Proyecto final integrador - UNSAM · Web viewNo solo de las imágenes convencionales sino también...

Trabajo Final Integrador

Técnicas de imagen para el diagnóstico del Accidente

cerebrovascular:TC y RM

Alumna: Cintia Eliana RojasTutora a cargo: Dra. Laura Falcón

Carrera: Técnico Universitario en Diagnostico por Imágenes

Universidad Nacional de General San MartínEscuela de Ciencia y Tecnología

Año 2007

ÍNDICE DE CONTENIDOS

INTRODUCCIÓN…………………………………………………………………………. 1

SECCIÓN I:TOMOGRAFIA COMPUTADA

1.1 Generalidades……………………………………………………………………… 2

1.2 Funcionamiento básico de un tomógrafo…………………………………………. 3

1.3 Generaciones de tomógrafos…………………………………………………….. 4

1.4 Componentes de un equipo de TC………………………………………………. 7

1.5 Aspectos teóricos…………………………………………………………………... 10

1.6 Reconstrucción de la imagen……………………………………………………... 11

1.7 Presentación de la imagen………………………………………………………... 13

1.8 Calidad de imagen. Artefactos…………………………………………………….. 14

SECCIÓN II:RESONANCIA MAGNETICA

2.1 Generalidades……………………………………………………………………… 19

2.2 Principios físicos de la imagen de RM…………………………………………… 19

2.3 Secuencias…………………………………………………………………………. 23

2.4 Formación de la imagen…………………………………………………………... 27

2.5 Instrumental básico de un equipo de RM………………………………………… 29

2.6 Calidad de imagen. Artefactos……………………………………………………. 32

2.7 Angiografía por RM………………………………………………………………… 36

2.8 Espectroscopia: consideraciones básicas. ……………………………………... 38

2.9 Técnicas de Difusión y Perfusión………………………………………………… 41

SECCIÓN III:APLICACIÓN DE LA TC Y RM EN EL ACCIDENTE CEREBROVASCULAR

3.1 Accidente cerebrovascular: definición y tipos…………………………………... 45

3.2 TC: encéfalo………………………………………………………………………… 48

3.2.1 Preparación del paciente. ……………………………………………………. 48

3.2.2 Posicionamiento………………………………………………………………... 48

3.2.3 Parámetros del estudio………………………………………………………... 49

3.2.4 Imagen normal de TC………………………………………………………….. 50

3.2.5 Aplicación clínica en el accidente cerebrovascular………………………… 52

3.3 Resonancia magnética: encéfalo…………………………………………………. 57

3.3.1 Preparación del paciente. …………………………………………………….. 57

_________ ________ Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM

INTRODUCCIÓN

El Accidente Cerebro Vascular (ACV) o ictus es una de las primeras causas de muerte en el mundo occidental y la mayor causa de incapacidad tanto física como intelectual entre la población adulta. El termino ictus significa golpe o ataque lo que describe el carácter brusco y súbito del proceso. Popularmente es conocido por múltiples nombres: infarto cerebral, trombosis, embolia, derrame cerebral, hemorragia cerebral, apoplejía; lo que puede originar una confusión en cuanto al concepto y la diferenciación entre los diferentes tipos. El termino accidente cerebrovascular se refiere a cualquier trastorno de la circulación cerebral, generalmente de comienzo brusco que puede ser consecuencia de la interrupción de flujo sanguíneo a una parte del cerebro (isquemia cerebral) o a la ruptura de una arteria o vena cerebral (hemorragia cerebral). El ACV puede estar producido por un variado espectro de enfermedades, pero como causa más frecuente de ACV isquémico se encuentra la arteriosclerosis, aunque existen múltiples etiologías. La hipertensión arterial es la causa de la mayor parte de los ACV hemorrágicos, si bien hay otras como los aneurismas o las malformaciones vasculares.

La utilización de los distintos métodos de imagen sirve para confirmar el diagnóstico clínico y la causa específica responsable del síndrome, de forma que se pueda instaurar rápidamente el tratamiento más apropiado.

El gran desarrollo que se produjo en los últimos años en el campo del diagnostico por imagen proporciona una gran variedad de procedimientos para la evaluación de los pacientes con enfermedad vascular cerebral. El conocimiento básico de cada técnica es importante para comprender que tipo de información se puede obtener de cada una y de esta manera elegir el método mas adecuado.

Este trabajo se centra en los dos principales métodos de diagnostico por imagen, la tomografía computada y la resonancia magnética, utilizados para el estudio del sistema nervioso central en pacientes con ictus. No solo de las imágenes convencionales sino también de las nuevas técnicas, como las imágenes de difusión y perfusión, la espectroscopia y angiografía por resonancia magnética, y angio-TC.

Se indica los protocolos y procedimientos para la obtención de las imágenes, así como también los hallazgos en las imágenes tanto en el ictus isquémico como hemorrágico. Además se pretende brindar una información básica de las dos técnicas de diagnostico por imagen proporcionando conocimientos sobre: física, instrumentación, formación de las imágenes, artefactos, y descripción de las nuevas técnicas.

1

Radiografía

Fuente rayos X

Corte (plano p)

Imagen del corte TC(plano p)


SECCIÓN I: TOMOGRAFIA COMPUTADA

1.1. GENERALIDADESEn 1971 la empresa EMI anunció el desarrollo del escáner, máquina que unía el

cálculo electrónico a las técnicas de rayos X, constituyendo un gran avance en radiodiagnóstico. Su creador fue Godfrey Hounsfield.

Hasta este momento la técnica de rayos X permitía la visualización en dos dimensiones, con el problema de que unas imágenes se superponían a otras, por lo que se perdía gran parte de la información, esta limitación fue superada por la TC al obtener imágenes de planos transversales del paciente (Fig. I).

La Tomografía Computada (TC) es una técnica radiológica no invasiva, que obtiene información midiendo los coeficientes de atenuación de los rayos X al pasar a través de los tejidos. En base a dichos parámetros numéricos obtenidos se construye la imagen digital que se transforma en imagen anatómica, transportándola a una escala de tonos de grises.

Figura I: Imagen de TC versus radiografía convencional.

Como cualquier método, por bueno que sea, presenta algunos inconvenientes. En este caso, el mayor de ellos es que cuantos más cortes se realicen, mayor cantidad de radiación recibe el sujeto. Hay que tener en cuenta que, por ejemplo, para un estudio de la cabeza hace falta un mínimo de 12-14 cortes tomográficos. En estudios de abdomen o tórax el número es mayor. La presencia de objetos metálicos en el paciente produce artefactos en las imágenes.

Frente a esto presenta una serie de ventajas, no se escapa prácticamente ningún detalle superior a 0,5 -1 mm, lo cual es fundamental para la localización de procesos expansivos de forma precoz. Es posible diferenciar estructuras de tejido blandos con diferencias de densidades del 0,5%. Para aumentar la definición de por sí alta, se pueden utilizar distintos medios de contraste, con lo que se obtendrá una imagen mucho más nítida.

2

_________ ________ Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM1.2. FUNCIONAMIENTO BÁSICO DE UN TOMÓGRAFO

La forma mas sencilla de comprender el funcionamiento de un tomógrafo es a partir del equipo más simple, compuesto por un haz de rayos X finamente colimado, de modo que solo atraviese la sección o corte de interés, y un detector también colimado (Fig. II). La fuente de rayos X y el detector están conectados de forma que tienen un movimiento simultáneo. También es necesario ubicar un detector de referencia entre el tubo y el paciente, utilizado para medir la radiación sin atenuación a la salida del tubo, necesaria para posteriormente hallar los coeficientes de atenuación.

Cuando el conjunto fuente-detector realiza un barrido o traslación a través del paciente, las estructuras que son atravesadas por este haz absorben una cantidad de radiación proporcional a su coeficiente de atenuación. La radiación atenuada que emerge después de atravesar el cuerpo es registrada por el detector que la convierte en señal eléctrica y se obtiene de esta manera un perfil de intensidades o proyección. Al final de un barrido el conjunto fuente-detector gira y comienza un segundo barrido para obtener una nueva proyección. Las señales son enviadas por el detector al sistema de adquisición de datos (DAS), que se encarga de amplificar la señal, convertirla al formato digital necesario para el tratamiento por el ordenador y transmitir la señal convertida a la unidad central para ser guardados como datos crudos. Estos datos experimentan luego alguna forma de preprocesamiento, que incluye correcciones y reformas.

Para la reconstrucción de la imagen es necesario que el ordenador reciba múltiples señales después de explorar al paciente en diferentes ángulos. [1]

Figura II: Principio básico de la obtención de imágenes en un tomógrafo.

El plano a estudiar se divide en pequeños bloques llamados voxel (volume element o elemento de volumen). El tamaño de los bloques esta definido por el grosor del corte multiplicado por el tamaño del píxel (picture element o elemento de imagen), que a su vez depende del tamaño de la matriz y el campo de visión (FOV = Field of view). El FOV determina el diámetro del corte y depende de la zona de estudio. Cuanto más amplio sea el FOV más pequeña se verá la imagen en la pantalla.

Si se consigue calcular la atenuación de cada voxel se podrá conocer su densidad y de esta manera reconstruir un mapa del plano de estudio, asignando a cada densidad un gris de una escala de negro a blanco. La imagen se forma píxel a píxel, dispuestos en filas y columnas en una matriz (Fig. III). Los píxeles son la representación gráfica de la información obtenida de cada uno de los voxel.

3

Ancho de

corte

Voxel

Píxel


Figura III: Imagen de TC.

1.3. GENERACIONES DE TOMÓGRAFOSSegún el sistema de exploración utilizado surgen las distintas generaciones de

tomógrafos computados. El sistema de exploración es el conjunto formado por el tubo de rayos X y la unidad de detección con las partes mecánicas encargadas de los movimientos del sistema (gantry o garganta).

Primera generación (Traslación/ Rotación)Los equipos de primera generación, descriptos en el apartado anterior, eran utilizados

solo para estudios de la cabeza y los tiempos de exploración eran elevados, para la obtención de un corte eran necesarios 4,5 a 5 minutos.

Segunda generación (Traslación/Rotación).Este sistema es similar al anterior en cuanto a los movimientos que realizaba el

conjunto, pero este modelo utilizaba un haz de rayos X en forma de abanico con un ángulo de apertura mayor y un numero mayor de detectores (entre 10 y 30). De esta manera, se logro reducir el tiempo de exploración a dos minutos, ya que al tener varios detectores se logra con una única traslación el mismo resultado que con varias traslaciones en un equipo de primera generación, y además el giro posterior a cada barrido puede ser de cinco grados o más, con lo que se reduce el número de rotaciones.

Los equipos de segunda generación ya se utilizaban para estudios de cuerpo entero, y al igual que los equipos de primera generación ya no se utilizan en la actualidad. [2]

Tercera generación (Rotación).Los equipos de tercera generación utilizan un haz en abanico que cubre toda el área

de exploración. El tubo de rayos X esta acoplado a una matriz curvilínea de detectores compuesto por alrededor de 300 a 600 elementos (Fig. IV). La utilización de esta matriz permite una mejor colimación, lo que reduce la radiación dispersa, radiación que afecta la calidad de imagen de la misma forma que en radiología convencional. Este tipo de colimación se llama colimación predetector o postpaciente. También se realiza colimación prepaciente para reducir la dosis que recibe el sujeto, además de determinar el grosor de la sección de tejido que va a ser examinada.

Figura IV: Esquema del tomógrafo de 3ra generación (rotación).

4


Ambos elementos, tubo y matriz de detectores, realizan un movimiento de rotación de 360º. A medida que el sistema rota y, por cada punto fijo del tubo y los detectores, se obtiene una proyección. En este sistema el tiempo de exploracion se reduce a solo 1 segundo, y se aprovecha en forma eficiente la radiación emanada del tubo.

Uno de los problemas de la tercera generación es la aparición ocasional de artefactos en anillo, que se deben a la falla de uno o varios detectores

Cuarta generación (Rotación). La cuarta generación utiliza un anillo fijo de detectores formado por alrededor de

4000 elementos dentro del cual gira el tubo de rayos X (giro 360º).

Figura V: Esquema del tomógrafo de 4ta generación (rotación).

La rotación del tubo puede ser alternativa, en cuyo caso los cables de transmisión de datos y de alta tensión que alimentan al tubo deben desenrollarse después de una rotación completa para realizar el próximo giro. Otra posibilidad es la rotación continua que se logra con la tecnología del slip ring o anillo deslizante, anillos en los cuales es aplicada la tensión (alta o baja) de alimentación que se transmite a la parte en movimiento por medio de un sistema de roce o escobillas, de modo que se elimina el largo cable de alta tensión. En el sistema de anillos de baja tensión el generador y el tubo de rayos X giran continuamente. En el sistema de anillos de alta tensión el generador se ubica en el gantry pero no rota junto al tubo de rayos, por lo tanto el generador suministra alto voltaje al anillo y de allí al tubo de rayos X. Este sistema presenta la ventaja de que el tubo puede girar a velocidades altas, disminuyendo el tiempo de exploración.

La obtención de las proyecciones es distinta en esta generación de tomógrafos, a medida que el tubo se mueve desde un punto a otro dentro del anillo de detectores un único rayo llega a un detector particular desde cada punto para ir formando una proyección. [3]

Tomografía helicoidal o volumétrica.Hasta el momento se ha tratado la tomografía convencional o corte a corte, donde el

tubo de rayos X rota alrededor del paciente para la colección de datos de un único corte de tejido, luego el tubo se detiene y la camilla o mesa donde se ubica el paciente se mueve para obtener el próximo corte. Esto presenta una serie de limitaciones:

Tiempos de estudios largos debido al arranque-frenado del tubo, movimiento de la mesa, respiración si-no del paciente.

Omisión de ciertas regiones anatómicas por inconsistencia respiratoria entre cortes (distinta profundidad en la inspiración).

Imprecisión en las reconstrucciones multiplanares (coronal, sagital) o 3D. Se pueden hacer pocos cortes durante máximo contraste.La tomografía helicoidal surge por las limitaciones de la TC corte a corte o secuencial.

Para realizar una exploración helicoidal se combinan a la vez el movimiento rotatorio

5

_________ ________ Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RMdel tubo y el movimiento de desplazamiento de la mesa durante el barrido, creándose una geometría en espiral, con lo que se consigue una adquisición volumétrica durante una única contención de la respiración.

Para lograr la adquisición volumétrica varios requerimientos se deben cumplir:1) Rotación continúa del tubo de rayos X basado en la tecnología del slip ring.2) Avance continuo de la mesa.3) Algoritmo de reconstrucción especial a fin de poder reconstruir las imágenes en los

distintos planos como si la mesa estuviese detenida, y alta velocidad de procesamiento de imagen.

4) Mayor memoria para almacenar grandes volúmenes de datos.El segundo paso importante, luego de la adquisición de datos, es la interpolación.

Debido a la ausencia de un corte definido las proyecciones no se pueden utilizar con los métodos de reconstrucción ya que no están tomadas en el mismo plano. Si se usaran esos métodos se tendrían imágenes con artefactos similares a los de movimiento. Estos problemas se solucionan utilizando técnicas que convierten los datos helicoidales en planares para luego aplicar las técnicas convencionales de reconstrucción. El algoritmo de interpolación es una técnica matemática por la cual un valor desconocido puede ser aproximado dado dos valores conocidos a ambos lados de él. Si se quiere reconstruir una imagen es una posición, solo una proyección pertenece realmente a ese plano, las restantes no, de modo que se debe aproximar cada proyección realizando un promedio ponderado de la proyección anterior y posterior para cada ángulo.

Una vez hecha la interpolación se pueden reconstruir cortes axiales en cualquier posición, y cualquier incremento, pero con un ancho de corte igual al espesor utilizado en la adquisición, el cual depende de la apertura del colimador y la velocidad de la mesa.

Al factor de desplazamiento de la mesa se le denomina pitch y determina la separación de las espirales:

Pitch = Movimiento de la mesa (mm) x giro (segundo) / Grosor de corte (mm)Si el desplazamiento de la mesa es de 10mm por segundo, un giro por segundo, y el

grosor de corte fuese de 10mm, correspondería un pitch 1.Cuanto mayor es el valor del pitch, más estiradas estarían las espirales, menor es el

tiempo de exploración, menor la radiación del paciente, pero menor sería la calidad de las imágenes obtenidas (Fig. VI).

Figura VI: Factor de desplazamiento de la mesa.

Son múltiples las ventajas de la tomografía helicoidal en comparación con el examen tomográfico convencional:

1) Extraordinaria velocidad, que permite cubrir extensas regiones anatómicas en tiempos reducidos (segundos), aún en pacientes que no cooperan, evitando numerosas anestesias generales, fundamentalmente en los niños.

2) Se pueden reconstruir imágenes en cualquier posición.

6


3) Se eliminan los efectos de la diferencia de profundidad inspiratoria.4) Se obtiene mejores reconstrucciones multiplanares y 3D, debido a la adquisición

sin saltos entre cortes.5) Capacidad de "capturar" el contraste durante el pico de opacificación, permitiendo

obtener excelentes imágenes angiográficas.A fines de los 90 surge la Tomografía Computada Helicoidal Multicorte, que permitía

la adquisición simultánea de 4 cortes por giro. Con el tiempo comienzan a surgir equipos que realizan 8 y 16 cortes simultáneos. Y actualmente ya se habla de 32 y 64 cortes por giro.

Esta tecnología ha revolucionado el diagnóstico por imagen ya que las ventajas introducidas son enormes:

Los tiempos de adquisición se han reducido drásticamente, lo cual es sumamente importante en los estudios de tórax o abdomen.

La posibilidad de hacer cortes de 0.5 mm en tórax, oído, columna, permite ver estructuras que antes eran impensadas.

El perfeccionamiento de técnicas ya utilizadas por la Tomografía Helicoidal, como la Angio Tomografía, la Fluoroscopia y la Endoscopía Virtual.

La aparición de nuevas técnicas, fundamentalmente las aplicaciones cardíacas en tomografía. [4]

1.4. COMPONENTES DE UN EQUIPO DE TCTodos los equipos de tomografía axial computada están compuestos básicamente por

tres grandes módulos o bloques. Estos son: el gantry, la computadora y la consola.GantryEl gantry es el lugar físico donde es introducido el paciente para su examen. En él se

encuentran el tubo de rayos X, en algunos casos el generador de alta tensión, filtros, colimadores, el sistema de detección de rayos X y todo el conjunto mecánico necesario para realizar el movimiento asociado con la exploración. Además de todos los cables de conexiones eléctricas necesarios para la comunicación de los distintos componentes.

El tubo de rayos X (Fig. VII) es básicamente un tubo de vacío rodeado de una cubierta de plomo con una pequeña ventana que deja salir las radiaciones al exterior. El espacio entre la funda aislante y el tubo está relleno de aceite, que actúa como disipador del calor. El tubo de vacío (diodo) tiene un filamento en uno de los extremos (cátodo-negativo) y un blanco metálico móvil en el otro extremo (ánodo-positivo) con velocidades de giro entre 3600 y 10.000 rpm.

Figura VII: Tubo de rayos X

7

cristalfotodiodo

Matriz de detectores


Por el filamento del cátodo se hace circular una corriente que pone al mismo incandescente, liberando gran cantidad de electrones que son impulsados a gran velocidad hacia el ánodo, mediante la aplicación de una tensión muy alta (diferencia de potencial) entre el ánodo y el cátodo de alrededor de 120 KV.

Los electrones acelerados, que poseen una gran energía cinética, chocan contra el blanco metálico del ánodo, cediéndole toda la energía. Esta energía es transformada en un 99% en calor y un 1% en radiación X que se transmite al exterior del tubo.

El cátodo está formado por un filamento de tungsteno, arrollado en forma de espiral, similar al de una bombilla eléctrica común.

El ánodo está construido generalmente de cobre y posee en su cara exterior un recubrimiento de una aleación de tungsteno, renio y molibdeno en donde impactan los electrones. Para que los rayos X salgan por el sitio deseado, el ánodo tiene una disposición oblicua al haz incidente. [5]

La radiación proveniente del tubo no es monoenergética sino que tiene un espectro continuo de energías (polienergético). Los filtros de aluminio puestos justamente a la salida del tubo colaboran a reducir los fotones de baja energía que solo contribuyen a aumentar la dosis del paciente, además de asegurar que el haz que incide en los detectores sea mas uniforme.

Los detectores capturan el haz de radiación y lo convierte en señal eléctrica. Hay dos juegos de detectores, un detector de referencia, que mide la intensidad de radiación proveniente del tubo de rayos X, y otro juego que mide la radiación procedente del paciente. Para ser útiles en TC los detectores deben presentar una serie de características:

Eficiencia: se refiere a la habilidad de capturar, absorber y convertir los fotones de rayos X en señal eléctrica.

Gran estabilidad: se refiere a la fidelidad de respuesta del detector. Si el sistema no es estable se requiere frecuentes calibraciones para que la señal sea útil.

Tiempos de respuesta corto: la velocidad con que cada detector puede detectar un evento y recobrarse para detectar otro evento.

Amplio rango dinámico: debe ser capaz de registrar bajas como altas intensidades de radiación.

La conversión de los rayos X en señal eléctrica puede llevarse a cabo por dos tipos de detectores:

Detector de centelleo: consiste en un cristal centellador acoplado a un fotodiodo (Fig. VIII). Cuando los rayos X inciden en el cristal son producidos flashes de luz (centelleo). La luz se dirige al fotodiodo, éste es un semiconductor que permite el flujo de corriente cuando es expuesto a la luz. La cantidad de corriente producida es proporcional a la cantidad de luz, que a su vez es proporcional a la radiación que incide en el cristal.

Figura VIII: Representación esquemática del detector de centelleo.

8

AmplificadorSeñal Voltaje

Ventana de entradaCámara

Pared de la cámara


Detector de gas: consiste en una serie de cámaras de gas individuales separadas por placas de tungsteno (Fig. IX) cuidadosamente posicionadas para actuar como placas de colección de electrones.

El conjunto de detectores esta sellado herméticamente y se llena bajo presión con un gas de numero atómico elevado (usualmente xenón). Cuando la radiación incide en las celdas individuales, se produce la ionización del gas lo que produce iones positivos y negativos. Los iones positivos migran a la placa cargada negativamente, mientras que los negativos lo hacen hacia la placa positiva. Esta migración de iones da origen a una señal eléctrica que varía directamente con el número de fotones absorbidos. [6]

Figura IX: Estructura del detector de ionización.

En el gantry también se ubican elementos para el posicionamiento del paciente mediante luces colimadas o láser, los colimadores para fijar el espesor de corte con sus correspondientes accionamientos y censores de posición, y el sistema de enfriamiento del tubo.

