización, el efecto del segundo gradiente no contrarresta al primero y el resultado es una pérdida de señal. Ésta pérdida de señal va a ser proporcional a la cantidad de movimiento que hayan experimentado los núcleos de hidrógeno. También va a ser proporcional a la intensidad y duración de los gradientes de difusión, magnitud que se conoce como valor b. De esta manera, a mayor valor b, mayor influencia del movimiento en el contraste de la imagen, aunque también mayor caída global de la señal, por lo que hay que ajustar el tiempo de adquisición atendiendo a la magnitud del valor b. La principal causa de desplazamiento de los núcleos viene dada por la difusión, por lo que el contraste de la imagen va a depender en mayor o menor medida de la capacidad de difusión de las moléculas, que va a ser máxima en el LCR. Como en la secuencia de difusión se obtiene primero una imagen T2 sin la aplicación de los gradientes de difusión y posteriormente otras 3 aplicando en cada una un gradiente de difusión sucesivamente en cada plano del espacio, es posible después obtener diversos parámetros utilizando esos datos. Lo primero que se puede calcular es una combinación de las tres imágenes obtenidas con gradiente de difusión en cada plano espacial, formando lo que se llama imagen isotrópica, que es la que se conoce como imagen de difusión habitualmente(fig 30). Si se obtiene la relación entre la señal de la imagen inicial T2 ( con valor b de cero) con las imágenes obtenidas con un valor b ( habitualmente de 1000seg/mm2 ), se puede obtener el coeficiente de difusión aparente ( ADC ) . La imagen isotrópica es el resultado directo de la pérdida de señal debido a los gradientes de difusión, por lo que tiene cierta dependencia de la señal inicial (fig 31). Esto implica que si una lesión tiene muy alta señal en T2, aunque tenga un ADC alto, puede no llegar a perder la suficiente señal para aparecer hipointensa respecto a un tejido con ADC bajo debido a que su señal inicial es muy superior. Esto es lo que se conoce como T2-shinnig-through o “brillo a través de T2” y puede llevar a resultados erróneos si no se complementa con un mapa de ADC, donde la influencia de T2 es anulada, ya que la imagen se construye con el porcentaje de pérdida de señal, normalizada con respecto al T2 de cad píxel. Sin embargo, si se aumenta el valor b lo suficiente, la pérdida de señal por la difusión es tan intensa que anula el “brillo del T2”; esto puede ser útil en la clínica diaria, ya que evita el empleo de mapas de ADC, y la cuantificación que son más difíciles de interpretar que las imágenes isotrópicas(fig 32) . Además, el comportamiento de la difusión no es lineal y con valores b altos algunas lesiones aparecen ligeramente diferentes incluso en cuanto al ADC, por lo que en ocasiones pueden dar información adicional, como es el caso de la enfermedad por priones y algunos tumores.

La indicación más importante del estudio de difusión es la detección de lesiones agudas con edema citotóxico, como el infarto hiperagudo(fig 33) y la encefalitis ( ver capítulo de patología infecciosa)y para diferenciar lesiones agudas de crónicas, especialmente las

isquémicas. Es muy importante para diferenciar abscesos cuyo contenido es muy viscoso ( y aparecerá muy hiperintenso en las imágenes isotrópicas) de tumores necróticos, cuyo contenido suele ser más parecido al líquido y por tanto aparecerá hipointenso. También es muy útil para diferenciar algunas lesiones sólidas cuya señal es a veces muy similar a un quiste aracnoideo como los tumores epidermoides(fig 34).

La difusión en la sustancia blanca no es igual en todas las direcciones, debido a la arquitectura basada en tractos como el cuerpo calloso, la cápsula interna, la vía piramidal etc, que hacen que el movimiento molecular sea más fácil en la dirección de las fibras. Estas diferencias en la difusión dependiendo de la dirección se le confieren anisotropía que será tanto mayor cuanto más densidad axonal y mayor estructura direccional exista. Para poder medir esta diferencias es necesario emplear más gradientes de difusión direccionales ( de 6 en adelante) para crear un Tensor que definirá la difusión como un elipsoide y podrá informarnos sobre la cantidad de anisotropía y de la dirección del vector principal del tensor, que indica la dirección predominante de las fibras en ese voxel. El resultado puede mostrarse como un mapa de color en el que los colores reflejen el grado de anisotropía o sobre mapas direccionales, en los que el color refleja la dirección del vector principal del tensor (fig 36) Ésta técnica al utilizar tensores se denomina Imagen Tensorial o de Tensor de Difusión más comúnmente DTI. Mediante la técnica DTI es posible crear mapas de anisotropía y superponerlos sobre imágenes anatómicas, y es posible detectar lesiones que no producen cambios apreciables en las secuencias estructurales (fig 37) . Aunque hay multitud de patología donde aporta información adicional, como los tumores, la EM, la ELA e incluso en patología psiquiátrica, su uso en la clínica diaria está todavía poco establecido y hace falta más experiencia.