ComputadoraLa computadora es un módulo que está compuesto en general por tres unidades,

cuyas funciones están claramente diferenciadas. Éstas son:1) Unidad de central de procesamiento (CPU). 2) Unidad de reconstrucción rápida (FRU). 3) Unidad de almacenamiento de datos e imágenes. La unidad central de procesamiento o CPU tiene a su cargo el funcionamiento total

del equipo. Su configuración es similar a la de cualquier sistema microprocesador con su software y hardware asociados.

La unidad de reconstrucción rápida o FRU es la encargada de realizar los procedimientos necesarios para la reconstrucción de la imagen a partir de los datos recolectados por el sistema de detección.

El sistema de almacenamiento de datos e imágenes es donde se realiza el almacenamiento no sólo de las imágenes reconstruidas y de los datos primarios, sino también del software de aplicación del tomógrafo.

Consola La consola constituye la interfase del operador con el equipo. Es el módulo donde se

encuentra el teclado para el ingreso de los datos del paciente, selección de parámetros, y operación del sistema.

9

_________ ________ Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM1.5. ASPECTOS TEÓRICOSCuando un haz de rayos X pasa a través del paciente, este es atenuado de acuerdo

con la ley Lambert-Beer, una relación exponencial que describe que pasa con los fotones a medida que viajan a través de los tejidos. El problema de la formación de la imagen en tomografía es determinar la atenuación en los tejidos y usar esta información para reconstruir una imagen del corte.

La atenuación es la reducción de la intensidad del haz de radiación al pasar por un objeto, algunos de los fotones son absorbidos pero otros son dispersados. La atenuación depende del número atómico del tejido, de su densidad y de la energía de la radiación.

En un haz homogéneo o monoenergético, todos los fotones tienen la misma energía, mientras que en un haz heterogéneo o polienergético tienen distintas energías.

En los primeros experimentos se utilizo un haz monoenergético, debido a que satisface la ley de atenuación:

I = I0e-µx

Donde I es la intensidad transmitida, I0 es la intensidad inicial del haz, x es el espesor del objeto atravesado por la radiación, y µ es el coeficiente lineal de atenuación (cm-1).

En TC lo que interesa es el coeficiente lineal de atenuación, µ, que indica cuanta atenuación ha ocurrido. De la ecuación I = I0e-µx se puede hallar el valor de µ:

I = I0e-µx

I/I0 = e-µx

Ln I/I0 = - µxLn I0/I = µx

µ = (1/x) (Ln I0/I)

En TC los valores I y I0 son conocidos (medidos por los detectores) y x es también conocido, de ahí que se puede calcular µ.

En el caso de la atenuación de un haz monoenergético cada sección de igual espesor atenúa el haz en cantidades iguales y la calidad del haz (energía) no cambia.

En la atenuación de un haz polienergético, mientras este pasa a través de iguales espesores de material, la atenuación no es exponencial como ocurre con el haz monoenergético y tanto la cantidad como la calidad del haz cambia. La primera sección atenúa más fotones que los siguientes, los fotones de baja energía son absorbidos quedando los de alta energía. Como resultado, el poder de penetración de los fotones aumenta y el haz se dice que se ha endurecido.

La ecuación I = I0e-µx solo se aplica al haz monoenergético. Como en TC se utiliza un haz con distintas energías, es necesario aproximar este haz a un haz monoenergético utilizando filtros a la salida del tubo que remueve los fotones de baja energía.

Si, como ocurre en el cuerpo humano, el haz de rayos X pasa a través de materiales de distintos coeficientes de atenuación, podemos considerar al cuerpo como compuesto por un gran número de elementos de igual tamaño (voxel), de largo x, cada uno de los cuales posee un coeficiente de atenuación.

Estos coeficientes de atenuación están indicados como µ1, µ2,..., µ n. Entonces, la ecuación de la ley de atenuación es:

(1 / x) . ln ( I0 / I ) = µ +µ2 +... + µn

10

f (x,y)

(x,y)

x

y

θ

t

tPθ (t)

Proyección

ds

Rayo sumat=xcos θ+ysen θ


Esta fórmula muestra que la atenuación total a lo largo de un rayo particular, es proporcional a la suma de los coeficientes de atenuación de todos los elementos que el rayo atraviesa. [7]1.6. RECONSTRUCCIÓN DE LA IMAGENEs necesario definir algunos términos que serán utilizados en el desarrollo del tema

de la reconstrucción. Para ello se hará uso de la figura X.

Figura X: Proyección obtenida cuando el haz pasa a través del objeto representado por f (x, y).

Rayo suma: la radiación que recibe el detector en el punto de intersección con cada rayo es lo que se denomina rayo suma y es la resultante de la sumatoria de la atenuación presente a lo largo del rayo dentro de la región descripta como f (x, y).

Proyección: esta formada por el conjunto de rayos suma para un mismo ángulo θ. Retroproyección: es la técnica por la cual se busca recolocar, en cada punto del

plano a través del cual pasaron cada uno de los rayos suma, los datos que dieron origen a todos los rayos de todas las proyecciones. La forma en que estos datos se distribuyen en el plano es desconocida y es justamente lo que se trata de obtener por esta técnica, asumiendo que la atenuación en un punto de la imagen reconstruida será la suma de todos los rayos de las proyecciones que pasan a través de él.

La ecuación matemática que describe la retroproyección es:

f^(x, y) = ∑j p (xcos θj + ysen θj ) ∆θj

donde la suma se extiende a todos los ángulos de las proyecciones θj y el argumento xcos θj + ysen θj selecciona solo aquellos rayos que pasan a través del punto (x, y), mientras que ∆θj representa la distancia angular entre proyecciones adyacentes. f^(x, y) no es exactamente igual a f(x, y) ya que presenta los errores propios de la técnica cuyo principal componente es el artefacto “estrella”. Para corregir estas diferencias se han desarrollado varios algoritmos.

La reconstrucción analítica se basa en el uso de formulas exactas para la reconstrucción de la imagen y son los utilizados en la actualidad.

El artefacto “estrella” que se produce en la retroproyección tendrá tantos picos como pasos se tomen en la adquisición. Si se tomaran infinitos pasos en torno a un elemento puntual, la imagen que se obtendría no seria un punto sino que la absorción se distribuiría, en forma circularmente simétrica, en torno a un punto P de absorción máxima, decayendo en forma radial y proporcional a la distancia r al punto P.

11


Matemáticamente se puede decir que la imagen retroproyectada f^(x, y) es igual a la convolución de la distribución real f(x, y) con una función h = 1/r o sea: f^ = f * h.

Los métodos analíticos lo que hacen es deconvolucionar a la función 1/r de la imagen retroproyectada para eliminar el artefacto estrella.

De acuerdo con el Teorema de la Convolución:

TF2-D(f*h) = TF2-D(f) x TF2-D(h) (1)

Donde TF2-D es la Transformada Bidimensional de Fourier, reemplazando h = 1/r y f^ = f * h y como: TF2-D (1/r)=1/r, se puede obtener la distribución real en el espacio haciendo la Transformación Inversa de Fourier del producto de (1):

f = TF-12-D [TF2-D (f^) x r]

Esto significa que se puede obtener el valor de los coeficientes de atenuación en el objeto calculando la Transformada Bidimensional de Fourier de la imagen retroproyectada, multiplicándola por la función rampa (r) en el dominio de las frecuencias espaciales y luego calcular la Transformación Inversa para obtener la imagen real libre del artefacto estrella.

Este es el método conocido como reconstrucción por Transformada Bidimensional de Fourier, implica trabajar con ecuaciones bidimensionales lo cual hace más complejo el procedimiento.

Se puede hacer uso del Teorema del Slice de Fourier para llevar el cálculo al espacio unidimensional.

Lo que dice el teorema del Slice es que la Transformada de Fourier unidimensional de una proyección es igual a la Trasformada de Fourier Bidimensional del slice correspondiente a lo largo de una dirección radial.

Por lo tanto, es posible calcular la distribución real filtrando cada proyección. Es decir, calculando la Trasformada de Fourier unidimensional de cada proyección, multiplicándola por la función rampa en el dominio de frecuencia, para luego aplicar la antitrasformada y finalmente, en el plano espacial, calcular la retroproyección. Este método se conoce como retroproyección filtrada (Fig. XI).

La presencia de la función rampa significa que los coeficientes de Fourier son pesados con un factor proporcional a su frecuencia espacial esto hace que las altas frecuencias sean aumentadas contrariamente a las bajas que serán disminuidas.

Aquí se presenta un inconveniente practico ligado con el ruido estadístico, ya que este se hace mas importante en altas frecuencias, y es justamente allí donde el filtrado produce la mayor amplificación. Por lo tanto, en la implementación de la reconstrucción se debe incluir un nuevo término que recorte la respuesta en frecuencia del sistema, por encima de cierto valor conocido como frecuencia de corte. El término aparece en el dominio frecuencial multiplicando a la función rampa conformando lo que comúnmente se denomina ventana. Pero hay que tener en cuenta que en esta zona es donde se encuentra contenida la información de los contornos de la imagen, ya que variaciones bruscas en el espacio, en este caso variaciones bruscas de atenuación entre píxeles vecinos, contribuyen a los componentes de Fourier de alta frecuencia, de ahí que eliminar el ruido con un filtro pasa bajo implica perder resolución. Estos filtros generalmente no modifican la amplitud de las bajas frecuencias y decaen más o menos rápidamente a medida que las mismas aumentan.

Una forma de disminuir el nivel de ruido seria aumentar la radiación incidente en el detector, pero esto esta limitado por condiciones de adquisición y dosis aplicada al paciente.

Se debe encontrar una solución de compromiso entre la necesidad de filtrar las altas frecuencias para suprimir el ruido y no perder información útil.

12


Existe una tercera alternativa que no requiere el uso de la Transformada de Fourier. Aplicando el Teorema de la Convolución se puede trabajar en el dominio espacial, ya que el producto en el dominio frecuencial es equivalente a la convolución en el espacio y por lo tanto se puede convolucionar cada proyección con la rampa y luego aplicar la retroproyección. El uso de este método o el anterior depende del software disponible en la computadora.

Figura XI: La retroproyección filtrada elimina el artefacto “estrella” que degrada la imagen.

1.7. PRESENTACIÓN DE LA IMAGENCada píxel en la imagen reconstruida tiene asignado un número, llamado número TC.

Estos números, llamados también unidades Hounsfield (UH), están relacionados con el coeficiente lineal de atenuación (µ) de los tejidos.

La fórmula que relaciona los números CT con los coeficientes de atenuación es:Número TC = µt - µw . K

µw

donde µt es el coeficiente de atenuación del tejido, µw es el coeficiente de atenuación del agua, y K es una constante que determina el factor de escala para el rango de números TC y depende del diseño del equipo. Cuando K vale 1000 la escala va de -1000 a +1000, pero hay valores mayores de K.

Los números TC son establecidos tomando el coeficiente de atenuación del agua como referencia. De este modo, el número TC del agua es siempre 0, mientras que para el hueso y el aire son +1000 y -1000 respectivamente en la escala de Hounsfield.

El resultado final de la reconstrucción por la computadora es una matriz de números, la cual no es conveniente para su visualización en pantalla, de modo que un procesador se encarga de asignar a cada número o rango de números TC, un tono gris para formar en definitiva la imagen en pantalla.

El limite superior de la escala queda establecida en +1000UH, color blanco, que corresponde con la densidad del metal o hueso compacto (hiperdenso). El limite inferior corresponde a -1000UH, color negro, que representa a la densidad del aire (hipodenso), quedando en el medio la densidad del agua, que corresponde al valor 0UH.

La relación entre los números TC y la escala de grises es variable, y es lo que se conoce como ventana o windowing, esto permite una óptima demostración de las diferentes estructuras presentes en la imagen.

Cambiar el contraste de la imagen es fácilmente logrado usando dos mecanismos de control, el ancho de ventana (WW) que indica cuantos números TC serán mostrados en toda la escala de grises, y el nivel de ventana (WL) que es el centro o punto medio del rango de números TC y determina que valores TC serán mostrados. De tal manera, si se decide ver una imagen con un centro de +20UH y un ancho de 64UH, se vera todo negro hasta el nivel -12UH, desde aquí empezara los niveles de grises hasta llegar al

13

WL +35, WW 100 WL +200, WW 1500

_________ ________ Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RMnivel +52UH a partir del cual todo se vera blanco, así al ir variando el WW y WL es posible ver distintas estructuras (Fig. XII).

La selección de los valores WW y WL modifican el contraste y el brillo de la imagen. Una ventana estrecha lleva a la visualización de la imagen con alto contraste y viceversa. La posición de la ventana cerca de valores altos de TC lleva a la visualización de imágenes oscuras y viceversa.

Esta es la forma que se tiene de manipular las imágenes obtenidas en el monitor para su análisis. Es aconsejable, para la perfecta observación de un órgano, que se ubique el centro de la ventana justo en el valor TC que corresponda a ese órgano, es la forma de destacarlo de las demás estructuras. [8]

Figura XII: Mismos datos de imagen con diferentes WW y WL.

1.8. CALIDAD DE IMAGEN. ARTEFACTOSSe entiende por calidad de imagen, el hecho de conseguir una imagen lo mas fiel

posible del objeto bajo estudio, desde el punto de vista del diagnostico, con un mínimo de exposición a la radiación y de incomodidad para el paciente.

La calidad de imagen se ve afectada por factores dependientes de: Las características constructivas y el funcionamiento del equipo: características,

fallas, ajustes. los parámetros seleccionados para el estudio: de adquisición: Kv, mA, espesor de

corte, tiempo de scan (proyecciones) y de procesamiento: matriz, filtros, ventana. el paciente: características físicas, posicionamiento, movimientos, implantes

metálicos.La calidad de una imagen se puede avaluar a través de diferentes figuras de merito

como:Resolución espacial: es el mínimo tamaño que puede ser distinguido en la imagen. Si se considera una serie de patrones de barras del cual se obtiene una TC, se llama

par de líneas a una barra más el espacio que hay hasta la siguiente. El número de pares de líneas por unidad de longitud se llama frecuencia espacial, y se expresa en pares de líneas por centímetro (pl/cm).

Aunque para expresar la resolución de un equipo se indica normalmente la frecuencia espacial en pl/cm, es mucho más sencillo pensar en términos de tamaño del objeto que se puede reproducir, que es la mitad del recíproco de la frecuencia espacial. Por ejemplo, si la frecuencia espacial límite es 15 pl/cm, entonces el equipo puede resolver objetos de 0,3 mm [9].

La resolución espacial es afectada por dos categorías de factores: factores geométricos y factores de reconstrucción.

14


Los factores geométricos incluyen: punto focal, tamaño de los detectores, espesor de corte, tiempo de scan (numero de proyecciones). Pequeños puntos focales y tamaño de los detectores mejora la resolución espacial. Obtener imágenes de pequeños objetos fielmente depende también del espesor de corte, si el objeto tiene 4mm y el espesor de corte es 10mm esto resulta en expandir el objeto sobre todo el corte y el resultado será un número TC incorrecto. Si el espesor del corte se acerca a la medida del objeto, 5mm, habrá una gran mejora. Esto se conoce como efecto de volumen parcial.

Otro factor de influencia es el número de proyecciones. A medida que aumenta el numero de proyecciones, mas datos disponibles hay para la reconstrucción de imagen y esto resulta en una mejor resolución (Fig. XIII).

Figura XIII: El número de proyecciones es un factor importante en la resolución espacial.

La otra categoría de factores que influyen en la resolución incluye el algoritmo de reconstrucción. Los filtros utilizados en la reconstrucción afecta la apariencia de la imagen. En adición al filtro estándar, hay filtros que mejoran la resolución espacial, filtros de realce de bordes (edge enhancing filter). Finalmente, el tamaño de la matriz es otro factor importante. El tamaño del píxel determina la resolución para objetos de alto contraste, por lo tanto la calidad de imagen mejora con una matriz grande, es decir, con píxeles muy pequeños.

Resolución de contraste o bajo contraste: es la habilidad de un sistema de imagen de distinguir un material con una determinada composición de otro de composición similar.

En un equipo de TC, la capacidad de representar objetos de bajo contraste esta limitada por el tamaño y la uniformidad del objeto y por el ruido del sistema.

El ruido se manifiesta como un granulado que aparece en la imagen debido a dos fenómenos de naturaleza estadística. Ruido quántico, que es un fenómeno propio de la radiación, y ruido de amplificadores o ruido electrónico.

El ruido en la imagen es inversamente proporcional a la raíz cuadrada de la dosis que llega al detector. Afecta especialmente a las imágenes de bajo contraste donde puede llegar a enmascarar estructuras sobre todo si estas son de pequeño tamaño.

Si se realiza un barrido de un medio perfectamente homogéneo como el agua, el valor de todos los píxeles debe ser cero. Por supuesto esto nunca ocurre, por lo tanto la media de los valores será cero pero existirán valores mayores y menores que cero. Esta variación de los números TC en torno al cero es lo que se denomina ruido del sistema. Cuanto mas varían los valores, mayor es el ruido.

El ruido se define como la desviación estándar de los valores de los píxeles obtenidos de acuerdo a la siguiente expresión:

Ruido (σ) = ∑ (xi - x)2

√ n – 1

15


donde xi es el valor individual de un píxel, x es el valor medio y n es el número de píxeles de los cuales se obtuvo la media.

Es la dosis que recibe el paciente, o el número de rayos X que utiliza el detector para producir la imagen, la que controla el ruido. El flujo de fotones depende del kVp, mAs, y filtración del haz. Estos factores afectan la calidad y cantidad de los fotones que alcanzan el detector. Además, el tamaño del paciente afecta la atenuación del haz y por lo tanto el flujo de fotones en el detector. Mientras aumentan los factores técnicos (kVp y mAs) aumentan los fotones, y aumentando la filtración y el tamaño del paciente se reducen.

Otro factor es el espesor de corte, que depende de la apertura del colimador; este tipo de colimador reduce la radiación dispersa que mejora la resolución de contraste, pero hay que tener en cuenta que al disminuir el espesor también disminuyen los fotones que alcanzan el detector.

La eficiencia de los detectores determina la capacidad de discriminar entre pequeñas diferencias en atenuación, la cual es necesaria para medir pequeñas diferencias en el contraste de tejidos blandos.

Por ultimo, los filtros de reconstrucción tienen un gran efecto en la resolución de contraste, eliminando el ruido. Estos filtros se llaman filtros de suavizado (smoothing filter).

Linealidad: se refiere a la relación de los números TC con los coeficientes de atenuación lineal del objeto explorado. Es muy importante realizar calibraciones periódicas para comprobar que el agua sigue siendo representada por el cero y los restantes materiales por sus números TC correspondientes.

La calibración se puede realizar con un fantoma de cinco patas, cada una de un material plástico con características de absorción distintas y conocidas. Después de realizar un barrido del fantoma se hace un grafico con el valor medio y la desviación estándar. El grafico, con los números de TC en un eje y el coeficiente de atenuación en el otro, debe ser una línea recta. La falta de linealidad indica que el equipo funciona mal o esta desalineado [10].

Artefactos: son todas las posibles estructuras, patrones o alteraciones de los valores TC en la imagen reconstruida, las cuales no son halladas en el objeto original. Ellos pueden aparecer como inconsistencias geométricas, borrosidad, rayas o números TC erróneo. Los artefactos de rayas son los errores o distorsiones más comunes que afectan la calidad de la imagen.

▪ Artefacto de movimiento: el movimiento voluntario e involuntario (cardiacos, peristálticos) del paciente durante la exploración resultan en la aparición de artefactos de rayas o borrosidad en la imagen.

Estos artefactos se pueden disminuir utilizando cortos tiempos de exploración, informando al paciente sobre el procedimiento y las consecuencias que produce el movimiento. Por otro lado, si se trata de niños o personas que no pueden evitar el movimiento, solo queda la posibilidad de la sedación con fármacos o la inmovilización con dispositivos adecuados.

16


Figura XIV: Artefacto de movimiento.▪ Artefactos metálicos: la presencia de elementos metálicos como prótesis,

emplomado dental, clips quirúrgicos, y electrodos dan origen a rayas en la imagen. Los objetos de metal producen una gran absorción de la radiación, excediendo el valor máximo de atenuación que el sistema puede registrar y esto resulta en un perfil incompleto de la proyección. Esta perdida de información conduce a la aparición del típico artefacto con forma de rayas.

La técnica MAR (metal artifact reduction) se utiliza para reducir estos artefactos, la señal hueco causada por el metal es determinada y llenada con el valor obtenido por la interpolación de las señales vecinas [11].

Figura XV: Efecto de rayado en una imagen causado por objetos metálicos.

▪ Endurecimiento del haz: se refiere al aumento de la energía media de un haz polienergético (como el utilizado en TC) al pasar a través de un objeto (paciente). Cundo se proyecta un corte en el que se hallan una o varias estructuras de alta densidad, en relación con su entorno, se produce una gran atenuación de los fotones de baja energía, de modo que el resultado es una imagen en la que aparecen zonas de menor densidad a la que realmente deberían tener.

Estos artefactos se pueden corregir utilizando cortes más finos, aumentando los parámetros de exposición y la filtración del haz antes de que pase a través del paciente.

Figura XVI: La densidad del tejido detrás del hueso denso (flechas) cambian debido alartefacto de endurecimiento del haz.

17


▪ Efecto de volumen parcial: la calculación de los números TC se basa en el coeficiente de atenuación del tejido del voxel. Si el voxel contiene un solo tipo de tejido, entonces la calculación no es un problema. Pero si en un voxel coinciden dos o mas estructuras con una gran diferencia en su coeficiente de atenuación, se representa en el píxel un valor de atenuación intermedio entre ambas, con lo que se perderá el sentido “real” de la imagen.

Este tipo de artefacto se puede reducir utilizando cortes finos, aunque es un artefacto que siempre esta presente y no puede ser totalmente eliminado [12].

Figura XVII: Los efectos de volumen parcial de la orbita (flecha corta) o de los peñascos (fecha larga) podrían confundirse con hemorragia recientes del lóbulo frontal o temporal.

▪ Falla de detectores: este tipo de artefactos que se producen en los equipos de tercera generación, son causados cuando falla la sensibilidad de un detector o un grupo de ellos, produciendo la aparición de anillos concéntricos en la imagen. Esto se produce porque durante la rotación del tubo de rayos X y la matriz de detectores, los rayos medidos por un determinado detector son tangentes a un círculo. Esto indica que el detector necesita calibración.

18


SECCIÓN II: RESONANCIA MAGNETICA

2.1. GENERALIDADESLa imagen por resonancia magnética (IRM) es un método tomográfico que utiliza

campos magnéticos y ondas de radiofrecuencia (RF). La imagen se obtiene a partir de señales provenientes de los núcleos de hidrogeno (relajación), pero solo después de que ellos hayan absorbido energía de ondas de radiofrecuencia (resonancia). Esta liberación energética induce una señal eléctrica en una antena receptora con la que se puede obtener una imagen (IRM), hacer un análisis espectrométrico (ERM) o una combinación entre ambas.El fenómeno de resonancia magnética (RM) fue descubierto en 1946 en forma independiente por Felix Bloch y Edward Purcell, por lo que recibieron el Premio Nobel de Física en 1952. Pero la aplicación de la RM como técnica de imagen surge en la década del ’70. En 1973 Paul Lauterbur publico la primera imagen de RM de dos tubos llenos de agua.

Los primeros equipos para estudiar el cerebro humano aparecieron a finales de los ’70, seguidos muy poco tiempo después por los escáneres de cuerpo completo.

La IRM tiene ventajas importantes sobre los restantes métodos de diagnostico por imagen:

▪ Elevada resolución de contraste. La IRM no se basa en un solo parámetro, como el coeficiente de atenuación de rayos X, sino en tres parámetros principales: T1, T2 y densidad de protones (DP), además de varios parámetros secundarios, como por ejemplo el flujo. Estos parámetros varían considerablemente de un tejido a otro, estas diferencias son las responsables de la excelente resolución de bajo contraste.

▪ Diversidad de parámetros para evaluar un mismo plano de corte (T1, T2, DP).▪ Gran sensibilidad a los cambios patológicos.▪ Aporta datos tanto anatómicos como funcionales.▪ Capacidad multiplanar. Es posible obtener imágenes directas sobre cualquier plano:

axial, sagital, coronal y oblicuos sin modificar la posición del paciente.▪ Ausencia de efectos nocivos conocidos al no utilizar radiaciones ionizantes.▪ Visualización de los vasos sin utilizar sustancias de contraste.▪ No existen artefactos debidos al hueso como sucede en la TC. Frente a estas cualidades positivas hay que sumarle los siguientes inconvenientes:▪ Los tiempos de exploración son más largos que en los estudios por TC.▪ El campo magnético requiere una precaución constante en el ambiente de trabajo,

controlando que no se ingresen objetos paramagnéticos que puedan ser atraídos hacia el imán, como tijeras, pinzas, lapiceras, etc. El “efecto proyectil” de estos objetos pueden causar daño a los pacientes y a los equipos.

▪ Los pacientes portadores de marcapasos, clips ferromagnéticos intracraneanos, neuroestimuladores, ciertas prótesis valvulares e implantes cocleares son contraindicaciones absolutas para ser estudiadas con esta técnica.

▪ Un pequeño porcentaje de pacientes experimenta claustrofobia requiriendo sedación durante el procedimiento. Esto se puede determinar mediante el interrogatorio previo al examen.

2.2. PRINCIPIOS FÍSICOS DE LA IMAGEN DE RMLos núcleos atómicos están formados por protones y neutrones que poseen un

movimiento de rotación sobre su propio eje denominado spin. Además por poseer carga eléctrica, el protón presenta propiedades magnéticas que se representan por el vector

19

μ

Mμ

_________ ________ Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RMmomento magnético (μ) orientado sobre el eje de rotación, ya que todo objeto cargado eléctricamente y en movimiento produce a su alrededor un campo magnético.

En los núcleos los protones forman pares en donde los spins de cada uno apuntan en direcciones opuestas, resultando el spin del par igual a cero, por lo que el spin y el momento magnético total de un núcleo con un número par de protones son nulos. En RM el núcleo mas importante es el del hidrógeno (H) por poseer un único protón (impar) y por su gran abundancia en el cuerpo humano.

Si se considera un volumen de tejido (voxel), los spins de los H presentes se encuentran orientados al azar, es por eso que el momento magnético total es cero. Pero si el tejido se coloca en un campo magnético estático denominado B 0 (creado por un imán), los momentos magnéticos se alinean con el campo, pudiendo tener solamente dos orientaciones posibles: paralelos o antiparalelos a la dirección de B0. El H paralelo tiene una energía menor al H antiparalelo.

Dado que el número de protones paralelos es mayor se crea un momento magnético total con la dirección y el sentido de B0, denominado vector magnetización M (Fig. XVIII). El valor de M es directamente proporcional a la intensidad del campo magnético y a la densidad de protones.

Figura XVIII: Obtención del vector magnetización (M) como resultado de la suma vectorialde los momentos magnéticos de los núcleos (μ).

En presencia de B0 los spins nucleares no giran a una posición vertical exacta, sino que el extremo del eje de rotación describe una circunferencia y forma un ángulo distinto de cero con la dirección de B0, a este movimiento se lo denomina precesión (Fig. XIX). Esto se produce por la interacción del campo magnético nuclear y el campo magnético externo. [13]

Figura XIX: Movimiento de precesión. La curva azul indica el movimiento de precesión del núcleo. Además, la curva amarilla muestra que el núcleo sigue rotando alrededor de su vector spin.

La frecuencia de precesión, es decir, la rapidez del movimiento de precesión depende del valor del campo magnético externo que percibe el núcleo y el tipo de núcleo implicado. La relación se expresa mediante la ecuación de Larmor:

f0 = γ . B0 / 2πdonde f0 es la frecuencia de precesión o frecuencia de Larmor expresada en

megahertzios (MHz), B0 es el valor del campo magnético en Tesla (T) y γ se denomina “constante giromagnetica” que es característica para cada tipo de núcleo y se expresa

20

_________ ________ Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RMen MHz/T (para el H toma el valor 267,5 MHz/T). [14]

Al campo magnético B0 se le asigna la dirección del eje z, llamado eje longitudinal. El plano x, y perpendicular al eje z, constituye el plano transversal.

En el estado de reposo o equilibrio, el vector magnetización esta sobre la dirección de z y su valor es la componente longitudinal (Mz). Mientras que la componente transversal es nula (Mxy), debido a que los núcleos se encuentran desfasados.

El estado de equilibrio puede ser perturbado mediante la aplicación de un pulso de radiofrecuencia (RF), constituido por ondas electromagnéticas. El campo magnético de la onda de RF, llamado B1, debe ser perpendicular a B0.

Si la frecuencia de la onda es igual a la frecuencia de precesión, los núcleos son capaces de absorber energía, es decir, entrar en resonancia. Esto produce que los protones en el estado de menor energía pasen al estado de mayor energía.

Cuando los núcleos entran en resonancia, la magnetización M se separa de su posición de equilibrio realizando un movimiento de giro en espiral (Fig. XX). Esta separación se determina por el ángulo de inclinación (αº). El valor de αº depende de la potencia y del tiempo de emisión de la RF. En IRM la duración de la emisión de RF es de microsegundos por lo que se habla de pulsos de RF. Un pulso de 90º desplaza M sobre el plano x-y, por lo que Mz es nula. Además este pulso logra que los spines precesen en fase. Si el pulso es de 180º, entonces el vector M invierte su posición de la dirección positiva a la negativa del eje z.

Figura XX: Movimiento del vector magnetización al entrar en resonancia los núcleos de H.

Cuando finaliza la emisión del pulso de 90º, M va a volver a su posición inicial en un proceso que se denomina relajación. Esto se produce porque los núcleos liberan el exceso energético que absorbieron al entrar en resonancia. Este proceso no es espontáneo sino que se requiere de estructuras del entorno que sean capaces de absorber esta energía. Es por eso que la liberación energética esta muy influenciada por el medio histoquímico en que se encuentran los núcleos.

La variación en el tiempo de M se utiliza para inducir en una antena o bobina receptora una señal eléctrica que se denomina FID (Free Induction Decay) y con la cual se obtendrán las imágenes de RM. Esta FID es una sinusoide amortiguada, su amplitud decrece con el tiempo. La frecuencia de la sinusoide es la frecuencia de precesión impuesta por el valor del campo magnético durante la relajación. [15]

Dos voxels que están bajo campos magnéticos distintos tendrán frecuencias de relajación distintas, sus señales pueden ser diferenciadas mediante un análisis que discrimine por frecuencias, como ocurre con la trasformada de Fourier.

Estudiando la señal de relajación se puede obtener tres tipos de información diferente: una relacionada con la densidad (D) de núcleos y las otras dos con el medio mediante los parámetros T1 y T2. En toda imagen están presentes estos parámetros y mediante la programación de secuencias de pulsos adecuadas se puede hacer prevalecer una u otra, esto se conoce como potenciación de la imagen.

21


En IRM existen las siguientes potenciaciones básicas:Imagen potenciada en densidad (D)El valor de M es proporcional a la densidad de núcleos de H que contiene el voxel. El

valor inicial de la señal recogida en la antena será proporcional a D.Los núcleos de H que van a generar una señal suficiente para participar en la

formación de la imagen provienen básicamente de los tejidos grasos y del agua tanto libre como ligada a macromoléculas.

En los voxels donde no existen núcleos de H o no entran en resonancia, no existe señal y aparecen siempre en negro (hipointenso) en cualquier potenciacion, como es el caso de los espacios aéreos y el hueso cortical.

Imagen potenciada en T1Cuando los núcleos vuelven al estado de equilibrio liberando la energía absorbida, se

produce el aumento del valor de Mz para alcanzar el valor M0.Este crecimiento es exponencial con el tiempo y es regulada por la constante T1 o tiempo de relajación longitudinal, que se expresa en milisegundos.

La liberación energética es un intercambio entre los núcleos de H y el medio, es por esto que el valor de T1 depende del tipo y la movilidad de las moléculas con las que el H se relaciona. El H en una molécula grasa tiene facilidad en liberar la energía (T1 corto), ya que es liberada a la propia molécula. En el caso de una molécula de agua libre que posee mayor movilidad, el H tiene dificultad en liberar la energía (T1 largo). El agua libre pierde su libertad cuando se liga a macromoléculas y esto facilita la liberación energética, disminuyendo el valor de T1. En la mayoría de las patologías aumenta el agua libre en el espacio intersticial, lo que implica un aumento del T1.

Si se tiene dos voxels con valores de T1 distintos, el que tiene mayor facilidad de liberar la energía alcanzara el valor inicial más rápido. Si luego de un corto tiempo se leen los valores de Mz y se representan en una escala de gris en la que la intensidad es proporcional al valor de Mz, el voxel con T1 mas corto le corresponde la mayor intensidad.

La intensidad de la señal es inversamente proporcional al T1 y por lo tanto directamente proporcional a la facilidad de la relajación energética. Es por esto que en una imagen potenciada en T1 la grasa (T1 corto) aparece hiperintensa y el agua libre (T1 largo) hipointenso.

Existen sustancias de contraste como el gadolinio (Gd) que facilitan la relajación de los núcleos de H con los que se relaciona, esto disminuye el valor de T1 y por lo tanto existirá en la imagen un aumento de señal.

Imagen potenciada en T2 o T2*Debido a las interacciones entre los núcleos se producen variaciones en el campo

magnético, y esto provoca que cada núcleo libere su exceso energético a una frecuencia que depende del campo magnético que percibe. Esta relajación a frecuencias distintas se denomina relajación asincrónica o incoherente.

El sincronismo en la relajación puede observarse estudiando la relajación en el plano transversal. Si en un voxel se produce una relajación asincrónica, se produce un desfase de los spines en el plano x, y (Fig. XXI). La evolución de Mxy hasta que se anula, que es cuando los spins están todos orientados al azar, corresponde a una exponencial decreciente regulada por un parámetro llamado T2 o tiempo de relajación transversal que se expresa en milisegundos y es menor al tiempo de relajación T1. Este parámetro depende de la relación entre el núcleo y los núcleos vecinos.

Hay que tener en cuenta que si el campo magnético externo no es perfectamente homogéneo o existen sustancias que distorsionan el campo, los núcleos se relajaran asincrónicamente también por este hecho. En este caso el parámetro que regula la curva se denomina T2*. Para un mismo voxel T2* implica una relajación mas incoherente que T2.

22

(c) (d)z z

x x x x

y y

(a) (b)zz

y y

x x


Figura XXI: Representación de la evolución en el tiempo de los spins en el plano transversal: a) inmediatamente después del pulso de 90º (spins en fase), b) y c) evolución en dos instantes de tiempo

distintos con desfases cada vez mayores, d) orientación al azar de los spins.

En una imagen potenciada en T2 la intensidad de la señal es directamente proporcional al T2. En el agua libre, los núcleos de H están poco influenciados por el entorno (T2 largo), por eso aparecen hiperintenso en las imágenes. Esto hace que las imágenes en T2 sean más sensibles a la detección de la patología, ya que un aumento patológico en el contenido del agua conduce a un aumento de señal. [16]

2.3. SECUENCIASPara la obtención de una imagen es necesario aplicar un pulso inicial de excitación

para luego medir la señal de relajación, generalmente en forma de eco. Para medir este eco se aplican pulsos de refase o bien de gradientes. Al conjunto de cada pulso de excitación y los pulsos o gradientes de refase se lo denomina ciclo de pulsos. Además de los pulsos de RF se deben aplicar también gradientes de campo magnético para la localización y codificación espacial de la señal. En IRM se deben repetir estos ciclos para rellenar el espacio k o matriz de datos crudos. A esta repetición de ciclos de pulsos se la denomina secuencia de pulsos.

Existen gran variedad de secuencias, pero la mayoría son modificaciones y variantes de las secuencias básicas, cada una con distintos nombres según las casas comerciales.

Secuencia spin-eco (SE)Esta secuencia utiliza un pulso de RF de 90º para excitar los núcleos de H e inclinar el

vector M al plano transversal (x, y). Después de un cierto tiempo (TE/2), durante el cual los spins se desfasan, se envía un pulso de 180º para refasar los spins y generar las señales eco. El tiempo transcurrido entre la aplicación del pulso de 90º y la recogida de la señal se llama tiempo de eco (TE). Este proceso se repite después de un tiempo de repetición (TR), para ir llenando una a una las líneas del espacio K.

La utilización de la secuencia SE permite corregir las heterogeneidades del campo magnético externo. Luego del pulso de 90º debido a las variaciones locales del campo magnético que perciben los núcleos, cada uno de ellos se relaja a una frecuencia propia. Es por esto que los núcleos presentan un desfase y por lo tanto Mxy disminuye. Como se consideran todos los factores el decrecimiento esta regulado por el T2*.

Al enviar el pulso de 180º al tiempo TE/2, se invierte la posición de los spins en el plano x-y, pero las causas que originan el desfase siguen actuando, es por esto que si se deja transcurrir el mismo tiempo TE/2 los spins se encontraran en la posición inicial, es decir, en fase. En este momento se recoge la señal, y la variación de intensidades es solo debida a las interacciones spin-spin y no a las heterogeneidades del campo. Esto permite tener imágenes potenciadas en T2 (Fig. XXII).

El contraste de la imagen en las secuencias SE se regula manejando los parámetros: a) TR, que controla la cantidad de relajación longitudinal, y b) TE, que controla la cantidad de desfase del componente transversal de la magnetización. Como regla general:

23

TE/2

Mxy

t

180ºinversión

180ºinversión

180ºrefase 90º

ECO

t


Potenciación T1: TE corto (< 30mseg) para minimizar los efectos de la relajación transversal (T2) y TR corto para maximizar las diferencias en la magnetización longitudinal durante el retorno al equilibrio (< 1000mseg).

Potenciación T2: TE largo para acentuar los efectos T2 (> 60mseg) y TR largo para reducir los efectos T1 (> 1600mseg).

Potenciación DP: TE corto, minimiza las influencias del T2 (< 30mseg) y TR largo, las del T1 (> 1600mseg).

Figura XXII: Esquema de la secuencia SE. Después del pulso de 90º el decrecimiento de Mxy es regulada por T2*. La aplicación del pulso de 180º corrige los efectos de las heterogeneidades

del campo, el decrecimiento de Mxy es regulada por T2.

Secuencia inversión recuperación (IR)En esta secuencia el pulso inicial de excitación es de 180º, que invierte Mz. Durante

su relajación, tras un tiempo denominado tiempo de inversión (TI), se aplica un pulso de 90º para inclinar M al plano transversal y poder medir la señal. En este momento, el ciclo continúa como en la secuencia SE, es necesario aplicar un pulso de 180º para el refase y producción del eco (Fig. XXIII).

Con esta secuencia se obtienen imágenes con una fuerte potenciación en T1. Su inconveniente principal es la necesidad de aplicar tiempos de repetición más largos, para que la relajación longitudinal se complete y esto prolonga el tiempo de adquisición.

Figura XXIII: Esquema de la secuencia IR. Pulso inicial de 180º que invierte Mz. Durante el proceso de relajación se aplica un pulso de 90º que traslada la magnetización al plano transversal. Posteriormente se

aplica el de 180º para la obtención del eco.

Cuando se aplica el pulso de 90º en el momento que el Mz de un tejido tiene un valor 0 se elimina su señal. Utilizando valores de TI corto se puede eliminar la señal de tejidos con un T1 muy corto como, por ejemplo, la grasa. Los tejidos con T1 corto tienen una señal mas baja (al revés que en un estándar T1). Esta variante de la secuencia IR se denomina STIR (short time IR) y es muy sensible a la presencia de agua libre, lo que

24

αº

t

+G

-G

αº

TRTE

t

SEÑAL

_________ ________ Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RMla hace muy útil en el sistema músculo-esquelético. Si en cambio se utiliza un TI largo la señal que se elimina es la de tejidos con T1 largo, por ejemplo, la del liquido cefalorraquídeo (LCR). Esta secuencia se denomina FLAIR (fluid attenuated IR). Es muy útil en el sistema nervioso debido a su gran sensibilidad, en especial para lesiones periventriculares y corticales sutiles, que pueden pasar desapercibidas en imágenes T2 (por la alta señal del LCR).

En la secuencia IR, además de los parámetros TR y TE, se agrega un tercer parámetro: el tiempo de inversión (TI) o tiempo de aplicación del pulso de 90º, que determina no sólo el contraste de la imagen sino que posibilita la eliminación de la señal de determinados tejidos.

Secuencia eco de gradiente (GRE)La principal característica de esta secuencia es que la obtención del eco se logra

mediante la aplicación de gradientes alternantes o inversos. Otra característica es la utilización de un pulso inicial menor a 90º que permite la utilización de TR mucho más cortos que en SE. Esta combinación de ángulo limitado y refase por gradientes permite acortar el tiempo de adquisición de la imagen de una manera notable, es por esto que las secuencias GRE se denominan secuencias rápidas.

La aplicación de un pulso α menor de 90º inclina M, de modo que puede descomponerse en una componente longitudinal (Mz) y otra transversal (Mxy). Con ángulos menores de 90º, al partir de una posición más cercana al eje z, la recuperación de Mz es más rápida, es por eso que se puede utilizar TR más cortos sin saturar la muestra. Pero la aplicación de este pulso αº también produce que Mxy sea menor, por lo tanto la señal es mas baja y las imágenes son más ruidosas.

En las secuencias GRE la obtención del eco se logra a partir de un juego de gradientes magnéticos (Fig. XXIV). Un gradiente magnético es una variación lineal del campo en una dirección. Al aplicar el gradiente (+G) durante un tiempo t, los núcleos sometidos a un campo mayor se relajan mas rápido que los que perciben un campo menor, por lo tanto se produce un desfase. Si luego se aplica un gradiente de igual valor y duración, pero en sentido contrario (-G), se produce el refase de los spins lo que permite obtener el eco. Este conjunto de gradientes (+G, -G) recibe el nombre de gradiente bipolar.

Figura XXIV: Esquema de la secuencia GRE. Después de un pulso inicial de αº se aplicaun gradiente bipolar para obtener un eco de gradiente.

La potenciación de las imágenes en las secuencias GRE depende del valor del pulso inicial, TE y TR:

Potenciación PD: ángulo α pequeño, largo TR y corto TE. Potenciación T1: ángulo α grande (40º -70º), TE y TR corto.Potenciación T2*: ángulo α pequeño, TE y TR largo.La potenciación es en T2* y no en T2, debido a que los gradientes no corrigen los

efectos de las heterogeneidades del campo magnético y los efectos de susceptibilidad

25

ECO 2ECO 3

_________ ________ Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RMmagnética, como sucede con los pulsos de 180º en la secuencia SE, lo que produce también que estas imágenes presenten mas artefactos.

Secuencia turbo spín-eco (TSE)La secuencia turbo spín-eco (TSE) o fast spin-echo (FSE) es una secuencia rápida. El

ciclo de pulsos de esta secuencia se caracteriza por la aplicación de un pulso de excitación de 90º, igual que en SE, y la posterior formación de dos o más ecos de spín producidos por pulsos de refase de 180º (Fig. XXV). Generalmente se adquieren entre 4 y 32 ecos (siempre más de 2), aunque pueden llegar a 256 en su modalidad single-shot. El número de ecos se denomina longitud del tren de ecos (echo train length: ETL) o factor turbo (TF). La característica básica de esta secuencia es que cada eco se codifica con una fase distinta. Por lo tanto, en cada TR se rellenan tantas líneas del espacio K como ecos. Esto produce una gran disminución del tiempo de adquisición, proporcional al TF, o lo que es lo mismo al número de líneas del espacio K que se rellenan en cada TR.

El contraste obtenido en la secuencia TSE es en general similar al de una secuencia SE convencional. Aunque se produce un aumento del brillo de la grasa aún en imágenes potenciadas en T2. Este efecto pude obviarse con la aplicación de técnicas de supresión grasa.

En TSE, el tiempo de eco se denomina TE efectivo (TEef), debido a que existen tantos TE como ecos, pero únicamente el TE de los centrales en el espacio K determina el contraste de la imagen.

Figura XXV: Secuencia SE multieco.

Secuencia eco-planar (EPI)La secuencia eco-planar (EPI) es un una forma de adquisición ultrarrápida. Esto se

debe a la adquisición de múltiples líneas del espacio K tras el pulso de excitación. Al igual que en TSE, el factor de aceleración depende del número codificaciones de fase por TR. Se puede llegar a adquirir todas las líneas tras un único pulso de excitación (single-shot). La alta resolución temporal de EPI single-shot permite efectuar estudios funcionales y de perfusión cerebral, y estudios cardiacos con secuencias de 10-12 imágenes por segundo.