La información que provee el DTI se puede procesar de forma tridimensional, uniendo vectores principales con dirección similar, dando lugar a la llamada tractografía, capaz de producir imágenes tridimensionales de estructuras como la vía piramidal, la vía óptica incluyendo las radiaciones, el cuerpo calloso, el cíngulo etc(fig 38). Su utilización por el momento se restringe fundamentalmente a la identificación de la vía piramidal en la intervención sobre lesiones cercanas a la vía motora(fig 39), y es un buen complemento a los estudios de activación motora, ya que con éstos se puede delimitar la corteza motora y con aquéllos la vía motora, ambas estructuras de riesgo de secuela motora pot-intervención. (fig 40)

PERFUSIÓN

En los últimos tiempos se han desarrollado varias técnicas de resonancia magnética que permiten calcular el flujo sanguíneo cerebral (FSC) . Los métodos más utilizados hasta ahora son el rastreo dinámico de un bolus

de contraste paramagnético, denominada imagen de perfusión y el denominado “arterial spin labeling “( ASL).Algunos de los parámetros que se deben conocer al realizar estudios de perfusión con RM son:

Perfusión o flujo sanguíneo cerebral (CBF, del inglés “cerebral blood flow”): es la velocidad con la que el flujo cerebral pasa a través de la microvasculatura cerebral. Es por tanto un concepto fisiológico independiente de los parámetros experimentales de la RM. La perfusión se define concretamente como el volumen de sangre que pasa a través de una cierta masa de tejido en un periodo de tiempo determinado. La unidad que se utiliza normalmente es ml por 100mg por minuto. El flujo medio del cerebro está alrededor de 50.Volumen cerebral Sanguíneo (CBV, del inglés “cerebral blood volume”) : el CBV se define como la fracción del volumen de tejido que es ocupado por sangre . El volumen medio de sangre en el cerebro es de aproximadamente el 3%. El volumen de sangre tisular es un valor cuantitativo que se define peor que el flujo sanguíneo cerebral, ya que es difícil excluir los grandes o medianos vasos del área tisular a estudiar.Tiempo de tránsito medio. (MTT del inglés “mean transit time”). En RM, el concepto de MTT se ha utilizado para definir el tiempo medio que la sangre tarda en pasar a través de un volumen sanguíneo dentro de una región de tejido antes de que entre en el torrente venoso. Como el MTT, CBV y la perfusión están estrechamente relacionados, a menudo se utilizan los dos primeros valores como una forma de medir de forma indirecta la perfusión.En la actualidad el método de RM para estudiar la perfusión cerebral más utilizado desde el punto de vista clínico y probablemente debido a su mayor accesibilidad, es la técnica de la inyección de contraste paramagnético en forma de bolus, también denominado técnica de “bolus tracking”. Esta técnica consiste en la inyección de un bolus de un agente de contraste y una medición rápida de la pérdida de señal que se produce provocada por el desfase de los espines. Este desfase se produce al existir más de un campo magnético en el mismo voxel. Los vasos sanguíneos que llevan un alta concentración de un agente de contraste con efecto paramagnético tienen diferentes campos magnéticos que el tejido circundante, todo ello provocando un acortamiento del T2* y a su vez una disminución de la señal en las secuencias potenciadas en T2. Como el tiempo de tránsito del bolus a través del tejido es muy rápido, es necesario disponer de una alta resolución temporal para obtener imágenes secuénciales durante la entrada y la salida del contraste paramagnético y de esta forma poder cuantificar el flujo y el volumen cerebralLa técnica de ASL se basa en el marcado magnético mediante un pulso de RF de los protones que circulan por el torrente sanguíneo. Se ha demostrado que estos protones marcados, una vez localizados en los capilares prefunden hacia el parénquima provocando cambios de señal [11;12]. Cuando más grande sea el grado de perfusión o flujo de protones dentro del corte, mayor será el aumento de señal. La ventaja que tiene esta técnica es que no es necesaria la inyección de contraste y además puede cuantificar con exactitud los parámetros de flujo, pero tiene el gran inconveniente de que no permite realizar muchos cortes en la misma

adquisición y tiene poca RSR, por lo que probablemente su uso esté restringido a los imanes mayores de 2T.

La principal indicación de los estudios de perfusión la constituyen el estudio de los tumores cerebralesy la isquemia aguda. Mediante los estudios de perfusión es posible obtener información acerca de la vascularización de los gliomas(fig 41) , lo que aporta datos muy importantes acerca de su agresividad y ayuda a dirigir la biopsia y la cirugía. En la isquemia aguda, junto con la difusión ofrece información acerca del riesgo de crecimiento del infarto(fig 42) , lo que es fundamental a la hora de planear la posible trombolisis. En las enfermedades degenerativas y la epilepsia, aunque la perfusión por RM puede ofrecer información complementaria al estudio estructural, son más sensibles los estudios reañlizados con PET(fig 43), si bien su costo y disponibilidad condicionan su empleo en la clínica diaria.

BOLD. ESTUDIOS DE ACTIVACIÓN CORTICAL

Sin duda la técnica de RM funcional más utilizada en la actualidad es la que utiliza el efecto BOLD ( del inglés Blood Oxigen Level Dependent). Esta técnica, como se ha mencionado previamente se basa en la susceptibilidad magnética de la hemoglobina (Hb) que se comporta como un contraste endógeno que nos permitirá detectar cambios en el flujo sanguíneo cerebral. . Este efecto se debe a la susceptibilidad magnética de los diferentes estados de la hemoglobina; la deoxihemoglobina es paramagnética, mientras que la hemoglobina totalmente oxigenada (oxiHb) es diamagnética. La presencia de la deoxihemoglobina altera el campo magnético local y permite una caída más rápida de la señal acortando el T2*. Cuando más deoxihemoglobina exista más rápida será la caída de la señal y menor será la señal detectada. A la inversa, más oxihemoglobina conduce a una caída de la señal mas lenta es decir a un aumento de la señal comparando con las áreas mas ricas en Deoxi-Hb.. Un aumento de flujo sanguíneo con alta concentración de sangre oxigenada en una región de interés particular, provocado por una activación neural, conducirá a un aumento relativo del T2* en esa región. Eso a su vez se traducirá en un incremento de la intensidad de señal. Así pues la oxihemoglobina es un agente de contraste endógeno y sirve como fuente de señal para las aplicaciones de RMf [19] (Figura 2).Inmediatamente después de una activación neuronal, la extracción de oxígeno aumenta en la zona adyacente a las neuronas activadas provocando un cambio en la proporción entre oxihemoglobina y deoxihemoglobina a favor de la deoxihemoglobina y por lo tanto provocando una caída inicial de la señal. Esta disminución de la señal inicial se ha observados en estudios de laboratorio que utilizan altos campos magnéticos (más de 3T) . Milisegundos después se producen los cambios hemodinámicos descritos previamente, en que existe un incremento del flujo sanguíneo y del volumen sanguíneo local. Mientras que estos fenómenos hemodinámicos se producen con el fin de incrementar el aporte energético, el motivo por el cual la magnitud de estos cambios hemodinámicos excede el grado de la demanda es desconocido. Como resultado final existe un aumento progresivo del

aporte de oxihemoglobina que se produce entre 4 y 6 segundos desde el inicio de la activación. En este periodo la proporción oxi-deoxihemoglobina vuelve a cambiar, pero esta vez a favor de la oxihemoglobina, lo que provocará un incremento de señal en el área determinada si se compara con la fase de reposo. Este fenómeno es el que se denomina efecto BOLD. La magnitud de esa señal aumenta en general de un 2 a un 3 % utilizando campos magnéticos de 1.5T (Figura 3).