En EPI, los ecos se obtienen a partir de la FID, aplicando muy rápidamente gradientes de lectura alternativos de signo inverso (EG-EPI) (Fig. XXVIa). El refase por gradientes reduce notablemente el espaciamiento entre ecos. En EG-EPI la potenciación es muy fuerte en T2*. Las consecuencias son: una alta sensibilidad a artefactos por susceptibilidad magnética, y una pobre S/R.

La técnica de múltiples disparos (multi-shot), en la se adquiere únicamente una parte del espacio K tras cada pulso de excitación (segmentación del espacio K), es la más utilizada para la adquisición de imágenes diagnósticas. El número de disparos equivale al número de segmentos, y el número de ecos al factor turbo.

En EPI, los ecos también pueden obtenerse a partir de un eco de spín (SE-EPI), cuya utilidad es la potenciación en T2, con menos efecto T2*, debido a la aplicación de pulsos de refase de 180º (Fig. XXVIb). SE-EPI puede combinarse con pulsos de inversión previos (IR-EPI), para aumentar el contraste de la imagen. [17]

26

BA


Figura XXVI: a) Esquema básico de EPI. b) Esquema básico de SE-EPI.

2.4. FORMACIÓN DE LA IMAGENPara obtener la imagen de un corte del interior del cuerpo se necesitan dos

condiciones:1) Selección del plano tomográfico Para lograr la excitación selectiva de un plano se necesita crear una variación

uniforme de B0 en la dirección perpendicular al plano elegido, lo que constituye un gradiente magnético (G) en aquella dirección, y se crea mediante pares de bobinas recorridas por corrientes continuas en sentidos contrarios.

Si se coloca una bobina en el extremo caudal de la bobina principal y otra en el extremo opuesto se logra un gradiente magnético cráneo-caudal. Una vez establecido este gradiente, todos los núcleos sobre un plano perpendicular al gradiente (en este caso, todos los núcleos sobre un plano transversal o axial del paciente) percibirán el mismo valor del campo magnético y por lo tanto tendrán la misma frecuencia de precesión que será ligeramente distinta a la de los planos adyacentes, es por eso que para excitar un plano particular basta con emitir la RF a la frecuencia de precesión adecuada. Para obtener una imagen tomográfica de otro plano transversal basta con cambiar la frecuencia de emisión sin tener que movilizar al paciente.

Para obtener imágenes coronales el gradiente debe ser antero-posterior, esto se logra con bobinas colocadas en la parte anterior y posterior del paciente, si el gradiente es de derecha a izquierda las imágenes que se obtienen son sagitales. Por ultimo, enviando las intensidades de corrientes adecuadas a las bobinas, se pueden adquirir imágenes en cualquier orientación.

Los gradientes de selección del plano tomográfico (Gz) se activan únicamente durante la excitación, y son inmediatamente quitados para la obtención de la señal de relajación, por lo tanto se trata de pulsos de gradientes.

El establecimiento de un gradiente implica que en el espacio ocupado por el voxel exista una variación de frecuencias, es por esto que cada voxel vendrá determinado por un intervalo de frecuencias centrado alrededor de una frecuencia media de resonancia. El grosor del plano de corte puede regularse mediante la amplitud del pulso excitador manteniendo el gradiente. Pero la forma habitual es manteniendo la amplitud del pulso de RF y variar el valor del gradiente. Lo cual consiste en modificar las intensidades de las corrientes eléctricas por las bobinas.

La dimensión de la zona a visualizar (FOV) se determina durante la relajación, admitiendo en la antena receptora solo la señal de los voxels comprendidos en la zona determinada. Esto permite también obtener imágenes en cualquier punto del plano seleccionado, es decir FOV desplazados del isocentro del imán.

2) Codificación espacial de la señal de resonancia Para reconstruir la imagen es necesario individualizar la señal que proviene de cada

voxel. Esto se logra mediante un sistema de gradientes magnéticos aplicados sobre el plano durante la relajación.

27

SEÑAL

Gx

Gy

Gz

PULSO DE RF

TRt


Durante la aplicación del Gz se aplica el pulso de RF de excitación con la frecuencia adecuada a la del centro del plano y con una amplitud determinada por el grosor de corte elegido. Al terminar la aplicación del pulso de RF también se retira Gz, en este momento comienza la relajación y es cuando se aplica el gradiente de codificación de fase en la dirección y (Gy).

La aplicación de Gy implica que todos los voxels de una misma fila perpendicular a este gradiente se relajen a la misma frecuencia, pero la fase de los protones en sentido vertical es distinta, esto determina frecuencias espaciales distintas. La fase se determina por la magnitud del pulso de gradiente de codificación de fase.

Una vez que se retira Gy se establece un nuevo gradiente para la codificación de frecuencia (Gx), en dirección perpendicular a Gy. Este gradiente se aplica durante la lectura de la señal, de manera que los protones de las distintas columnas precesan con una frecuencia diferente según el campo magnético percibido. La señal de relajación (señal de eco) es una señal analógica que debe ser convertida al formato digital, y descompuesta en sus múltiples frecuencias y sus correspondientes intensidades mediante la transformada de Fourier. Este proceso se repite en los TR sucesivos pero con una codificación de fase distinta (Fig. XXVII).

Figura XXVII: Diagrama temporal.

Los valores digitalizados de cada eco se almacenan constituyendo una línea (fila, view) de un espacio donde se guardan ordenadamente todos los ecos con los que se formara la imagen. Este espacio se denomina espacio k o espacio de Fourier.

El espacio k esta formado por filas y columnas (matriz). El número de filas es igual al número de codificaciones de fase y se representan por ky. El número de columnas depende del número de valores en que se digitaliza el eco, y se representan por Kx. Si la matriz de adquisición es de 256 (fase) x 256 (frecuencia), se obtienen 256 ecos cada uno con una codificación de fase distinta. El valor de Gy varia de su valor positivo Gy = +128 a los valores mas bajos (Gy =+1, Gy= -1) y luego a su valor negativo Gy = -128.

La amplitud de los ecos es máxima en las líneas centrales del espacio k, ya que los ecos se obtienen con valores bajos de Gy y esto produce un menor desfase. En los extremos la amplitud es menor debido a que el valor de Gy aumenta produciendo un desfase mayor. Es por esto que el centro del espacio k genera el contraste (bajas frecuencias) y la mayor parte de la señal en la imagen, mientras que las zonas periféricas contienen la resolución espacial (altas frecuencias).

El conjunto de los ky (256) x kx (256) valores del espacio k constituyen los datos crudos (raw data) con los que se generara la imagen final mediante la transformación inversa de Fourier (Fig. XXVIII).

En las secuencias donde se llena una línea del espacio K en cada TR, el tiempo de adquisición (Tadq) de una imagen depende del TR, el número de codificaciones de fase, y del NEX o numero de veces que se recolectan los datos para cada codificación de fase. Disminuyendo cualquiera de estos parámetros se disminuye el tiempo de adquisición, pero esto también afecta la relación señal-ruido (S/R). Hay que tener en

28

IMAGEN

2DTF

ESPACIO K

Kx256

+128

-128

Ky

_________ ________ Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RMcuenta que al disminuir el TR disminuye en número de cortes que se pueden obtener.

Figura XXVIII: Representación esquemática de la imagen y el espacio K. La Transformada bidimensional de Fourier (2DTF) del espacio K es la imagen final y viceversa. El espacio K y la imagen contienen

idéntica información en diferente formato.

Otro método para reducir el tiempo de exploración es la obtención de múltiples líneas del espacio k en un TR. En esto se basan las secuencias FSE y EPI.

Por ultimo, la reducción en el número de codificaciones de fase también disminuye el tiempo de exploración. Existen distintos métodos basados en el manejo del espacio K.

a) Relleno parcial del espacio KEste método se basa en suprimir la adquisición de algunas líneas extremas del

espacio K o codificaciones de fase extremas. Estas son sustituidas por un valor 0, por lo que, en teoría, se rellenan todas las líneas y el píxel se mantiene cuadrado. Evidentemente, al suprimir algunas líneas que aportan parte del detalle de la imagen existe una cierta disminución de la resolución espacial, aunque el contraste permanece prácticamente invariable.

b) FOV rectangularEn este tipo de relleno la adquisición de líneas del espacio K es alterna. La

alternancia se efectúa a expensas de las líneas más alejadas del centro del espacio K para no comprometer la resolución de contraste ni la S/R, al ser adquiridos ecos con mayor señal. Las líneas no adquiridas no se representan, y el FOV se “comprime” para rellenar estos huecos. El campo final es rectangular, manteniendo un píxel cuadrado.

La resolución espacial y el detalle en la imagen se mantienen, ya que se adquieren suficientes codificaciones de fase extremas.

c) Fourier parcial o half FourierEsta técnica se basa en la simetría conjugada o hermitiana del espacio k, los ecos

obtenidos con una codificación igual pero de signo inverso son simétricos pero invertidos. Esta simetría permite llenar el espacio k pero con solo obtener la mitad de las líneas y llenar el resto mediante calculo. En la práctica se obtienen directamente más de la mitad, las líneas extras se utilizan para corregir errores.

Con esta técnica, el FOV y el tamaño del voxel permanecen inalterados, pero se produce una pérdida de la S/R. Los artefactos por movimiento son más acentuados, ya que si aparecen durante una fase de la adquisición, también son duplicados con los datos calculados. [18,19]

2.5. INSTRUMENTAL BÁSICO DE UN EQUIPO DE RMLos principales componentes de un equipo de RM son: el imán, bobinas de gradiente,

bobinas de RF (transmisión y recepción), y por ultimo la computadora. Imán El imán o magneto es el componente básico de un sistema de imágenes por

resonancia magnética, necesario para producir el campo magnético B0. Existen imanes

29

VacíoHelio líquidoNitrógeno líquidoBobina superconductora

_________ ________ Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RMde distintas intensidades, que se miden en Tesla o Gauss (1Tesla = 10000 Gauss). De acuerdo a la intensidad del campo magnético se tienen imanes de bajo (menor a 0,5T), medio (0,5-1T) y alto campo (mayor a 1T).

Los tipos de imanes pueden clasificarse en dos grupos:▪ Permanentes: estos tipos de imanes están formados por sustancias que presentan

una imantación permanente, no precisan de refrigeración ni gastan corrientes eléctricas. Producen campos magnéticos bajos, menores a 0,3T.

▪ Electroimanes: estos producen el campo magnético mediante la circulación de corriente eléctrica. Según el tipo de conductor pueden ser resistivos o superconductor.

a) Resistivos: están constituidos por bobinas por las que circula corriente continua de alta intensidad. El alambre en las bobinas es un buen conductor, pero no es perfecto, tienen una pequeña resistencia por lo que se produce calor al ser atravesada por la corriente eléctrica. Por esta razón deben ser refrigerados con agua. El campo magnético producido por este tipo de imán es menor a 0,4T.

b) Superconductor: las bobinas se fabrican con una aleación metálica superconductora (niobio-titanio). Este tipo de material pierden su resistencia eléctrica al ser enfriados a temperaturas cercanas al cero absoluto (-273,15ºC o 0K) mediante helio liquido. Una vez que la corriente circula por la bobina, lo seguirá haciendo indefinidamente sin necesidad de una fuente de potencia externa. Debido a que el material superconductor no ofrece resistencia no se disipa energía eléctrica en forma de calor, por lo que no se requiere de un sistema de refrigeración por agua.

Todo el sistema de bobinas se ubica en un contenedor denominado dewar, que contiene varias cámaras. La más interna esta ocupada por el helio liquido, y la más externa por nitrógeno liquido que actúa como un aislante entre la temperatura del exterior y la cámara interna. Estas cámaras están separadas entre si y del medio ambiente por cámaras de vacío (Fig. XXIX). A pesar del aislamiento, el helio y el nitrógeno se evaporan y las cámaras deben ser rellenadas periódicamente. [20]

Los imanes superconductores producen campos magnéticos elevados, y su uniformidad y estabilidad es mayor que en los resistivos.

Un requisito fundamental del imán para la obtención de imágenes es la homogeneidad del campo magnético. Para corregir las distorsiones del campo magnético principal se utilizan bobinas compensadoras o shim coils ubicadas en la abertura del imán, cada una con su propio suministro de potencia (bobinas resistivas).

Figura XXIX: Corte de un imán superconductor para IRM.

Bobinas de gradientePara localizar la señal de los distintos tejidos se aplican distorsiones lineales al campo

magnético principal denominadas gradientes magnéticos. Estos gradientes son producidos por bobinas eléctricas denominadas bobinas de gradiente. Existen tres parejas de bobinas, ortogonales entre si, que producen los gradientes magnéticos en las tres direcciones del espacio y se denominan Gz, Gy y Gx. Además, es posible crear gradientes magnéticos en cualquier dirección enviando las intensidades de corrientes adecuadas a las bobinas.

30

z

x y1 12

2

3

3


Cada par de bobinas posee su propia alimentación de corriente independientemente regulado. Las magnitudes de las corrientes requeridas, y la forma de las ondas apropiadas se generan digitalmente, y luego se convierte en voltajes analógicos. Éstos se amplifican para producir los gradientes apropiados.

El conjunto de las bobinas de gradientes (Fig. XXX), están colocadas en los equipos formando un cilindro que se denomina cilindro de gradientes que se coloca por dentro del cilindro que contiene el conductor creador del campo magnético principal. Dentro de este cilindro se colocara la antena emisora y dentro se ubica al paciente.

Figura XXX: Los tres pares de bobinas se colocan formando el cilindro de gradientes.1) bobinas de gradiente z, 2) bobinas de gradiente y, 3) bobinas de gradiente x.

Bobinas de RFLa antena o bobina es un elemento integrado por un conductor por el que circula

corriente alterna y que permite trasformar dicha energía eléctrica en una onda de radiofrecuencia, también es capaz de captar la energía asociada a la onda de RF y generar corriente eléctrica. [21]

Junto al conductor una antena precisa un circuito que realiza dos funciones. La primera es obligar a la antena a trabajar a la frecuencia de resonancia y recibe el nombre de sintonización o tunning. La segunda es optimizar la transferencia de energía, es decir, que la antena sea capaz de entregar o de captar la máxima energía posible, recibiendo el nombre de adaptación o matching.

Para la emisión de los pulsos de RF, la antena debe excitar la zona de estudio cumpliendo una serie de requisitos:

▪ Excitación uniforme de la zona de estudio.▪ Emisión de la máxima señal posible.La antena emisora debe tener una forma que envuelva la región a explorar para que

la distancia a la superficie de la antena en distintas direcciones sea uniforme. La distancia entre el paciente y la antena debe ser la menor posible para que la atenuación de la señal sea mínima.

La antena receptora (no siempre coincide con la emisora) que capta la señal liberada en la relajación nuclear debe captar niveles de señal muy bajos con una calidad suficiente para una posterior discriminación que permita una imagen o espectro de calidad, debe tener una elevada sensibilidad.

Se utilizan distintos tipos de antenas según la región a estudiar, y de acuerdo a sus características se consideran los siguientes tipos:

▪ Antena de “body”: esta antena es emisora-receptora y se ubica en el interior de la carcasa del imán en el que se introduce el paciente. Con esta antena se puede explorar cualquier región del cuerpo, aunque se aplica básicamente al estudio de regiones que requieren un FOV muy grande, o se puede utilizar únicamente como emisora, y la detección se realiza con otra antena que presenta una mayor adaptación anatómica a la región a explorar.

▪ Antena de cráneo/extremidades: se utilizan para el estudio de localizaciones

31

Imán y shim coilBobinas de gradiente

Bobina RF

Generadorde onda

CPUCAD

Control de

shim

Consola

Monitor

Procesador de imagen

Archivode datos

electrónicaRF

AmplificadorGz

AmplificadorGy

AmplificadorGx

AmpRF

_________ ________ Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RMconcretas, y se pueden colocar con cierta facilidad en el isocentro del imán. Se utilizan para las exploraciones de cráneo, rodilla o tobillos entre otras y suelen ser emisoras-receptoras.

▪ Antenas de superficie: son únicamente receptoras, por lo que la emisión se realiza con otra antena, habitualmente la de “body”. Las antenas de superficie se adaptan a la región a estudiar, esto permite una captación de elevada calidad en la proximidad de la superficie de la antena. Suelen ser de reducidas dimensiones y pueden ser planas o flexibles. La captación de esta antena no es uniforme, a medida que se aleja de la superficie de la antena se produce una importante perdida de señal. Estas antenas se utilizan para FOV pequeños.

ComputadoraLa computadora es el corazón del sistema de imagen, controla todos sus

componentes (Fig. XXXI). Especifica el gradiente, la onda de RF y los tiempos a ser utilizados, y pasa esta información al sintetizador de frecuencia o generador de onda (waveform generator) que fija la forma y amplitud de cada gradiente, envía la señal a los amplificadores y de allí a las bobinas. La señal de resonancia, una vez que es codificada en fase, es convertida en una señal digital por el conversor analógico-digital. La señal digital es enviada al procesador de imagen para la realización de la transformada bidimensional fe Fourier y la imagen es visualizada en el monitor.

Figura XXXI: Diagrama en bloque de un equipo de IRM.

Los datos crudos, que es la señal antes de la transformada de Fourier, se guardan para permitir la aplicación de correcciones a los datos en el post procesamiento.

Debido a que las señales de resonancia provenientes del paciente son débiles, estas pueden quedar enmascaradas con ruidos externos, es por esto que los equipos de IRM se encuentran normalmente rodeados de un escudo de cobre o acero inoxidable conocido como jaula de Faraday. [22]

2.6. CALIDAD DE IMAGEN. ARTEFACTOSLa imagen de RM tiene muchas características comunes a otras modalidades de

imagen digital. Determinados parámetros, como resolución espacial, resolución de contraste, ruido y artefactos, son criterios importantes para juzgar una imagen de RM.

32


Resolución espacialLa resolución espacial o capacidad de diferenciar dos puntos cercanos y pequeños en

la imagen, traduce la nitidez en la visualización de las estructuras. Depende del tamaño del voxel, y por lo tanto de tres parámetros principales: el tamaño de la matriz, el campo de medición o FOV, y el grosor de corte.

La resolución se puede aumentar utilizando matrices mayores (512x512 en vez de 128x128), disminuyendo el FOV, o disminuyendo el grosor de corte. Hay que tener en cuenta que la modificación de estos parámetros produce una drástica disminución de la S/R, por lo que se debe aumentar el número de adquisiciones o NEX. Esto junto al aumento del número de codificaciones de fase necesario por aumentar la matriz hace que el tiempo de exploración en las técnicas de alta resolución sea largo. Por este motivo es frecuente la utilización de secuencias rápidas como TSE o GraSE.

Resolución de contrasteLa ventaja fundamental de la IRM es su resolución de estructuras con bajo contraste.La diferencia en los parámetros de IRM entre los tejidos biológicos suelen ser del 30%

o mayor. Por ejemplo, la diferencia en el coeficiente de atenuación de rayos x entre la sustancia gris y blanca del cerebro es de aproximadamente 0,5%. Sin embargo, la diferencia en los parámetros de IRM entre estos tejidos varía del 30% al 40%. Esa diferencia puede aprovecharse para obtener una diferenciación espectacular entre la sustancia gris y blanca.

Ruido. Relación Señal/Ruido (S/R)El ruido se define como un componente no deseado, aleatorio, añadido a la señal,

que produce una desviación de sus valores. En la imagen, esto aparece como un granulado que afecta a la calidad, dañando tanto la resolución de contraste como la resolución espacial.

La intensidad de señal de un voxel es determinante en la calidad de la imagen. Cuanto más intensa sea ésta, más calidad tendrá. Sin embargo, la señal puede ser distorsionada por la existencia de ruido. En las imágenes diagnósticas se requiere una S/R lo mayor posible. La imagen será más ruidosa cuanto más pequeño sea el voxel, lo que sucede en cortes finos o con matrices grandes. También depende de la secuencia de pulsos. En las secuencias GRE, al tener una componente transversal de la magnetización menor, la S/R es menor.

La amplitud del eco también influye. Los ecos centrales del espacio K tienen una gran amplitud, mientras que los ecos extremos son más débiles. Estos últimos tienen una S/R más baja, debido a que el ruido es constante, y la señal es menor.

La S/R puede mejorarse modificando los siguientes parámetros: aumentando el TR, disminuyendo el TE, aumentando el número de adquisiciones (NEX), y aumentando el tamaño del voxel (aumentando el FOV y espesor de corte, y disminuyendo el tamaño de la matriz). [23]

Artefactos Los artefactos se pueden definir como alteraciones en la generación o captación de la

señal de RM que alteran la imagen obtenida. Los artefactos más comunes son:▪ Artefactos debido a interferencias de RF: es debido a emisiones

electromagnética que interfieren con la correcta operación del sistema. La interferencia se ve como una banda en la imagen, la posición del artefacto en la dirección de codificación de frecuencia depende de la frecuencia de la interferencia. Puede ser causado por dispositivos eléctricos ubicados en la sala de examen, fugas en la jaula de Faraday, electricidad estática.

La solución para este artefacto consiste en el aislamiento del lugar donde se encuentra el imán, controlando que la puerta no quede abierta en el momento del examen.

A B

33

A B


Figura XXXII: Ejemplos de artefactos por interferencia RF. a) Artefacto producido por la fluctuación de una bombilla de luz, b) la puerta de la sala de examen se encontraba abierta durante el estudio.

▪ Artefacto de movimiento: el movimiento del objeto durante la secuencia produce inconsistencias en la fase y amplitud, lo que produce borrosidad e imágenes fantasmas. El origen de este artefacto puede ser pulsaciones arteriales, movimiento cardiaco, respiratorio, peristálticos, tragar, y movimientos físicos del paciente (Fig. XXXIII).

Existen distintas técnicas para reducir este artefacto. La comunicación con el paciente es importante para reducir los movimientos voluntarios, explicándole lo que va a suceder. Puede utilizarse anestesia en pacientes que no cooperan o niños, o utilizar secuencias rápidas (GRE, FSE). Los movimientos involuntarios pueden reducirse utilizando respiración sostenida, sincronización cardiaca o respiratoria, saturación (anula la señal) de la anatomía que genera el movimiento, utilizar bobinas de superficie puede reducir artefactos generados a una distancia del área de interés. Se puede rotar el artefacto 90º cambiando la dirección de codificación de fase y frecuencia. [24]

Figura XXXIII: Artefacto de movimiento.

▪ Inhomogeneidad B0: los artefactos debido a inhomogeneidades del campo magnético reciben también el nombre de artefactos de susceptibilidad magnética. Ocurren como resultado de variaciones en la fuerza del campo magnético en la interfase de sustancias con susceptibilidad magnética (propiedad que relaciona la magnetización que aparece en un objeto con el campo magnético externo aplicado) diferente. Estos artefactos se observan normalmente alrededor de los objetos ferromagnéticos que se encuentran en el cuerpo humano (diamagnético). Aparecen como perdida de señal y distorsiones en la imagen, y en ocasiones con áreas de hiperintensidad.