El efecto BOLD se utiliza para poder adquirir imágenes de RMf. En general se realiza una adquisición de imágenes secuénciales mientras se realiza un ejercicio que suele constar de un tiempo durante el cual se ejecuta una tarea y un tiempo denominado de reposo. Posteriormente se comparan las imágenes obtenidas durante la activación cerebral con las de reposo y se calculan las diferencias en la señal de cada voxel determinando si ha existido una variación en la intensidad de la misma durante la fase de activación en la región de interés generando un mapa de la actividad cerebral(fig 41). Así pues, la Resonancia Magnética tiene unas características que permiten estudiar la activación cerebral en tiempo real. La RMf tiene muchas más ventajas que otros métodos de mapeo de función cortical. Es una técnica no invasiva y por lo tanto no se asocia a los riesgos y complicaciones inherentes a un procedimiento agresivo, como es el mapeo electrofisiológico intraoperativo. Si se compara con otros métodos no invasivos como el electroencefalograma, los potenciales evocados o la magnetoencefalografía la RMf tiene mucha mayor resolución espacial y sobre todo tiene la capacidad de correlacionar el mapa funcional con la anatomía cerebral.

Sin embargo es importante recordar que los estudios de RMf, sobre todo si se utiliza la técnica BOLD son técnicas que miden la actividad cerebral de forma indirecta y que existen múltiples factores que pueden interferir en el mapa de activación cerebral ya sea por causas internas al paciente como por causas referentes al campo magnético o al postprocesado [20;21].

Los estudios de activación se utilizan sobre todo para la localización de áreas primarias como la motora (fig 45) o la visual, cuando se planea alguna intervención en la vecindad de las mismas. Se considera que una distancia de 2 cm entre la lesión (fig 46) y el área de actividad es el margen de seguridad para evitar secuelasSu fiabilidad es muy alta, aunque en la vecindad de MAV o en lesiones con mucho edema, puede haber trastornos en la reactividad vascular y no mostrar cambios en el efecto BOLD aunque exista actividad neuronal. Para ello, los imanes de 3T o superiores permiten trabajar con mayor resolución y tienen más contraste T2 ( lo que aumenta el efecto BOLD) (fig 47) y por tanto son más sensibles a pequeñas zonas de actividad cortical, en ocasiones no visibles en los imanes convencionales(fig 48) . La técnica BOLD también se utiliza para determinar la dominancia hemisférica(fig 49) para el lenguaje, tanto en tumores como en la cirugía de la epilepsia, y tienen tanta fiabilidad como el test de Wada, salvo en el estudio funcional de los hipocampos, ya que los estudios de la memoria todavía no están validados para el uso clínico. La combinación de los estudios de activación motora cortical con la tractografía de la vía motora resultan

complementarios en la planificación del tratamiento de lesiones cerca del área rolándica (fig 50)

ESPECTROSCOPIA DE HIDRÓGENO

La RM obtiene información sobre los tejidos mediante la aplicación de pulsos de Radio-frecuencia (RF) en resonancia magnética. La señal que se recibe en el receptor, en forma de ondas de RF, puede ser analizada en el dominio del tiempo (T1, T2) dando lugar a imágenes, o bien ser analizada en el dominio de la frecuencia, es decir, descompuesta en ondas sencillas agrupadas por frecuencias, dando lugar a un espectro de frecuencias, que es la base de la Espectroscopia por RM (ERM).Un espectro está compuesto por tanto por múltiples “picos”, ordenados por frecuencias, constituidos por la descomposición de la función compleja que se forma con la señal procedente de la antena receptora. Cada pico se caracteriza por su altura (más correctamente su área) y por su localización en el espectro. La posición de un pico en el espectro depende de la frecuencia de resonancia, que es modificada en función del entorno químico de los núcleos. Por tanto, al ser ordenados los picos por frecuencias, éstos estarán más o menos desplazados de la referencia, dependiendo del entorno químico, de ahí que el fenómeno sea conocido como “desplazamiento químico”. De esta manera, los distintos metabolitos detectados en un volumen cerebral determinado, tendrán un desplazamiento característico en el espectro, que se calcula en partes por millón (ppm) con respecto a la frecuencia de resonancia principal. La amplitud de los picos depende de la magnitud de la señal en esa frecuencia determinada, y puede servir para calcular la concentración de los metabolitos que contribuyen a la formación de éstos.Mediante Espectroscopia de hidrógeno es posible detectar multitud de picos, pero los más importantes, en condiciones normales, son el pico de N-Acetil-Aspartato (NAA), localizado a 2.02 ppm, el pico de Creatina, a 3.03 ppm, el de Colina (Cho) a 3.2ppm y el pico de Mio-inositol (MI) a 3.56 ppm (fig 51). En circunstancias patológicas pueden aparecer picos no detectados normalmente, como el pico de Lactato, a 1.32 ppm o picos de lípidos libres entre 0.8 y 1.5ppm.El pico de NAA es detectado debido a su grupo N-Acetil Metil, y al mismo pico contribuyen parcialmente el Glutamato y el N-Acetil-Aspartil-Glutamato, todos ellos de localización intraneuronal. El pico de NAA es un marcador tanto de la densidad neuronal como de su viabilidad, y su descenso es por tanto inespecífico, presente siempre que existe una lesión con daño neuronal. A pesar de la poca especificidad, el seguimiento del pico de NAA puede ser muy útil para valorar la evolución de múltiples procesos, y su normalidad es un indicativo de “buena salud” neuronal. Al pico de Cr contribuyen la creatina y la fosfocreatina, ambos involucrados en sistemas de producción y almacenamiento de energía