Este tipo de artefacto es peor cuando se utilizan TE largos y secuencias GRE, ya que no utilizan el pulso de 180º que corrige las heterogeneidades del campo magnético. Este artefacto aparece siempre en la dirección de codificación de frecuencia, y es más pronunciado en campos magnéticos altos. Puede ser eliminado utilizando técnicas de supresión de la grasa.

34


Figura XXXIV: a) IRM axial de la cabeza en un paciente con rímel en sus párpados. Los artefactosde susceptibilidad del rímel oscurecen la mitad delantera de los globos oculares. b) imagen sagital con

artefactos producidos por dentadura.

▪ Artefacto por enrollamiento (wrap around) o aliasing: es un artefacto común que ocurre cuando el FOV es más pequeño que la parte del cuerpo a ser examinada. La parte del objeto que se encuentran fuera de los bordes del FOV y que fue excitada se proyecta (superpone) en la parte opuesta de la imagen. Puede ocurrir en la dirección de codificación de fase y frecuencia.

La solución a este artefacto es ajustar el tamaño del FOV, filtrar los datos en la dirección de codificación de frecuencia, utilizar bobinas de superficie para restringir la anatomía vista por la bobina, intercambiar las direcciones de codificación de fase y frecuencia.

Figura XXXV: Ejemplo de artefacto por enrollamiento en una imagen sagital T1 del cerebro.

▪ Artefactos relacionados con los gradientes: estos artefactos surgen por problemas en el sistema de gradientes, a veces son muy parecidos a los artefactos producidos por inhomogeneidades del campo. Un gradiente que no es constante con respecto a la dirección del gradiente deformará la imagen, esto es posible si una bobina de gradiente se ha dañado. También se pueden producir por corrientes anormales que atraviesan las bobinas de gradiente.

▪Artefacto de volumen parcial: es un artefacto causado por el tamaño del voxel. Cuando una estructura pequeña se encuentra totalmente contenida dentro del espesor del corte con otro tejido de diferente intensidad de señal, entonces la señal resultante en la imagen es una combinación de estas dos intensidades. Esto puede causar que la estructura pequeña pueda desaparecer (Fig. XXXVI). Si el espesor del corte es del mismo espesor o más delgado que la estructura pequeña, sólo la intensidad de señal de esa estructura se representa en la imagen.

La solución al artefacto de volumen parcial es voxel más pequeños (cortes finos), pero hay que tener en cuenta que esto produce una pobre S/R. [25,26]

35


Figura XXXVI: Imágenes axiales T1 del cerebro obtenidas en la misma posición. La primera con un espesor de corte de 10mm y la otra con un espesor de 3mm. En la imagen de 10mm no se observa el

VIII par craneal (artefacto de volumen parcial), además tiene una resolución espacial menor.

2.7 ANGIOGRAFÍA POR RM (ARM)La RM es muy sensible a los movimientos de los núcleos de H, lo que es

aprovechada para generar imágenes que diferencian los voxels con flujo (“móviles”) en su interior de los voxels sin movimiento (“estacionarios”), sin la utilización de contraste.

La angiografía, o estudio de los vasos sanguíneos, mediante RM puede efectuarse actualmente mediante tres técnicas: tiempo de vuelo o time of flight (TOF), contraste de fase o phase contrast (PC), y técnicas con Gadolinio.

▪ Técnica TOFEsta técnica se basa en el realce de los vasos aumentando la señal de los protones

móviles de la sangre y, simultáneamente, suprimiendo la señal de los protones de los tejidos estacionarios.

La señal de los tejidos que rodean los vasos se atenúan por la aplicación de varios TR muy cortos que saturan su señal, esto no le da tiempo a que se relajen al completo. En cambio, los H de la sangre fuera del corte llegan totalmente relajados al no absorber la RF, por lo que un nuevo pulso inclinara una magnetización mayor, lo que implica una alta señal. Cuanto mayor sea el número de H que ingresan en el plano en cada TR mayor será la señal hasta poder llegar a un máximo, que es cuando todos los H son sustituidos por sangre nueva en cada TR.

Para recoger la señal es necesario obtener el eco durante el “tiempo de vuelo” de la sangre por el plano, es por eso que se deben utilizar TE cortos. [27]

El incremento de señal aparece tanto en arterias como en venas, para eliminar la señal del flujo en una dirección determinada se aplican bandas de presaturacion. Estas bandas se colocan antes de que la sangre entre al plano, y reciben un pulso de RF adecuado para que los H al ingresar al plano se encuentren en la misma situación que los tejidos estacionarios y por lo tanto no generen contraste.

La angiografía por técnica TOF puede adquirirse en forma 2D o 3D. TOF 2DEn la TOF-2D se obtiene imágenes de múltiples planos contiguos, intentando que sea

perpendicular a la dirección del vaso. La luz del vaso aparece con alta intensidad sobre el fondo oscuro. La resolución final depende del grosor elegido para cada plano, generalmente 1,5-2mm. La gran ventaja de esta técnica es que es sensible a los flujos lentos ya que la sangre tiene que recorrer poco espacio dentro del corte en el TR para generar contraste.

TOF 3DEn la TOF-3D se obtiene todo un volumen a la vez. Los datos son procesados con la

técnica MIP (maximum intensity projection) para obtener finalmente las imágenes angiográficas. Con esta técnica de un conjunto 3D se elige sobre una dirección el voxel con máxima intensidad de señal y se proyecta sobre un plano perpendicular, entonces de obtiene una imagen 2D en donde solo se representan los valores máximos

36

_________ ________ Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RMproyectados. Con proyecciones múltiples y en modo de cine se puede rotar la imagen en el espacio para elegir la proyección de mayor información diagnostica.

El principal inconveniente son los efectos de saturación, esto produce que a lo largo del volumen el vaso pierda señal. Con esta técnica es difícil valorar el flujo venoso.

La TOF 3D presenta alta resolución espacial, ya que permite cortes finos (0,7-1mm), y comparado con el método 2D presenta mayor S/R y menores tiempos de exploración.

La combinación de la mejor resolución espacial con la mejor sensibilidad a los flujos lentos se consigue con la técnica MOTSA (multiple overlapping thin slab acquisition), que se basa en la adquisición de finos volúmenes 3D secuenciales y ligeramente superpuestos. [27,28]

Los parámetros de la secuencia GRE utilizada en las técnicas TOF deber ser cuidadosamente elegidos y varían según los vasos a estudiar.

El TR tiene que ser por un lado el menor posible para que el tejido estacionario quede lo mas saturado posible, pero no tan corto como para que también afecte a la sangre circulante, por lo tanto depende de la velocidad en el sitio de imagen y del espesor del plano. Cuanto mayor es el grosor de plano mayor es la distancia a recorrer por lo que la sangre recibirá más pulsos de RF.

El ángulo de inclinación de la secuencia GRE también influye en el grado de saturación. Si el ángulo es pequeño la señal de los tejidos estacionarios no quedara muy atenuada (recuperación mas rápida), y habrá menos saturación de la sangre que podrá recorrer mayor distancia antes de perder el contraste. Por el contrario un ángulo mayor produce mayor supresión del fondo, pero satura más rápidamente la sangre. Es por esto que los ángulos en las secuencias TOF-3D son menores que en las TOF-2D.

El TE tiene que ser el menor posible para lograr la mayor señal de la sangre.Un inconveniente de la técnica TOF es que los tejidos con T1 corto aparecen con alta

señal, ya que pueden recuperarse entre cada TR. Si se trata de una placa lípidica endovascular puede aparecer intensa como el flujo y dar un falso negativo. Por esta razón en las técnicas TOF se suele anular la señal de la grasa.

▪ Técnica PCLa técnica angiográfica de contraste de fase (phase contrast o PC) es algo más

compleja, y requiere una tecnología más sofisticada.Se basa en los cambios de fase de los protones de la sangre con respecto a los de

los tejidos estacionarios a lo largo de un gradiente. Se aplican gradientes bipolares (gradiente positivo e inmediatamente un gradiente en sentido opuesto para refasar los protones). Los tejidos estacionarios no presentan una ganancia neta de la fase al compensarse el gradiente positivo con el negativo. La sangre, sin embargo, mantiene un cierto cambio de fase al moverse fuera del plano, que no se compensa con el segundo gradiente. Este desfase (φ) depende de la velocidad, y además de la forma, valor y tiempo de aplicación del gradiente.

Para una determinada velocidad, variando el valor de los gradientes, se puede aumentar el desfase, pero cuando se sobrepasa el valor de 180º se produce artefactos en la imagen conocidos como phase wrap o velocity aliasing. Dado un gradiente existe una velocidad que produciría un desfase de 180º, conocida como encoding velocity o venc. En las imágenes de fase se suele dar el valor de la velocidad máxima esperada como venc para que no se produzca artefactos. De acuerdo al valor de venc se puede seleccionar arterias o venas. Altos venc (60-80 cm/seg) se utilizan para imágenes de las arterias, mientras que valores de 20cm/seg resaltara las venas. [29]

En las técnicas PC se pueden diferenciar las adquisiciones 2D o las 3D, según la adquisición sea plano a plano o volumétrica directa.

PC 2D

37


En la técnica 2D se adquiere sobre la dirección del vaso a estudiar dos tipos de imágenes: una con un gradiente bipolar (+G,-G), que produce un desfase +φ, y una segunda imagen con un gradiente invertido (-G,+G) que produce un desfase -φ. Al sustraer las dos imágenes los estacionarios se anulan mientras que los móviles presentan una diferencia de fase de +2φ, con lo que puede producirse una imagen vascular sobre un fondo sin señal. Es dirección dependiente y sensible a las turbulencias, que producen mayor desfase intravoxel y por lo tanto pérdida de señal. Esto se puede disminuir con tamaños de voxel pequeños y bajos TE.

PC 3DEn las técnicas 3D se realiza en cada una de las tres direcciones del espacio una

doble adquisición. En cada dirección se realiza la sustracción de las dos imágenes. Los tejidos estacionarios se anulan y solo queda la señal de los protones móviles. Al igual que en TOF se utiliza la técnica MIP para generar las imágenes angiográficas. Como ventajas hay que nombrar que no tiene problemas de saturación, es independiente de la dirección, la resolución espacial es buena y presenta buena supresión del fondo. Los inconvenientes incluyen largos tiempos de exploración y es muy sensible a la perdida de señal en las turbulencias.

Al igual que en TOF las secuencias utilizadas en la angiografía por PC son las GRE.

▪ Técnica con contrasteLa angiografía RM con gadolinio se basa en el acortamiento del T1 de la sangre

cuando se inyecta una sustancia paramagnética, como un compuesto de Gd. Se utiliza la técnica 3D con secuencias GRE con TR y TE muy cortos.

La sustancia de contraste una vez inyectada en el torrente sanguíneo, pasa rápidamente al espacio intersticial y se elimina por vía renal. Su concentración en la sangre decrece rápidamente después de la inyección.

El gadolinio produce una rápida recuperación del vector de magnetización longitudinal (acortamiento del T1) de la sangre, que no se satura aún con tiempos de repetición tan cortos, mientras que los tejidos estacionarios sufren el efecto de la saturación, y la consiguiente pérdida de señal. Las técnicas de obtención pueden ser de infusión continua o de “bolus”. En el último caso los datos 3D se adquieren durante el primer paso del bolo de contraste por el territorio vascular deseado. El retraso entre el comienzo de la inyección y el comienzo de la secuencia depende del tiempo que tarda el contraste en llegar a la zona de imagen, que es función de la distancia, de las condiciones hemodinámicas y del agente de contraste. El comienzo de la secuencia es crítico para asegurar imágenes de alta calidad del sistema arterial sin contaminación del sistema venoso. Para asegurar que la obtención de la imagen empieza en el momento adecuado se puede realizar un test de prueba con una pequeña cantidad de contraste y suero salino para lograr el mismo volumen que será inyectado. Durante la inyección de prueba se toman imágenes rápidas de rastreo.

Con esta técnica los tiempos de exploración son más cortos que en las técnicas anteriores, del orden de segundos, pudiendo efectuarse con respiración mantenida. [30]

2.8 ESPECTROSCOPIA POR RMLa espectroscopia por resonancia magnética (ERM) es una técnica de diagnostico no

invasiva que ofrece información bioquímica, metabólica y funcional de los tejidos.La ERM se inicia tras el descubrimiento del fenómeno de la RM, los distintos equipos

de investigación estudiaron las variaciones de las frecuencias de resonancia de acuerdo al tipo de núcleo (hidrogeno-1, fósforo-31, carbono-13, etc.) y, para un mismo núcleo, las diferencias en función de la molécula en que estaba integrado.

38


Los dos núcleos de mayor importancia son H-1 y P-31. La espectroscopia del hidrogeno es principalmente utilizada para el estudio del sistema nervioso central (SNC), la ERM del fósforo-31 detecta compuestos implicados en el metabolismo energético y se aplica principalmente a hígado, tejido muscular y corazón.

Las imágenes por RM y ERM son básicamente la misma técnica que se diferencian en la forma en que se procesan y presentan los datos.

ASPECTOS BIOFÍSICOSLas bases físicas de la IRM y ERM son las mismas. La principal diferencia es que la

frecuencia en IRM se utiliza para la codificación espacial, mientras que en ERM codifica al grupo químico que origina la señal.

Frecuencia de resonancia Como la IRM, la ERM se basa en la propiedad que presentan ciertos núcleos

atómicos de absorber selectivamente energía de radiofrecuencia cuando se colocan bajo un campo magnético (resonancia). Este exceso energético es liberado por los núcleos mediante el proceso de relajación nuclear. La frecuencia de relajación es directamente proporcional al valor del campo magnético (Bef) que percibe el núcleo.

El campo magnético efectivo (Bef) es la suma del campo magnético principal (B0) y de una pequeña variación que se produce debido al entorno bioquimico en que se encuentra el núcleo (Bbioq). Si el entorno electrónico del núcleo varia la frecuencia de relajación variara también, entonces el núcleo emitirá frecuencias distintas según los radicales de los que forme parte.

Desplazamiento químicoDebido a que las frecuencias dependen del valor del campo magnético se presenta

un inconveniente al querer comparar espectros obtenidos en campos magnéticos diferentes. Para eliminar esta dependencia, se definen las posiciones de las distintas resonancias mediante una escala relativa de valores respecto a un valor de referencia, denominado desplazamiento químico (δ). Si fr es la frecuencia de resonancia que se toma como referencia, cualquier otra frecuencia (fA) puede expresarse mediante su desplazamiento químico (δA), definido por la expresión:

δA = (fA – fr) 106

fr

Donde δ es un valor adimensional y muy pequeño, por lo que para trabajar con un número manejable se indica multiplicado por 106 y se expresa en partes por millón o ppm.

La escala de desplazamiento químico establece una relación entre la posición y el radical que permite la identificación de los diferentes compuestos en la muestra analizada independientemente del valor del campo magnético en que se ha obtenido el espectro.

Análisis de un espectroDespués de enviar una secuencia de pulsos de RF, la relajación nuclear induce una

corriente eléctrica en la antena receptora. Esta señal constituye la FID, que esta compuesta por las sinusoides originadas por los diferentes componentes de la muestra. Si se hace un análisis de la FID mediante la trasformada de Fourier se obtiene la representación de la intensidad de la señal emitida por un núcleo en función de la frecuencia de resonancia de dicho núcleo que constituye el espectro de RM.

Del análisis del espectro se puede obtener la información deseada, estudiando lo siguiente:

1) la posición de la resonancia permite identificar el compuesto que origina la señal.2) El área bajo cada resonancia es proporcional al número de núcleos que

contribuyen a la señal, por lo tanto se puede calcular la concentración de los metabolitos presentes. La forma mas usual es utilizar valores relativos mediante los

39

_________ ________ Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RMcocientes de las áreas de las diversas resonancias, o porcentajes respecto a la suma de todas las áreas presentes.

3) el ancho de banda de la frecuencia a mitad de altura es inversamente proporcional al T2. Cuanto mayor es el valor de T2 mas sincrónica es la relajación de los núcleos lo cual implica que se relajes a frecuencias similares y, en consecuencia, la resonancia es mas estrecha. [31]

TECNICA Y OBTENCION DE LOS ESPECTROSPara la ERM se utilizan los mismos instrumentos que para la IRM: imán, sintetizador

de radio frecuencia, amplificador, receptor de radio frecuencia y ordenador. En la ERM la homogeneidad del campo debe ser superior a la que se requiere en la IRM para no perder información de la desviación química, por lo tanto se requiere de un equipo de campo alto. También es necesario un software para visualizar los espectros, calcular la frecuencia de la desviación química y medir el área de los picos

El proceso para obtener un espectro se puede dividir en tres fases: posicionamiento de la bobina en la región en la cual se quieren obtener los espectros, homogenización del campo magnético en la zona de interés y finalmente, obtención del espectro.

Posicionamiento de la bobinaLa selección de la bobina depende de la región a estudiar, la cual tiene que estar

ubicada correctamente dentro del volumen de observación de la bobina, para asegurar esto se obtienen una serie de imágenes rápidas. Estas imágenes servirán también para la localización del voxel de interés.

Homogenización del campo magnético. Los tejidos y los órganos de diferentes personas presentan diferente susceptibilidad

magnética que causa cambios en la intensidad del campo magnético. Cuando estos cambios se producen dentro del volumen a estudiar, un núcleo en una determinada célula presenta gran variación en sus frecuencias de resonancia, y esto produce espectros de baja resolución con picos muy anchos y de menor intensidad. Este problema se soluciona colocando la bobina en el centro del imán o muy cerca de el, para así obtener la mayor homogeneidad del campo magnético.

Para eliminar este problema los equipos ya vienen equipados con un conjunto de bobinas que generan gradientes de campo magnético, la corriente que circula por estas bobinas sé varia de manera que se compensen estas in homogeneidades del campo principal. Esto se puede hacer para toda la región sensible de la bobina, o en forma localizada para el voxel del que se quiere obtener el espectro.

Este proceso se realiza siempre con el núcleo de hidrógeno ya que la gran intensidad de la señal del agua permite ser observada en menor tiempo. Se registran sucesivos espectros de protón mientras se varía la corriente que circula por la bobina y se observan las variaciones en la señal del agua hasta que la anchura de la resonancia sea mínima y la intensidad máxima. Conseguir una buena homogeneidad del campo magnético es un paso clave para obtener un espectro del que se pueda obtener la información deseada.

Obtención del espectro Para diseñar un protocolo de ERM se debe tener en cuenta una serie de factores. La

correcta selección del núcleo de observación es básica ya que la sensibilidad magnética y la abundancia natural entre otros factores, determinaran la posibilidad de detectar el metabolito de interés.

Un paso básico en la espectroscopia es la localización de la región de interés en las tres dimensiones del espacio, produciendo el volumen de interés (VOI).

La espectroscopia puede realizarse utilizando dos métodos: espectroscopia de voxel único (single voxel spectroscopy o SVS) o imagen de desplazamiento químico (chemical-shift imaging o CSI). La técnica SVS es la más fácil y rápida para obtener

40

_________ ________ Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RMinformación metabólica. El tamaño del voxel se decidirá en función del núcleo de observación, de la concentración de los metabolitos que se deseen detectar y del tamaño de la zona patológica. Las dimensiones de los voxel (volúmenes) son variables, desde 1x1x1 cm (1cm3) a 3x3x3 cm (27cm3). A medida que se utilizan volúmenes más pequeños, la relación señal / ruido disminuye y es necesario obtener un promedio de señales más grande para alcanzar un espectro de adecuada calidad.

Single volume spectroscopy (SVS) En el caso de patologías donde el campo especial es muy reducido a pocos VOI’s,

SVS puede ser de gran ventaja. Las secuencias utilizadas para la obtención de los espectros son: spin eco (SE) y eco

estimulado (STEAM o simulated-echo acquisition method). ▪ SE: en esta secuencia se aplica un pulso de 90º seguido por dos pulsos de 180º. El

primer pulso excita la magnetización de un plano, el segundo se aplica a un plano perpendicular al anterior y el tercer pulso perpendicular a los dos anteriores. Se obtiene una señal de eco que proviene solamente del volumen que fue excitado por los tres pulsos.

▪ STEAM: esta es una secuencia muy parecida a la anterior, la diferencia es que los tres pulsos de excitación son de 90º, y permite utilizar TE mas cortos.

Presenta la desventaja de una menor S/R. Hay que tener en cuenta que cualquiera sea la secuencia utilizada, los espectros

obtenidos con TE largos muestran menos señales, ya que metabolitos con T2 cortos se desfasan muy rápido y pueden perderse durante el TE.

Chemical shift imaging (CSI) Esta técnica también se denomina espectroscopia de multivolumen o multivoxel. El

método consiste en adquirir múltiples localizaciones espectrales simultáneamente en una sola medición.

La localización de los volúmenes es igual que para la técnica SVS, con la diferencia de que se aplica gradientes de codificación de fase en dos o tres direcciones. Como esta técnica permite explorar grandes volúmenes divididos en pequeños voxels, requiere de un mayor tiempo de adquisición y post procesado, pero con la utilización de secuencias EPI la obtención puede ser más rápida.

Las ventajas de este método es la producción de información tanto del área patológica como normal. La composición química de cada voxel se representa por un espectro, o como una imagen en la cual la intensidad de la señal depende de la concentración de un metabolito particular. [32]

2.9 TÉCNICAS DE DIFUSIÓN Y PERFUSIÓN Estas técnicas, al igual que la ERM, ofrecen información funcional del tejido

estudiado.TÉCNICAS DE DIFUSIÓN

La difusión molecular se refiere al movimiento de traslación que presentan las moléculas como resultado de la agitación térmica. La IRM permite estudiar la difusión molécula “in vivo” a partir de los movimientos moleculares de traslación del agua libre.

Esta técnica se aplica principalmente al estudio de las patologías del SNC, como el accidente cerebrovascular agudo y las patologías desmielizantes.

Difusión libreLas moléculas de agua libre están en continuo movimiento, por lo que cambian de

orientación y posición en una forma totalmente al azar. Debido a la difusión libre, luego de un cierto tiempo t, las moléculas de agua agrupada en un punto se expanden y el espacio alcanzado puede cuantificarse mediante el radio (r) de la distribución. El cálculo de r se determina estadísticamente y mediante la ley básica de la difusión:

41

90º 180º

G G δ

δ

Δ


r2 = 2Dt

Donde D es el coeficiente de difusión que depende del medio y caracteriza la movilidad de las moléculas. Se expresa en cm2/s.

La señal de RM es sensible a estos desplazamientos del agua libre. Después de un pulso de 90º los protones se desfasan debido a las diferencias de campos magnéticos que perciben. Esto se debe a las interacciones spin-spin, que produce mayor asincronismo en la relajación, y al movimiento de traslación por el cual los protones difunden hacia regiones donde cambia el campo magnético.

Si se aplica sobre un voxel la secuencia SE se obtiene una señal denominada S 0. Si se repite la secuencia activando un gradiente en una dirección determinada, los núcleos que se mueven en esa dirección van a presentar un mayor desfase y por lo tanto la señal S será menor. Estas dos señales se relacionan por la siguiente ecuación:

S = S0 . e (-b.D)

Donde D es el coeficiente de difusión, y b se denomina factor de difusión que depende de los gradientes utilizados (amplitud, duración e intervalo entre gradientes).

El método para obtener imágenes sensibles a la difusión consiste en una secuencia basada en la SE a la que se le agrega dos pulsos de gradientes que actúan como gradientes bipolares por lo que no se produce efectos sobre la fase de los núcleos estacionarios. Estos pulsos de gradiente se colocan en forma simétrica alrededor del pulso de 180º, separados por un intervalo de tiempo Δ (Fig. XXXVII). El TE debe ser largo para poder aplicar los gradientes, por lo que se potenciara en T2.

Figura XXXVII: Diagrama de la secuencia para las imágenes de difusión. La potenciación de la difusión es función de la duración del gradiente (δ), la amplitud (G) y del intervalo entre los gradientes

(Δ).

Esta secuencia es sensible a la difusión solo en la dirección que se aplica el gradiente. Cuanto mayor sea b mayor será la potenciación en difusión, si b es pequeño el contraste en dominado por T2 (contaminación T2 o T2 shine-through). [33]

La ecuación de la difusión considera la difusión libre (isotropica), pero en los tejidos biológicos el movimiento del agua libre esta restringida por la presencia de membranas naturales, como las membranas celulares (difusión anisotropica). Por esta razón en los medios biológicos se debe hablar del coeficiente aparente de difusión (apparent diffusion coefficient: ADC). En consecuencia la atenuación de la señal se expresa como:

S = S0 . e (-b . ADC)

Imágenes potenciadas en difusiónLas secuencias sensibles a la difusión también son sensibles a otros movimientos,

como el sanguíneo que puede minimizarse con sincronismo cardiaco. Los movimientos microscópicos en el sentido del gradiente implican variaciones de fase que afectan las líneas del espacio k apareciendo artefactos en la imagen. Para evitarlos en parte se

42

_________ ________ Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RMpueden utilizar secuencias ultrarrápidas como la single shot EPI, donde se codifican todas las líneas del espacio k tras una única excitación por lo que el movimiento afectara a todas las líneas por igual.

Se pueden obtener los siguientes tipos de imágenes potenciadas en difusión:▪ Imágenes anisotropicas: son imágenes potenciadas en difusión sobre un eje. Por

ejemplo eje z, donde se activan los gradientes el la dirección del eje z. La señal obtenida de cada voxel es la obtenida por la secuencia T2 disminuida en un factor que depende de la difusión en la dirección del gradiente z. De esta forma se obtiene la Diffusion Weighted Image o DWIZ.

Se pueden obtener las tres DWI (DWIX, DWIY, DWIZ) activando los tres gradientes en las tres direcciones del espacio con el mismo valor de b.

▪ Imágenes isotrópicas o simplemente DWI: la imagen obtenida activando un determinado gradiente produce información relativa al ADC relacionada con la dirección. Para obtener una imagen que sea independiente de la orientación y que únicamente este relacionada con el ADC, se puede realizar para cada píxel el calculo de la media geométrica o aritmética de los valores obtenidos en las tres imágenes obtenidas con los tres gradientes.

En este tipo de imágenes, al igual que el anterior, las zonas con mayor intensidad (hiperintenso) corresponden a zonas donde la difusión esta restringida por lo que se tiene una menor atenuación, mientras que las zonas con gran difusión aparecen con poca señal (hipointenso).

▪ Mapas de ADC: como las imágenes se obtienen con TE largos, pueden presentar el artefacto de la contaminación de T2, sobre todo si el valor de b es bajo. Para solucionar este problema y obtener solo información de la difusión se pueden obtener los mapas de ADC realizando cálculos píxel a píxel mediante dos imágenes isoptrópicas obtenidas con valores de b diferentes.

Si se aplican dos valores de b, b1 y b2 se obtienen:S1 = S0 e (-b1. ADC)

S2 = S0 e (-b2.ADC)

De estas dos ecuaciones se puede calcular el valor de ADC para cada píxel:S1/S2 = e (b2-b1) ADC

ADC = (ln S1 – ln S2) / (b2-b1)Las zonas de difusión restringida presentan valores bajos de ADC por lo tanto

aparecen hipointensos en los mapas de ADC, mientras que los valores altos aparecen hiperintenso.

TÉCNICAS DE PERFUSIÓN La perfusión sanguínea representa el aporte de sangre a un tejido, lo que asegura el

aporte de oxígeno y nutrientes a las células. Para esto la sangre arterial entra en la red de capilares y tanto el oxigeno y los nutrientes son transportados activa o pasivamente a través de las paredes de los capilares para ser utilizados por las células. La perfusión en RM considera los aspectos hemodinámicos y no el intercambio entre la sangre y el tejido.

Los estudios de perfusión son principalmente utilizados para el estudio de las patologías cerebrales, por lo que de aquí en más se considera la perfusión cerebral.

La forma de estudiar la perfusión de un tejido es mediante el seguimiento en el primer paso de un elemento de contraste que no difunde por las paredes de los vasos.

El paso del contraste paramagnético produce cambios locales tanto en la relajación como en la susceptibilidad magnética. Se produce un decrecimiento de los valores T1 y T2 de los núcleos de H en el área de influencia del contraste, produciéndose una perdida de señal en las imágenes T2. Este decrecimiento esta relacionado con la cantidad de contraste, que a su vez esta relacionado con la cantidad de sangre que

43

Señal

tt0 MTT

TTP

_________ ________ Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RMpasa a través del tejido. Para seguir el paso del agente de contraste se adquieren imágenes secuenciales sobre el mismo plano al paso del contraste. La secuencia utilizada debe tener una resolución temporal del orden o inferior al segundo para detectar los cambios durante el primer paso del contraste. Para obtener imágenes potenciadas en perfusión se utiliza la secuencia EPI potenciada en T2.

La variación de señal durante el paso de contraste constituye la curva dinámica de susceptibilidad que tiene la forma que se muestra en la figura XXXVIII.

Figura XXXVIII: Curva dinámica de susceptibilidad.

De la curva de susceptibilidad se puede determinar:Tiempo de llegada (t0): es el tiempo entre el momento de inyectar el contraste hasta

que se detecta su llegada al voxel.Caída máxima de señal (Maximal Signal Drop: MSD): corresponde al mínimo valor

de señal.Tiempo al pico (Time to Peak: TTP): es el tiempo transcurrido desde que se inyecta

el contraste hasta que se detecta el mínimo de señal.Volumen sanguíneo cerebral relativo (Relative Cerebral Blood Volumen: rCBV): es definido como el volumen total de sangre dado en una región del cerebro en unidades de mililitros de sangre por 100 gramos de tejido (ml/100gramos). Se puede calcular de la integración de la curva de susceptibilidad.Flujo sanguíneo cerebral relativo (Relative Cerebral Blood Flow: rCBF): es definido como el volumen de sangre que se mueve a través de la región parenquimatosa en la unidad de tiempo, lo que representa el flujo capilar en el tejido. Las unidades en que se expresan el CBF son mililitros de sangre por 100 gramos de tejido por minuto (ml/100gramos/min).

Tiempo de transito medio (Mean Transit Time: MTT): representa el tiempo necesario para que una partícula o molécula del contraste pase a través del tejido. Su valor se puede aproximar midiendo el ancho a la mitad de altura.

Las imágenes potenciadas en perfusión se presentan como mapas de rCBV, rCBF o MTT. Estos valores son calculados con un software especial.

44

SECCIÓN III: APLICACIÓN DE LA TC Y RM EN EL ACCIDENTE CEREBROVASCULAR

3.1. ACCIDENTE CEREBROVASCULAR: DEFINICIÓN Y TIPOSEl cerebro requiere casi un 20% de la circulación de la sangre para cubrir sus

necesidades, y no dispone de reservas energéticas. Es por esto que las células del cerebro necesitan un aporte constante de oxígeno y nutrientes para mantenerse sanas y funcionar correctamente, siendo por lo tanto muy sensible ante la falta de flujo sanguíneo.

La sangre llega al cerebro a través de dos sistemas arteriales importantes: las arterias carótidas, que suben por la parte anterior del cuello, y la arteria basilar que se forma en la base del cráneo a partir de las arterias vertebrales, las cuales recorren la columna vertebral y llegan por la parte posterior del cuello. Ambos sistemas arteriales, el carotideo y el vertebro basilar se unen formando el polígono de Willis, constituido por las arterias comunicantes posteriores, la arteria comunicante anterior y las porciones proximales de las arterias cerebrales anteriores, medias y posteriores.

Cuando se produce un trastorno de la circulación cerebral esto da lugar al accidente cerebrovascular (ACV) o ictus. Cuando los vasos sanguíneos se lesionan por una u otra causa y no llega la sangre adecuadamente provocan la disminución o anulación de la función cerebral de la zona afectada (isquemia), si esto se mantiene en el tiempo las células cerebrales del área involucrada se mueren (se infartan) y causan una lesión permanente en dicha área. El cerebro cuenta con mecanismos de seguridad, existen muchas conexiones pequeñas entre las distintas arterias del cerebro y si el riego sanguíneo se disminuye de forma gradual, estas conexiones pequeñas aumentan de tamaño y sirven de derivación para el área obstruida (a esto se lo denomina circulación colateral). [34]

El ACV puede clasificarse según el tipo de lesión que sufre el vaso en isquémico, cuando se obstruye una arteria, impidiendo el paso de sangre hacia el cerebro; o hemorrágico, cuando se produce la ruptura de un vaso cerebral.

ACV ISQUÉMICOLa mayoría de los ACV son isquémicos (aproximadamente el 80%). El foco

isquémico contiene dos regiones: una región central, donde la reducción del flujo sanguíneo es mayor, y una región periférica de “penumbra”. La estabilidad de la región de penumbra depende de la circulación colateral y puede recuperarse o acabar necrosándose. Cuanto mayor sea el grado de isquemia y su duración más irreversible será la lesión.

Como respuesta a la muerte celular se produce un aumento del contenido de agua en las células (edema citotóxico), esto comienza casi inmediatamente. El edema ocupa un espacio desplazando las estructuras normales (efecto de masa). El edema citotóxico produce muy poco efecto de masa. Cuando se produce una alteración en los capilares el agua sale al espacio perivascular (edema vasogénico). El edema vasogénico se desarrolla seis horas después y produce un efecto de masa mayor. Sin embargo, el efecto de masa de un infarto suele ser relativamente escaso respecto al tamaño del área afectada, esto es un signo muy importante de diagnostico radiológico diferencial con otros procesos patológicos. El efecto de masa del edema puede comprimir los capilares y propagar la isquemia.

La isquemia cerebral puede ser de dos tipos, dependiendo del tiempo que dure la interrupción del aporte sanguíneo: infarto cerebral y ataque isquémico transitorio (AIT). Cuando se habla de un ataque isquémico transitorio se refiere a un episodio agudo, es

decir que aparece rápidamente " sin aviso", como un "ataque" y posteriormente desaparece por completo.

Infarto cerebral se produce cuando la falta de irrigación es lo suficientemente prolongada en el tiempo para producir la muerte de las neuronas. Convencionalmente se considera como tal cuando las manifestaciones en el enfermo tienen una duración superior a 24 horas.

Existen diversos tipos de infarto cerebral según sea su mecanismo de producción, su causa, o su localización. Pero principalmente se distingue:

▪ ACV trombótico: es el tipo más común, y se produce cuando el material que ocluye el vaso se forma en él. La causa fundamental de los ACV trombóticos es la arteriosclerosis, la cual se produce por la acumulación de lípidos en la pared interna de los vasos. Esto hace que la sangre circule más lenta y dificultosamente, lo que facilita la formación de coágulos de sangre en la pared arterial (trombo). El trombo crece y termina por ocluir aun más la arteria lo que provoca un déficit neurológico que aparece en cuestión de horas o días. La sintomatología aparece habitualmente cuando la presión arterial del paciente es relativamente baja, a primeras horas de la mañana o durante el reposo.

▪ ACV embólico: se produce por un émbolo (pequeño coágulo desprendido), que procedente de una zona distante (generalmente desde el corazón o el cuello) llega a través del torrente sanguíneo a una arteria cerebral. Cuando el émbolo llega a una arteria cerebral demasiado estrecha como para que pueda pasar, queda detenido allí y obstruye el paso de sangre a una parte del cerebro. Una causa importante de los ACV embólicos son los émbolos procedentes del corazón, lo que puede suceder en ciertas enfermedades cardiacas, como las arritmias (siendo la fibrilación auricular la mas frecuente) y las enfermedades valvulares. El ACV embólico produce un déficit brusco (en cuestión de segundos o minutos) y habitualmente aparece durante el día cuando la persona está activa.

▪ Infarto lacunar: son infartos de pequeño tamaño secundarios a la afectación de pequeñas arterias perforantes (las que llevan la sangre a zonas profundas del cerebro). Suelen ser múltiples y situarse en los ganglios basales, tálamo, cápsula interna, tronco encefálico y sustancia blanca periventricular.

Muchos infartos sufren transformaciones hemorrágicas. La embolia de una arteria cerebral es la lesión inicial en la mayoría de los casos. Un émbolo se aloja inicialmente en un vaso y produce una lesión isquémica del parénquima cerebral y el endotelio vascular. Cuando los émbolos se lisan y se restablece la circulación en el área isquemica, el endotelio dañado permite la extravasación de la sangre en el parénquima previamente isquémico o infartado. [35]

ACV HEMORRAGICOLos ACV hemorrágicos ocurren con menor frecuencia que los isquémicos,

representan alrededor del 20% de todos los ictus. Se define como una extravasación de sangre en el cerebro o alrededor de él, debido a la ruptura de un vaso sanguíneo, arterial o venoso. Al producirse la ruptura de un vaso la circulación queda interrumpida y la sangre extravasada comprime (efecto de masa) el tejido cerebral normal impidiendo que se oxigene adecuadamente y si la cantidad es suficiente puede comprimir estructuras vitales del tronco encefálico.

La mayoría de los ACV hemorrágicos se relaciona con la hipertensión arterial. Las malformaciones arteriovenosas (conexión anormal entre arterias y venas) y aneurismas (dilatación de la pared arterial) poseen paredes frágiles que pueden romperse en ciertas condiciones hemodinámicas provocando un sangrado.

Los ACV hemorrágicos pueden ser de dos tipos de acuerdo a su localización:

▪ Hemorragia cerebral: se produce dentro del cerebro y dependiendo de la ubicación del sangrado, puede ser parenquimatosa o ventricular. Suelen ser principalmente resultado de una hipertensión que ejerce presión excesiva en las paredes arteriales dañadas ya por la aterosclerosis.

▪ Hemorragia subaracnoidea: esta hemorragia se produce por rotura de arterias con paso de sangre al espacio subaracnoideo, este espacio comprendido entre la aracnoides y la piamadre (capas meníngeas) esta ocupado por líquido cefalorraquídeo; en la mayoría de los casos es secundaria a la rotura de un aneurisma cerebral. [36]

Los efectos de un accidente cerebrovascular pueden ser leves o graves, transitorios o permanentes. Algunos pacientes se restablecen completamente en cuestión de días, mientras que otros nunca se restablecen. La gravedad de un accidente cerebrovascular depende de:

▪ la región del cerebro que haya sido afectada, ▪ la extensión del daño en las células cerebrales, ▪ la rapidez con la que el organismo logra restablecer el flujo sanguíneo a las partes lesionadas del cerebro, ▪ la rapidez con la que las zonas intactas del cerebro logran compensar o asumir las funciones que antes eran realizadas por la zona lesionada.

Tabla I: Clasificación de la enfermedad cerebrovascular según su naturaleza.

3.2 TC: ENCÉFALO Para el estudio del encéfalo en pacientes que presentan déficit neurológico súbito se

utiliza la TC como prueba inicial, ya que es una técnica altamente disponible en la

actualidad. Puede ser utilizada en personas con implantes ferromagnéticos (marcapasos, prótesis). Es un examen muy rápido que solo requiere de algunos minutos para su realización, y es útil en pacientes críticos que necesitan observación directa y de equipos de soporte vital dentro de la sala de estudio. Con respecto a la TC helicoidal, sus principales ventajas son la mayor rapidez y el poder evitar los artefactos provocados por el movimiento.

La TC emite radiación, esto establece una contraindicación relativa durante el embarazo, aunque en caso necesario, se deberá utilizar un delantal de plomo, para disminuir los efectos de la radiación sobre el feto.

En pacientes con sospecha de ACV agudo no esta indicada la utilización de medios de contraste en la valoración inicial. La administración intravenosa de medio de contraste yodado permite visualizar en la TC los principales vasos sanguíneos, así como las alteraciones de la barrera hematoencefálica y se utiliza para descartar alguna lesión poco definida en la TC simple (malformaciones vasculares, tumores, abscesos, imágenes quísticas). [37]

3.2.1 PREPARACIÓN DEL PACIENTEPara la realización de la TC cerebral el paciente no requiere de una preparación

especial, pero de debe tener en cuenta lo siguiente: Se deben retirar todos los objetos metálicos que pueda tener el paciente en el área

que será estudiada para no afectar la imagen, como joyas, anteojos, hebillas, etc. La preparación psicológica del paciente es importante para reducir su ansiedad y

que de esta manera colabore durante el examen, es por esto que se le debe explicar brevemente y de manera clara el procedimiento. Muchos pacientes sienten alivio cuando saben que pueden comunicarse con los técnicos a través del intercomunicador y que el estudio puede interrumpirse o finalizarse ante cualquier problema inesperado.

Hay que tener presente que las personas con problemas neurológicos pueden presentarse alterados y poco colaboradores, por lo que se deben utilizar dispositivos de fijación para reducir los movimientos.

3.2.2 POSICIONAMIENTOLa posición del paciente en la mesa de exploración o camilla se realizara de la

siguiente manera: Acostado boca arriba (decúbito supino). La cabeza se ubica en un soporte de manera que no se encuentre rotada (plano

medio sagital perpendicular a la camilla). Para asegurar que no se produzcan movimientos durante la exploración se puede

utilizar elementos de fijación (como cintas) para la cabeza y los brazos. Brazos a lo largo del cuerpo.

Figura XXXIX: Ubicación del paciente para la exploración de TC craneal.

3.2.3 PARÁMETROS DEL ESTUDIOUna vez que el paciente esta ubicado se obtiene un escanograma (Fig. XL), una

radiografía digital por barrido lineal que será utilizada para planificar los cortes que se van a realizar y el ángulo de los planos.

Figura XL: En el escanograma se planifican los cortes.

Los cortes se realizan desde la base del cráneo hasta el vértex cubriendo todo el encéfalo. La anulación de los cortes se realiza de acuerdo a la línea orbitomeatal (Fig. XLI); esta línea une el lado externo de la orbita con el conducto auditivo externo, y forma un ángulo de 15º con el plano horizontal.

El grosor de corte determina el volumen del voxel o lo que es lo mismo el ancho del corte, y el intervalo la distancia entre un corte y otro. Generalmente en la TC cerebral se utilizan cortes de 4mm de espesor y 4mm de intervalo desde la base del cráneo hasta finalizar peñascos (fosa posterior) y desde peñascos hasta el vértex cortes de 10mm cada 10mm, por lo que no quedan regiones sin explorar. En la región de la fosa posterior se utilizan cortes más finos para mejorar la resolución y reducir al máximo los artefactos por endurecimiento del haz que provocan los huesos temporales.

Figura XLI: El centrado se realiza paralelamente a la línea orbitomeatal. En esta imagen seobserva la posición correcta de la cabeza del paciente.

El campo de visión o FOV determina el diámetro del corte y depende de la zona de estudio, para TC de cerebro se suele utilizar FOV de 25cm.

El Kv y mA corresponden a las características del disparo, como en cualquier aparato convencional de rayos X; los equipos ya tienen establecidas estos valores de forma protocolizada para cada tipo de exploración, aunque se pueden variar manualmente. El valor del Kv suele ser fijo.

Una vez obtenidas las imágenes, estas se visualizan con ventana de partes blandas. En la siguiente tabla se resume los parámetros de la TC cerebral:

3.2.4 IMAGEN NORMAL DE TCEn la exploración por TC del encéfalo se obtienen cortes axiales. El estudio comienza

en la base del cráneo y continua en dirección ascendente, y debido a que las imágenes se orientan como si los cortes se vieran desde abajo, todas las estructuras aparecen con inversión derecha/izquierda.

La TC recoge imágenes en tonalidades de grises, que representan las diferentes densidades tisulares de la anatomía estudiada. Las densidades se miden en Unidades Hounsfield, y por convención el agua posee densidad cero.

En el siguiente cuadro se presentan las densidades de los distintos tejidos en forma decreciente.

Tabla II: Protocolo TC cerebralInicio de los cortes Base del cráneoFinal de los cortes Vértex del cráneo

Inclinación del gantry Paralelo a la línea orbitomeatal

Espesor de corte 4 mm Fosa posterior10 mm Región supratentorial

Intervalo 4 mm Fosa posterior10 mm Región supratentorial

FOV 25 cm.mA 70Kv 120

Ventana de visualización

Nivel de ventana: +35-50 UHAncho de ventana: 70-100 UH

A continuación se presentan una serie de imágenes normales en donde se puede observar la densidad de las distintas estructuras.

Figura XLII: Imágenes axiales normales obtenidas sobre distintos planos.

En las imágenes anteriores pueden observarse la hiperdensidad del hueso y de las calcificaciones normales de la glándula pineal y de los plexos coroideos. La sustancia gris y blanca son isodensos, y aparecen en gris oscuro la sustancia blanca, y gris claro la sustancia gris.

El los primeros cortes el tronco se ve oscurecido por artefactos provenientes de los peñascos.