(ADP/ATP).Este pico se conserva estable en la mayor parte de las situaciones, y es necesaria una gran destrucción tisular (como en los tumores o el infarto) para que disminuya, por lo que se ha elegido como el pico de referencia con respecto al que se comparan el resto de los picos, en forma de fracciones como NAA/Cr, Cho/Cr etc. En estados hiperosmolares puede verse aumentado, y disminuido en la hiponatremia. Se han mencionado pequeños cambios en la cuantificación del pico de Cr en epilepsia.El pico de Cho, además de la propia Colina libre (solo contribuye a un 5-10% de la amplitud del pico), refleja la existencia de múltiples “compuestos de Colina”, como la fosfocolina y la glicero-fosfocolina, implicados en la síntesis y destrucción de membranas celulares. La fosfatidil-colina, muy abundante en membranas celulares y en la mielina, no es detectable en condiciones normales pero en circunstancias patológicas se puede detectar aumento del pico de colina procedente de este “pool”. El pico de colina se altera por tanto en muchas circunstancias, y puede verse aumentado cuando aumenta la síntesis de membranas ( tumores, mielinización) en fenómenos reparativos (gliosis) o cuando hay destrucción de membranas (desmielinización aguda). El Mioinositol es un metabolito presente en los astrocitos, donde funciona como osmorregulador. El fosfatidil-inositol forma parte de membranas celulares, por lo que el pico de MI puede aumentar en caso de daño celular. Como marcador astrocitario, el pico de MI aumenta en algunos gliomas de bajo grado y cuando hay astrogliosis (como en la esclerosis temporal medial).Inicialmente la ERM ha estudiado un volumen determinado del cerebro (voxel) de 6 a 10 ml obteniendo un único espectro mediante la excitación de un rango determinado de frecuencias, en presencia de gradientes magnéticos en los tres planos del espacio, que seleccionan el volumen y la localización de la zona a estudiar. Esta técnica, llamada de “voxel simple”, tiene la ventaja de que se puede optimizar la homogeneidad del campo y calibrar los pulsos de RF para conseguir un espectro de máxima calidad. Hoy está disponible también la técnica “multivoxel” (fig 52) mediante la cual es posible adquirir, en un solo tiempo, múltiples espectros ( hasta 256 espectros por plano) que proporcionan uno o varios planos de corte. Seleccionando sucesivamente diferentes picos, es posible obtener una imagen cuyo contraste se basa en la concentración del metabolito, es decir, obtener mapas de metabolitos en lo que se conoce como Imagen Espectroscópica (IE o SI) también llamada Imagen por Desplazamiento Químico (IDQ o CSI) (fig 53). Los estudios multivoxel tienen varias ventajas: además de la posibilidad de crear imágenes, pueden conseguir mayor resolución espacial, que de 6-8ml pasa a 0.5-2ml y es posible analizar múltiples áreas al mismo tiempo, lo cual es muy conveniente cuando se estudia patología focal, como los tumores. También permite aumentar la sensibilidad cuando se estudian alteraciones focales o estructuras complejas como los hipocampos.

La ERM es una técnica útil pero requiere personal y equipamiento específicos, ya que se basa en pequeñas variaciones por lo que es necesario un control de calidad muy estricto. Incluso en las mejores condiciones puede haber ligera variabilidad en las medidas, por lo que la

interpretación continúa siendo difícil y no es aún factible la automatización. Sin embargo, ofrece una información complementaria que en ocasiones es determinante, como en el estudio de demencias(fig 54), en la caracterización de tumores(fig 55) y su seguimiento y en el estudio de los hipocampos en pacientes con epilepsia temporal(fig 56), así como en el diagnóstico de enfermedades metabólicas con afectación cerebral (fig 57).