En las siguientes imágenes se observan los ventrículos laterales con LCR hipodenso, el cual también ocupa el espacio subaracnoideo (ESA). Se debe comprobar que los ventrículos laterales sean simétricos y que no haya desviación de la línea media. Hay

Tabla III: Densidades en UH para distintos tejidos

Tejidos Densidades DenominaciónHueso o calcio > 250 UH Hiperdenso (blanco)

Sangre coagulada

Alrededor de 70 UH Hiperdenso

Sustancia gris 36-46 UH Isodenso (gris claro)Sustancia

blanca 22-32 UH Isodenso (gris oscuro)Agua 0 UH HipodensoGrasa -100 UH Hipodenso

Aire -1000 UH Hipodenso (negro)

que tener en cuenta que si la cabeza presenta pequeñas inclinaciones esto puede provocar imágenes marcadamente asimétricas de un sistema ventricular totalmente normal.

También hay que observar que los surcos no estén borrados, lo que puede indicar edema cerebral. Un factor importante al evaluar el ESA es la edad del paciente. Se debe distinguir un buen contraste del limite entre la sustancia gris y blanca

Luego de evaluar las imágenes en ventana de partes blandas se debe realizar una inspección detallada de la ventana ósea, la cual no siempre se fotografía, para no pasar por alto algún hallazgo patológico.

3.2.5 APLICACIÓN CLÍNICA EN EL ACCIDENTE CEREBROVASCULAR

La TC cerebral esta indicada como el primer examen que debe realizarse ante la sospecha de ACV para descartar la presencia de hemorragia debido a su alta sensibilidad.

La hemorragia intracraneal produce una imagen hiperdensa desde el inicio del proceso. Esta hemorragia puede aparecer en el espacio subaracnoideo, parenquimatoso o intraventricular.

La TC diagnostica prácticamente el 100% de las hemorragias intracerebrales (HIC). Las características tomográficas de las HIC varían según el tiempo de evolución.

En el estado hiperagudo (hasta 4 horas del inicio), la sangre extravasada aun no se ha coagulado, y produce una colección irregular hiperdensa intracerebral.

En el estado agudo (5 a 72 horas del inicio), la sangre se hace mas densa como resultado de la formación del coagulo y de la pedida de suero, lo que produce una concentración de hemoglobina que da como resultado una imagen mas hiperdensa. Se produce un halo hipodenso alrededor del hematoma debido a edema (Fig. XLIII). La TC demuestra el efecto de masa debido al coagulo y al edema, que incluye borramiento de los surcos, desviación ventricular, desplazamiento de la línea media. También demuestra la eventual presencia de hidrocefalia o de invasión sanguínea al sistema ventricular (Fig. XLIV).

En el estado subagudo (4 días a 3 semanas), la densidad del hematoma comienza a decaer debido a la degradación de la hemoglobina, desde el exterior al centro, por lo que se produce un aumento de la zona periférica hipodensa. El efecto de masa va desapareciendo gradualmente.

Con el tiempo (estado crónico) aumenta el contenido de agua en el tejido patológico y se forma una cavidad residual (encefalomalacia) que se caracteriza por una hipodensidad con respecto al tejido cerebral sano y sin efecto de masa. En la TC el aspecto de las pequeñas hemorragias profundas y subcorticales son iguales a la de los infartos lacunares. [38]

A Bb

A B C

Figura XLIII: Imágenes de HIC en tres pacientes distintos. a) TC de un hematoma parenquimatoso a nivel del núcleo lenticular derecho que produce compresión ventricular por efecto de masa (flecha). b) y

c) hematoma parenquimatoso hiperdenso rodeado de edema que produce una imagen hipodensa.

Figura XLIV: TC axial de dos pacientes distintos que demuestran la extensión de lahemorragia al sistema ventricular.

La TC también tiene alta sensibilidad para detectar hemorragia aguda en el espacio subaracnoideo (ESA), aunque puede ser negativa cuando la hemorragia es pequeña [39]. En ausencia de trauma, la causa mas común de hemorragia subaracnoidea (HSA) es la rotura de aneurismas. En TC, aparece la ocupación del ESA (cisternas, cisura de Silvio, interhemisferica, etc.) por una imagen hiperdensa. La hemorragia subaracnoidea puede tener asociado hemorragia intraventricular e hidrocefalia.

Figura XLV: HSA en dos pacientes distintos. a) imagen hiperdensa en las cisuras y cisternas. b) imagen hiperdensa en ESA (flecha cortas) en un paciente con hemorragia de la arteria

cerebral media izquierda. Note el aneurisma de la arteria (flechas largas).

Las lesiones isquémicas producen edema y necrosis, por lo que tomográficamente son proporcionalmente hipodensas a la edad de la misma.

En el infarto agudo, de menos de 24 horas de evolución, un estudio tomográfico puede no visualizar una lesión. La TC tiene poca sensibilidad para detectar infartos dentro de las primeras horas de evolución, y más aun los infartos lacunares. También hay que tener en cuenta que las estructuras de la fosa posterior se visualizan con dificultad, lo que impide la localización de zonas de isquemia.

El edema citotóxico que ocurre en el infarto cerebral agudo produce la pérdida de diferenciación entre las estructuras, lo que se conoce como signos tempranos de infarto cerebral, estos son:

a) Pérdida de diferenciación entre la sustancia gris y la blanca.b) Borramiento de la sustancia gris de la ínsula y del claustrum.c) Oscurecimiento o pérdida de definición del núcleo lenticular y de la cápsula interna.d) Arteria cerebral media hiperdensa debido a la presencia de un trombo-émbolo

intraluminal. Estas pueden adoptar la forma de estructuras redondas pequeñas o ligeramente alargada, hiperdensas, dentro de una arteria (signo de la arteria hiperdensa), que corresponden al coagulo fresco intravascular.

e) Signo del punto (del ingles, Dot sign) definida como una hiperdensidad puntiforme de una estructura arterial en la cisura de Silvio.

A B C

Figura XLVI: Imágenes de distintos signos tempranos de infarto. a) hipodensidad en el hemisferio izquierdo con pérdida de definición del núcleo caudado y lenticular. b) alta densidad en la arteria cerebral

media derecha (flechas cortas) en comparación con la arteria cerebral media izquierda normal. c) Imagen tomográfica de un infarto cerebral en el territorio de la arteria cerebral media izquierda en el que

se observa una lesión hipodensa con una imagen puntiforme hiperdensa secundaria a un trombo intravascular (dot sign).

En la etapa subaguda del infarto aumenta la sensibilidad de la TC (Fig. XLVII), debido a una hipodensidad mayor representada por un edema tanto citotóxico como vasogénico. La cantidad de edema y el efecto de masa son variables. El efecto de masa de los edemas grandes, que ocurren principalmente en los infartos masivos del territorio de la arteria cerebral media (Fig. XLVIII), ocasionan borramiento de los surcos corticales, desplazamiento del ventrículo lateral y de las estructuras de la línea media.

La transformación hemorrágica de un infarto suele ocurrir entre el primer y cuarto día, produciendo lesiones hiperdensas.

Figura XLVII: TC sin contraste obtenidas de un paciente con ictus cerebral, a) horas después del accidente cerebrovascular. b) 3 días después mostrando una hipodensidad derecha.

A

Figura XLVIII: TC axial. Extenso infarto isquémico de la arteria cerebral media derecha. El efecto de masa produce borramiento de los surcos y desplazamiento de la línea media.

Entre la segunda y tercera semana la densidad del infarto puede retornar a niveles normales y ser isodensa, este efecto se denomina efecto de niebla (fogging effect). En este periodo este efecto puede ocultar o encubrir la lesión [40]. La administración de contraste puede ser util para delinear los infartos en el periodo subagudo, se produce un refuerzo intenso en la periferia de la lesión (Fig. XLIX). [41]

Figura XLIX: TC axial post contraste que demuestra refuerzo giriforme del infarto subagudoen el lóbulo frontal derecho (flecha).

En la etapa crónica el tejido infartado es removido de la lesión, lo que puede producir una cicatriz parenquimatosa con retracción de la región (atrofia) y dilatación del ESA y sistema ventricular vecino. En la zona de la lesión se forman cavidades de contenido líquido (encefalomalacia) que presentan una señal similar al LCR (Fig. L).

Figura L: Encefalomalacia. Infartos lacunares crónicos periventriculares (flechas).

3.3 RESONANCIA MAGNÉTICA: ENCÉFALOAunque la IRM es más sensible que la TC en la demostración de un infarto agudo, no

la puede sustituir en la valoración inicial de un paciente con enfermedad vascular. La TC es el mejor método para excluir una hemorragia aguda.

Los estudios de RM requieren de una mayor colaboración de los pacientes, lo que puede resultar difícil en pacientes alterados, puede inducir claustrofobia, y consume mas tiempo para su realización. También hay que tener en cuenta que los pacientes críticos que requieren equipos de monitoreo o respiradores no pueden ser explorados por RM.

La IRM no utiliza radiaciones ionizantes y no se le reconocen daños biológicos, pero debido a que utiliza campos magnéticos esta contraindicada en pacientes con fragmentos ferromagnéticos intraoculares o intracraneales, marcapaso cardiaco, prótesis metálicas, neuroestimuladores, clips de aneurismas, implantes cocleares, válvulas cardiacas metálicas. [42]

3.3.1 PREPARACIÓN DEL PACIENTEAl igual que la TC, la realización de la RM de encéfalo no requiere una preparación

previa. Pero es muy importante que el paciente sea cuidadosamente interrogado antes de ingresar a la sala de exploración para conocer la presencia de los elementos nombrados en el apartado anterior y que constituyen contraindicaciones absolutas para realizar el estudio. También es importante saber si alguna vez sufrió herida por arma de fuego o algún tipo de accidente que pueda haber dejado partículas metálicas en el cuerpo.

Otros puntos a tener en cuenta son: Pedirle al paciente que se quite todos los objetos metálicos, ya que estos pueden

ser atraídos por el imán, y además pueden crear artefactos que dificultan o imposibilitan ver la anatomía del paciente. Estos objetos incluyen: dentadura, audífonos, hebillas, joyas, anteojos, llaves, monedas, lapiceras, etc. Tampoco se pueden ingresar tarjetas magnéticas, relojes, ni teléfonos celulares, ya que estos pueden resultar dañados.

El paciente debe retirarse la ropa y colocarse una bata, de manera que cierres o botones no molesten en la adquisición.

Explicarle al paciente el procedimiento y brindarle instrucciones para que colabore durante el estudio. La utilización del espejo de la bobina y el timbre de emergencia ayuda a reducir la claustrofobia.

Ofrecerle protección auditiva.

3.3.2 POSICIONAMIENTO Acostado boca arriba (decúbito supino). Brazos al costado del cuerpo. Colocar la bobina de cráneo. La cabeza del paciente se acomoda de manera que

no quede rotada, el centrado horizontal se realiza paralela a la línea interpupilar y el vertical pasa por el nasion en el plano medio sagital. La inmovilización de la cabeza se puede realizar colocando pequeñas almohadillas rectangulares a los costados.

Se pueden colocar almohadas por debajo de las rodillas para mayor comodidad del paciente.

SAGITAL

Figura LI: Izquierda: posicionamiento del paciente en la camilla de exploración.Derecha: Colocación de la bobina de cráneo.

3.3.3 PROTOCOLO DEL ESTUDIOEn IRM se obtienen imágenes en distintos planos (Fig. LII), no solo en el plano axial

como en TC. Para planificar los cortes de las distintas secuencias se adquiere primero una secuencia localizadora en el plano sagital (scout) mediante una medición rápida. Sobre esta imagen se planifican los cortes axiales y coronales.

Figura LII: Planos de adquisición.

La angulación para los cortes axiales es paralela a una línea que une rodilla y rodete del cuerpo calloso. Para los cortes coronales se utiliza una angulación paralela al tronco.

Figura LIII: Localizador sagital en donde se marcan los cortes axiales (rojo) y coronales (azul).

Para el estudio del encéfalo mediante IRM se realizan las siguientes secuencias:

▪ Axial SE-T1

▪ Axial FSE-T2

▪ Axial FLAIR

▪ Sagital SE-T1

▪ Coronal FSE-T2

En caso de hemorragia se agrega:

▪ Axial GRE-T2*

Tabla IV: Parámetros de las secuencias de IRMAxialSE-T1

AxialFSE-T2

Axial FLAIR

SagitalSE-T1

CoronalFSE-T2

AxialGRE-T2*

TR (mseg) 450-600

3500-4500 5000 450-600 3500-

4000 675TE (mseg) 12-25 100-120 100 12-25 100-120 20TI (mseg) - - 1900 - - -Angulo de inclinación - - - - - 15º

FOV (cm) 24x18 24x18 24x18 24x24 24x18 24x18Espesor de corte 5-6 mm 5-6 mm 5-6 mm 5-6 mm 5-6 mm 5-6 mmDistancia

entre cortes

1,5-2 mm

1,5-2 mm

1,5-2 mm

1,5-2 mm 1,5-2 mm 1,5-2

mm

3.3.4 IMAGEN NORMAL: APARIENCIA DE LA RMEn la exploración del encéfalo mediante IRM se obtienen imágenes en los tres planos.

Los cortes axiales son generalmente mejores para evaluar la morfología de las estructuras. Los cortes coronales y sagitales son más adecuados para evaluar la fosa posterior y el tronco cerebral.

Las imágenes potenciadas en T1 tienen alta resolución, permiten obtener mayor información anatómica, además poseen alta sensibilidad para los medios de contraste paramagnético, la grasa y la hemorragia subaguda.

Las imágenes potenciadas en T2 poseen alta sensibilidad para la mayoría de los procesos patológicos ya que detecta fácilmente las colecciones liquidas.

La secuencia FLAIR posee aun más sensibilidad, pero menor resolución. Debido a que se anula la señal del LCR esta secuencia es muy util para detectar lesiones periventriculares y corticales.

La señal de las estructuras encefálicas normales cambia de intensidad según la potenciación de la imagen utilizada. En el siguiente cuadro se representa las denominaciones utilizadas en IRM para describir los tonos de grises.

Existen estructuras que aparecen hipointensas en cualquier potenciación como el aire, hueso y las calcificaciones densas.

Los vasos sanguíneos aparecen sin señal en las secuencias SE, tanto en imágenes potenciadas en T1 como en T2, debido al fenómeno de “vacío de señal” que se produce por el rápido flujo de sangre. Las estructuras vasculares se observan fácilmente sin la necesidad de utilizar medios de contraste.

El liquido cefalorraquídeo (LCR) que ocupa los ventrículos y el espacio subaracnoideo posee una alta concentración de agua por lo que los tiempos de relajación T1 y T2 son altos. En las imágenes T1 el LCR posee una señal pequeña y por eso aparece negro. En cambio, en las imágenes T2 aparece brillante debido a que presenta una alta señal. En FLAIR ya que se utiliza un TI largo la señal del LCR queda anulada y aparece negra en la imagen.

Los ventrículos laterales se pueden observar bien en las imágenes axiales y coronales. Los tres planos son útiles para evaluar el tercer ventrículo y las estructuras que lo rodean. El acueducto de Silvio es visible en su total extensión en el corte sagital medio. A veces se puede ver una perdida de señal en el acueducto, incluso en las imágenes T2 debido al rápido flujo del LCR. El cuarto ventrículo se observa como una estructura triangular en el plano medio.

Por ultimo, en las imágenes potenciadas en T1 la sustancia gris aparece en un gris intermedio con menor señal que la sustancia blanca, esta aparece hiperintensa por su corto T1. En T2, por el contrario, la sustancia blanca aparece más hipointensa que la sustancia gris por tener un T2 mas corto. [43]

A

continuación se presentan una serie de imágenes normales potenciadas en T1, T2 y

Tabla V: apariencia de los tejidos en las distintas secuenciasSECUENCIA

S T1 T2 FLAIR

LCR Hipointenso Hiperintenso HipointensoSUSTANCIA

GRIS Gris Gris Gris claroSUSTANCIA

BLANCA Hiperintenso Gris oscuro Gris oscuroHUESO

CORTICAL Hipointenso Hipointenso HipointensoAIRE Hipointenso Hipointenso Hipointenso

FLUJO Hipointenso Hipointenso HipointensoGRASA Hiperintenso Gris GrisEDEMA Hipointenso Hiperintenso Hiperintenso

A B

A B C

FLAIR obtenidas sobre un mismo plano, donde se pueden evaluar la señal de los distintos tejidos.

Figura LIV: IRM normal de cerebro. a) Corte axial del cerebro potenciada en T1. b) corte axial del cerebro potenciado en T2. c) corte axial del cerebro en secuencia FLAIR.

3.3.5 HALLAZGOS POR RM EN EL ACCIDENTE CEREBROVASCULAR

La RM convencional es mucho más sensible que la TC para demostrar pequeños incrementos en la proporción de agua durante las primeras horas de evolución de la isquemia [44]. Es particularmente superior en la detección de las lesiones de la fosa posterior y del tronco cerebral donde la TC esta limitada por el artefacto de endurecimiento del haz (Fig. LV). También se ven mejor los infartos lacunares y los pequeños infartos corticales.

Figura LV: a) TC axial a nivel de la fosa posterior donde se observa una muy discreta área de baja atenuación (flecha) en el hemisferio cerebeloso izquierdo pero que es difícil de identificar con precisión debido al extenso artefacto de rayas. b) Imagen axial ponderada en T2 obtenida al mismo nivel muestra

hiperdensidad correspondiente a infarto.

B CA

Los cambios mas precoses (fase hiperaguda) en la IRM son:▪ Perdida de vacío de flujo intravascular normal.▪ Tumefacción de la sustancia gris.▪ Incremento de la señal en T2 y FLAIR.

En el caso de flujo disminuido o ausente se pierde el vacío de flujo, por lo que hay señal dentro del vaso afectado. Esto puede observarse inmediatamente después de la oclusión.

Los cambios morfológicos debidos a la tumefacción celular aparecen antes que la hiperintensidad en T2, aunque son muy sutiles. El efecto de masa producido por el edema citotóxico produce la compresión de los ventrículos y surcos.

Los cambios de señal que resultan del incremento de liquido intracelular se verán hiperintensos en las imágenes T2 (entre las 6 y 8 horas) y FLAIR, en esta ultima se suprime la señal del LCR pero se mantiene la hiperintensidad proveniente del proceso patológico, por lo que muestra mejor los infartos lacunares y corticales. Las imágenes T1 son menos sensibles, los cambios en la señal se observan entre las 16 y 24 horas del inicio, y aparece como hipointensidad. Estos cambios de señal son independientes del tamaño del infarto y de su etiología.

Figura LVI: imagen axial flair obtenida aprox 4 horas después de la aparición de los síntomas, que muestra hiperintensidad de la arteria cerebral media derecha lo que indica la perdida del “vacío de flujo”

debido a una oclusión.

Figura LVII: a) TC obtenida 4 horas después de la aparición de los síntomas no demuestra anormalidades. b) imagen axial FLAIR obtenida 5 horas después demuestra claramente un infarto

en el territorio de la arteria cerebral media derecha. c) en la imagen axial T2 la extensióndel infarto es empañada por la señal del LCR adyacente.

A B

Luego de las primeras 24 horas, en la fase aguda (1-7 días), el edema aumenta produciéndose mayor efecto de masa y los cambios en la señal de RM se vuelven más evidentes (Fig. LVIIIb). El área isquemica continúa apareciendo como un área hiperintensa en T2 y FLAIR e hipointensa en T1.

Figura LVIII: a) Imagen axial FLAIR obtenida 6 horas después del inicio de los síntomas demuestra una zona hiperintensa en la región posterior del lóbulo parietal izquierdo. b) Imagen axial FLAIR

obtenida un dia después muestra la extensión del infarto y el mayor efecto de masa.

En la fase subaguda (> 7 días) el edema comienza a resolverse y el efecto de masa se vuelve menos evidente, sin embargo el área infartada continua apareciendo hipointensa en T1 y con alta señal en las imágenes T2. Durante esta fase se produce un refuerzo con gadolinio que se observa en las imágenes T1, tomando entre 1 y 6 meses en resolverse (Fig. LIX).

En la fase crónica (> 1 mes) el edema se resuelve completamente y los procesos de atrofia producen el aumento de los surcos y los ventrículos adyacentes [45]. Debido a la perdida de tejido en el área infartada se produce un aumento de agua que es fácilmente visible en las imágenes de RM.

Figura LIX: Refuerzo giriforme cortical con Gadolinio.

En el caso de hemorragia, las secuencias SE convencionales son altamente sensibles para detectarla en su etapa subaguda y crónica. La deoxihemoglobina, metahemogobina, y la hemosiderina son los productos de degradación de la hemoglobina. Estas sustancias son paramagnéticas y con la modificación del coagulo

causan marcadas alteraciones en las propiedades de relajación. En la fase hiperaguda de la hemorragia, en la que hay una degradación mínima de la oxihemoglobina y no existe un coagulo maduro las secuencias de resonancia convencionales son menos sensibles. Sin embargo, las secuencias eco de gradiente son particularmente sensibles a las inhomogeneidades del campo magnético inducidas por la presencia de los productos paramagnéticos de la sangre, produciéndose una disminución de la intensidad de la señal (Fig. LX).

La mayor utilidad de la RM en el estudio de la HIC es ayudar a establecer la antigüedad de la hemorragia, ya que posee la capacidad de detectar los diferentes estadios de la transformación química de la molécula de hemoglobina. Las hemorragias crónicas son indistinguibles del agua en la TC, por lo que a veces es difícil diferenciar una imagen secuelar de un hematoma o un infarto, pero si con la RM porque el hematoma tiene restos de hemosiderina en la periferia.

Tabla VI: señal de la sangre en RM.

Hiperaguda <24 horas

Oxihemoglobina (intracelular)

Iso o hipointenso Hiperintenso

Aguda 1-3 días Deoxihemoglobina (intracelular) Hipointensa Hipointenso

Subaguda temprana >3 días Metahemoglobina

(intracelular) Hiperintensa Hipointenso

Subaguda tardía >7 días Metahemoglobina

(extracelular) Hiperintensa Hiperintenso

Crónica >14 días Hemosiderina (periférica) Hipointensa Hipointenso

A B

BA

En la fase hiperaguda de la hemorragia intracerebral, la RM mostrará imágenes hipo o isointensas en T1, con hiperintensidad en T2. En las imágenes en T2 se suele observar un anillo hipointenso. En estado agudo, la masa de la hemorragia es rica en deoxihemoglobina, y se comporta hipointensa en T1 y en T2. En estado subagudo temprano la deoxihemoglobina se transforma en metahemoglobina intracelular, la cual da una alta señal en T1 en la periferia del hematoma, cambio que subsecuentemente involucra el centro del hematoma a medida que los cambios químicos progresan desde la periferia al centro. El T2 es típicamente hipointenso. En el periodo subagudo tardío se observa metahemoglobina extracelular que produce hiperintensidad tanto en T1 como en T2. En el estado crónico, la hemoglobina se ha degradado en hemosiderina, localizada principalmente dentro de los macrófagos. Este cambio bioquímico se correlaciona con una marcada hipointensidad en T1 y en T2. [46]

Figura LX: a) imagen coronal FLAIR que muestra una hiperintensidad izquierda, b) imagen coronal T2 GRE* que muestra el hematoma hiperagudo con una señal intermedia rodeado de

un marcado anillo hipointenso, c) en la imagen sagital T1 aparece isointenso.

A B C

A B C

Figura LXI: a) Corte axial T1. b) Corte axial T2. Estos cortes axiales muestran un gran hematoma subagudo con hiperintensidad en T1 y T2, con un halo de hipointensidad que corresponde a

hemosiderina, ubicado en la region del nucleo lenticular y capsula externa.

La RM es menos sensible que la TC para detectar hemorragia subaracnoidea [47]. La HSA es isointensa al cerebro en T1, mientras que las imágenes FLAIR poseen mayor sensibilidad para detectar la presencia de HSA agudas, subagudas y crónicas.

Figura LXII: Hemorragia subaracnoidea. a) Imagen sagital T1. b) Imagen sagital FLAIR. c) Imagen coronal FLAIR. Las imágenes FLAIR son más sensibles para detectar hemorragia subaracnoidea, la cual

aparece como un área hiperintensa en la cisterna cuadrigeminal (flecha).3.4 TÉCNICAS DE IMAGEN COMPLEMENTARIAS

La Radiología ha experimentado un gran progreso técnico en los últimos tiempos, al clásico escáner de rayos X (TC) se incorporó en los años ochenta la RM.

En los ‘90 se produjo el desarrollo de la TC helicoidal, con las múltiples posibilidades de reconstrucción bidimensional y tridimensional y de obtención de estudios angiográficos (angio-TC). En esta década también han explotado las posibilidades de la RM, con el desarrollo de técnicas nuevas, como las secuencias de difusión, perfusión, espectroscopia y angiografía por RM (o angio-RM). Estas técnicas, que no siempre están disponibles, abren nuevas posibilidades en el diagnóstico de la patología vascular cerebral y pueden ser muy útiles en el pronóstico y en el tratamiento.

A continuación un breve resumen de algunas de estas técnicas y de su interés potencial.

3.4.1 IMAGEN DE DIFUSIÓN Y PERFUSIÓNLas técnicas funcionales ofrecen la posibilidad de observar las imágenes del ataque

isquémico cerebral en su etapa hiperaguda. Así, las técnicas de difusión y perfusión permiten una rápida evaluación de todos los procesos que ocurren desde las primeras horas de la isquemia.

Las imágenes potenciadas en difusión pueden demostrar cambios de señal antes que sean detectadas en imágenes T2 (Fig. LXIII). [48] La imagen de difusión es sensible al movimiento microscópico de los protones del agua. Las áreas que tengan una difusión rápida sufrirán un grado mayor de atenuación de la señal que las áreas con difusión lenta.

BA

Figura LXIII: Imágenes obtenidas 5 horas después de la aparición de los síntomas. a) Imagen axial ponderada en T1. b) Imagen axial ponderada en T2. c) Imagen axial ponderada en difusión. Las imágenes T1 y T2 muestran un leve borramiento de los surcos (flecha), mientras que la imagen de difusión muestra

claramente la extensión del infarto.

Mediante el seguimiento de los valores del coeficiente de difusión aparente (ADC) y la imagen potenciada en T2 se puede seguir la evolución de un ataque vascular desde la isquemia aguda al infarto.

Se distinguen tres fases:a) FASE AGUDA o de EDEMA CITOTOXICOEn los minutos posteriores al accidente isquémico se detecta una caída de los valores

de la difusión del agua. La causa mas probable de la disminución del valor del ADC es la redistribución del agua desde el espacio extra al intracelular por la falla de la bomba de sodio y potasio.

Esta fase se caracteriza por:- Las imágenes potenciadas en T2 son prácticamente normales.- Las imágenes potenciadas en difusión presentan un aumento de señal debido a la

restricción en la difusión (hiperintenso).- Los mapas de ADC muestran una disminución del valor (hipointenso).

Figura LXIV: IRM en el ACV agudo. a) imagen potenciada en difusión obtenida 35 minutos después de la aparición de los síntomas. b) mapa de ADC obtenida del mismo paciente al mismo tiempo.

b) FASE SUBAGUDA El valor del ADC se normaliza aproximadamente a los 10 días del ataque y tiende a

aumentar con el tiempo a causa del edema vasogénico. Esta fase se caracteriza por:

- En imágenes potenciadas en T2 aumenta la señal.- En las imágenes potenciadas en difusión baja la señal como consecuencia del

aumento de la difusión por la mayor movilidad del agua libre.- En los mapas de ADC se observa una recuperación hacia los valores normales.Se diferencia en esta fase dos zonas: Zona intermedia: con ADC bajo y T2 que va aumentando a medida que la necrosis

aumenta.Zona de pseudo normalización; con ADC normales y T2 elevados, este termino se

utiliza ya que la vuelta a los valores normales de ADC no significa una vuelta a la normalidad del tejido sino una progresión hacia el infarto.

c) FASE CRONICAPresenta como características:- En imágenes potenciadas en T2 alta señal debido a la necrosis.- En imágenes potenciadas en difusión se observa una zona hipointensa por la mayor

difusión.- En los mapas de ADC se obtienen valores mas elevados.La comparación entre las imágenes T2 y el mapa de ADC puede ser util para valorar el

estadio del infarto. [49]

Las imágenes de perfusión valoran como los agentes de contraste en RM se movilizan a través del cerebro y determinan la zona de tejido cerebral con compromiso del flujo. Presentan una alta sensibilidad y especificidad en la detención temprana de la isquemia cerebral.

Esta técnica demuestra las zonas isquemicas como áreas con un flujo sanguíneo cerebral relativo (rCBF) y un volumen sanguíneo cerebral relativo (rCBV) reducidos, así como un incremento en el tiempo de transito medio (MTT) de la sangre a través del tejido afectado con una imagen hiperintensa (Fig. LXV).

Figura LXV: Cortes axiales de RM por perfusión. En A se observa una zona isquémica con un flujo sanguíneo cerebral reducido, en B un volumen sanguíneo cerebral disminuido, y en C un incremento en el

tiempo medio de transito de la sangre a través del tejido infartado.

La imagen de perfusión es complementaria de la imagen de difusión. Es util comparar (matching) las zonas alteradas visibles por uno y otro método. Por lo general el área de perfusión anormal suele ser mayor que el área de difusión anormal, y el área no concordante representa la zona de penumbra isquemica [50], la cual progresa hacia el infarto a menos que exista una rápida reperfusión. La imagen de perfusión sola suele sobreestimar la zona final de infarto.

Utilizar las imágenes de difusión y perfusión es muy importante porque juntas proporcionan información sobre la situación y magnitud de infarto desde los primeros minutos del ACV. Ofrecen información sobre la evolución de la lesión isquémica. Esto es de gran importancia para escoger el tratamiento apropiado así como para predecir el resultado y pronóstico.

Figura LXVI: Diferencia entre la imagen de difusión y perfusión obtenidas 3 horas después de la aparición de los síntomas. El área de perfusión anormal (derecha) es mayor al área de difusión anormal

(izq.), indicando la penumbra isquemica que esta en riesgo de infarto.3.4.2 ANGIOGRAFÍA POR RESONANCIA (ARM) Y ANGIO-TC

Las angiografías por TC y RM son técnicas complementarias muy útiles en la patología vascular cerebral. Su valor reside en el diagnóstico de lesiones potencialmente tratables por medios quirúrgicos o endovasculares (accidentes isquémicos transitorios y placa de ateroma ulcerada) o cuyo diagnóstico influya en el tratamiento médico.

La ARM se está imponiendo frente a otras técnicas diagnósticas vasculares gracias a su inocuidad. Permite la valoración de la vascularización cerebral sin la administración de contraste, por lo tanto, no provoca reacciones alérgicas. Es una técnica en absoluto agresiva, no necesita punción vascular percutánea ni por lo tanto introducción de catéteres, con el peligro que éstos suponen en cuanto a probable desprendimiento de placas de ateroma y embolismos a distancia, disección de la íntima, etc. La ARM es más sensible en áreas de flujo laminar perpendicular al plano de imagen; en el caso de flujo turbulento que se produce en las regiones de estenosis o vasos tortuosos se produce perdida de señal [51]. También presenta una pobre demostración de las calcificaciones. Presenta el inconveniente de largos tiempos de exploración lo que puede resultar en artefactos por movimiento, y la evaluación de los pacientes post operados que contienen clips metálicos no es posible mediante ARM.

Para la obtención de las imágenes angiograficas por RM se utilizan las técnicas TOF que obtienen las imágenes por la excitación de las estructuras en movimiento (flujo vascular) saturando la de los tejidos estacionarios (sin flujo) que aparecen sin señal, y la técnica PC (contraste de fase) que adecua unos pulsos de gradientes a la velocidad de la sangre en una dirección espacial conocida. La realización de la ARM no requiere una preparación especial.

A B

Figura LXVII: Polígono de Willis. Técnica TOF 3D.

Durante los últimos años con el avance de la TC helicoidal la angio-TC se convirtió también en una importante técnica para la evaluación de los vasos cerebrales. Comparada con la ARM la angio-TC es más rápida, generalmente más disponible, más sensitiva para detectar calcio en las paredes de los vasos, puede ser usado en pacientes con clips y otros objetos metálicos incompatibles con la ARM. Las limitaciones de la angio-TC son el uso de contraste intravenoso y exposición a la radiación por lo que esta contraindicado en pacientes embarazadas, con insuficiencia renal, mieloma múltiple, insuficiencia cardiaca congestiva y en pacientes con alergia a los medios de contraste.

En la realización de la angio-TC se requiere una inyección rápida y uniforme del material de contraste con una tasa de flujo de al menos 3-4ml/seg y se debe tener en cuenta que para alcanzar un contraste vascular grande hay que sincronizar con exactitud la adquisición de los datos y el paso inicial del contraste por los vasos. Existen técnicas para medir el tiempo de circulación del contraste en pacientes individuales, pero por lo general un tiempo de demora entre la inyección del contraste y el comienzo del estudio de 15-20 segundos es suficiente para la mayoría de los pacientes en el estudio del Poligono de Willis (Fig. LXVIII) a fin de que el contraste no llegue a los senos venosos, en este caso el tiempo se extendería hasta unos 100 segundos (Fig. LXIX). Para del estudio de las arterias carótidas (Fig. LXX) el tiempo de demora es de 12-15 segundos. Una vez obtenidos los datos se pueden reconstruir las imágenes utilizando las técnicas MIP (proyección de máxima intensidad) o VRT (técnica de reconstrucción volumétrica). [52]

Figura LXVIII: a) MIP axial y b) MIP coronal del polígono de Willis donde se reconocen claramente los troncos de las arterias cerebrales anterior (91a) y media (91b).

A B C

A B

Figura LXIX: MIP sagital de los senos venosos que muestra el contraste en la vena de Galeno (100) y en los senos recto (102a) y sagital superior (101a).

Figura LXX: a) MIP lateral, b) MIP anterior y c) reconstrucción VRT de un sujeto normal donde se observan la arteria carótida común (85), y las arterias carótidas interna (85a) y externa (85b).

El estudio con ARM de las lesiones de la arteria carótida se realizan inicialmente con TOF-2D, ya que es la que mejor cubre volúmenes extensos de tejidos, pero esta técnica tiende a sobrestimar el grado de estenosis en la bifurcación carotídea debido a la perdida de señal por flujo turbulento. La TOF-3D se reserva para la obtención de detalles adicionales en áreas seleccionadas debido a que este método es más efectivo en pequeños volúmenes y posee mayor resolución [53], además que es menos sensible al artefacto de flujo turbulento. La angio-TC ofrece una mayor resolución anatómica de las lesiones y es especialmente útil en la patología de la bifurcación carotídea (Fig. LXXI).

A B C

Figura LXXI: las proyecciones a) MIP y b) VRT muestran una deficiencia doble de llenado del contraste: la arteria carótida interna izquierda (85a) presenta un estrechamiento luminal (flecha roja) poco

después de la bifurcación, y también se observa una estenosis anterior (flecha gris) de la arteria carótida común (85) cerca del origen de la arteria carótida externa (85b).

En cuanto al diagnóstico etiológico de la HSA, la ARM presenta una gran sensibilidad para el diagnostico de aneurismas (Fig. LXXII), permite su localización así como la valoración de sus características específicas y, de este modo, teniendo en cuenta el lugar de asiento, el tamaño, etc. estudiar la técnica más apropiada para su tratamiento [54]. El mejor método para el estudio de los vasos intracraneales y Polígono de Willis es la TOF-3D debido a su mayor resolución (Fig. LXXIII). Sin embargo la angio-TC no presenta los artefactos por turbulencias o flujo lento que posee la ARM.

Figura LXXII: a) y b) ARM TOF-3Ddel Polígono de Willis en donde se demuestra claramente un aneurisma gigante de la porción intrapetrosa de la carótida interna izq. c) Imagen coronal T1. Se observa

la señal intensa de la lesión aneurismática (flecha) en su exacta posición anatómica.

Figura LXXIII: ARM TOF-3D muestras obstrucción proximal de la arteria cerebral media derecha (flecha).

3.4.3 ESPECTROSCOPIA POR RM (ERM)

La ERM proporciona información química del metabolismo celular. Tanto la resonancia del hidrogeno (1H) y del fósforo 31 han sido usadas para estudiar el tejido cerebral, pero la sensibilidad a la resonancia magnética de los protones es mayor que la del fósforo [55]. La espectroscopia de protón permite determinar las concentraciones de algunos compuestos como lactato, N-acetil aspartato (NAA), la creatina (Cr) y los derivados de la colina (Cho). En el espectro del fósforo se puede determinar la fosfocreatina y el ATP.

En el espectro normal del H1, el pico mas alto corresponde al marcador neuronal N-acetil aspartato (NAA), este es un pico único asignado en un cambio químico de 2.0 ppm. El segundo pico más grande es la colina (Cho) la cual forma parte de la membrana celular, este es asignado a 3.2 ppm, es único y localizado a la izquierda del NAA. Si se utiliza con un TE = 20mseg, el nivel de colina puede ser menor que el de la creatina (Cr) pero siempre menor que el del NAA. El pico de Cr es asignado a 3.03 ppm, se localiza entre los picos de Cho y NAA. Este pico permanece estable en la mayoría de las condiciones y es usado como un nivel estándar para comparar el nivel de otros metabolitos. El lactato se encuentra en niveles muy bajos o se encuentra ausente, es asignado a 1.32 ppm esta localizado a la derecha del NAA y consiste en dos picos diferentes denominado “dupleta”. Los lípidos se encuentran en las frecuencias de 0.8, 1.2, 1.5 y 6.0 ppm, de esta manera pueden ocultar otros metabolitos. Generalmente los lípidos son resonancias no deseadas que se presentan por contaminación grasa de la muestra sin embargo esta contaminación depende de la técnica empleada y si se usa TE largo la contaminación es mínima.

Inmediatamente después de una isquemia aguda hay una pérdida progresiva de ATP intracelular y de fosfocreatina. La ERM del P31 puede demostrar estas alteraciones durante los primeros minutos de la isquemia, frente a los cambios de la señal de las secuencias convencionales de RM.

En la ERM de H1, la depresión del NAA es el hallazgo más consistente en el ictus agudo. Se cree que el NAA sólo se localiza en los cuerpos neuronales y se ha demostrado con ERM que disminuye o desaparece del tejido infartado. Esta disminución puede ocurrir a las horas y continúa en la etapa subaguda y crónica, posiblemente debido a la perdida de neuronas.

El aumento del nivel de lactato que ocurre de inmediato es otro hallazgo importante y ha sido atribuido al metabolismo anaeróbico en el tejido isquémico. El estudio de otros metabolitos, como la colina y creatina, demuestran disminución en sus niveles en el ictus agudo.

Se piensa que el aumento de la concentración de lactato, con niveles normales de N-acetil aspartato (NAA), puede representar una isquemia tisular potencialmente recuperable [56].

Una de las mayores contribuciones de la ERM a la neurología clínica es su capacidad de cuantificar la perdida neuronal y demostrar daño neuronal reversible.

Figura LXXIV: Espectroscopia normal, de derecha a izquierda aparece el pico más alto delN-acetil aspartato (NAA) después el pico de la Creatina (Cr) y más hacia la Izquierda aparece

el pico de la Colina (Cho) con una relación normal de 0.5.

CONCLUSIÓN

Es evidente que la detección temprana del ACV es uno de los principales objetivos del diagnostico por imagen, de manera de poder identificar el área de tejido en riesgo y que es potencialmente recuperable, ya que esto permitiría tomar las medidas terapéuticas adecuadas para cado caso y poder predecir la evaluación del paciente con ictus.

Después de lo expuesto en este trabajo queda claro la gran utilidad de la resonancia magnética en el ACV, no solo proporciona información anatómica, sino también funcional y bioquímica.

La RM saca ventaja del hecho de que los protones del agua tienen diferentes propiedades de relajación dependiendo del entorno bioquímico. La isquemia aguda se caracteriza por cambios en el balance de electrolitos y agua que alteran el entorno. Estas diferencias son explotadas para incrementar el contraste y como resultado la RM es extremadamente sensible en la detección del área isquémica de forma más temprana que la TC, la cual puede ser normal en las primeras 24 horas. Además, la IRM es superior en el estudio de la fosa posterior, donde la TC tiene ciertas limitaciones.

A la gran sensibilidad de las secuencias convencionales de RM se le suman las imágenes de difusión y perfusión, que son capaces de identificar las regiones afectadas por la isquemia en la etapa hiperaguda del ictus. La combinación de ambas técnicas (difusión y perfusión) podría entregar información pronostica ya que diferencian el tejido cerebral isquémico de aquel con daño irreversible.

La combinación de la IRM y la espectroscopia por RM también debería ofrecer una información importante y muy útil para el diagnostico y pronostico de los pacientes con ictus, debido a que se ha estudiado que el aumento de la concentración de lactato con concentraciones normales de NAA puede representar una isquemia potencialmente reversible. La principal ventaja de la ERM es que puede estudiar “in vivo “ diferentes procesos metabólicos sin intervenir en ellos y sin utilizar técnicas agresivas. La utilidad de la ERM se debe a que posibilita la realización de una caracterización cualitativa y cuantitativa del tejido y seguir la evolución de estos parámetros a medida que se desarrolla la enfermedad o con la terapia.

Sin embargo, la TC continúa siendo una exploración muy útil para el estudio del paciente con ACV dada su mayor disponibilidad, menor costo y menor necesidad de colaboración por parte del paciente. Además, sigue siendo la técnica de elección para el estudio de los ictus hemorrágicos. La IRM presenta una menor sensibilidad para la detección de la hemorragia aguda, y más aun las hemorragias subaracnoideas. No obstante, esta sensibilidad aumenta en la fase subaguda y crónica, y la IRM puede ser útil cuando la demostración del hematoma es difícil por TC.

Otras exploraciones, como la angio-TC y especialmente la angio-RM son de gran utilidad para el diagnóstico etiológico del ACV y tienen la gran ventaja de ser técnicas no invasivas, en contraposición de la angiografía por cateterismo.

BIBLIOGRAFIA

[1]. http://www.tsid.net/tac/fundamentos.htm[2]. Stewart C. Bushong. “ Manual de radiología para tecnico. Física, biología y

protección radiológica” . Editorial: Mosby, 1993; 5:406-410. [3]. Euclid Seeram. “Computed tomography. Physical principles. Clinical applications

& Quality control”. Editorial: W.B. Saunders Company, 1994; 5:87-95.[4]. Ing. Gerardo Mollo. “Tomografía computada helicoidal multicorte” de:

http://www.diagnostico.com.ar/diagnostico/dia135/d-tc135.asp[5]. http://www.bioingenieros.com/bio-maquinas/tomografia/index.htm[6]. Günter Hahn, Rolf Hupke. “Developing an Ultrafast Radiation Detector for

CT Scanning”, de: http://w4.siemens.de/FuI/en/archiv/zeitschrift/heft1_97/artikel03/[7]. Euclid Seeram.. “Computed tomography. Physical principles. Clinical applications

& Quality control”. Editorial: W.B. Saunders Company, 1994; 4:69-72. [8]. Ricardo G. Delabat. Javier González Rico. Cayetano Muñoz Beltrán. “Tecnología

radiológica”. Editorial Paraninfo. 1996; 17: 428-431.[9]. Stewart C. Bushong. “Manual de radiología para técnico. Física, biología y

protección radiológica”. Editorial: Mosby, 1993; 24:418-421.[10]. Euclid Seeram. “Computed tomography. Physical principles. Clinical applications

& Quality control”. Editorial: W.B. Saunders Company, 1994; 11: 204-212.[11]. http://ric.uthscsa.edu/personalpages/lancaste/DI2_Projects_2003/

XrayCT_artifacts.pdf[12]. Matthias Hofer. “Manual practico de TC. Introducción a la TC”. Editorial médica

panamericana, 2005.[13]. Stewart C. Bushong. “Manual de radiología para técnico. Física, biología y

protección radiológica”. Editorial: Mosby, 1993; 26: 449-452.[14]. http://www.bioingenieros.com/bio-maquinas/resonancia/index.htm[15]. http://www.fmrib.ox.ac.uk/Stuart/chapter_2/chapter2.html[16]. Dr. Jaime Gili Planas. Dr. Antoni Capdevila Cirera. “Resonancia Magnética”.

Centre diagnostic pedralbes. Barcelona; 5:24-33.[17]. Javier Martinez, Luis Hernandez Moreno. “RM del sistema musculoesqueletico”;

1:10-14; de: http://www.seram.es/docs/libros/capitulo1p.pdf[18]. http://www.mr-tip.com[19]. Javier Martinez, Luis Hernandez Moreno. “RM del sistema musculoesqueletico”;

1:14-22; de: http://www.seram.es/docs/libros/capitulo1p.pdf[20]. Stewart C. Bushong. “Manual de radiología para técnico. Física, biología y

protección radiológica”. Editorial: Mosby, 1993; 27: 467-472.[21]. Joseph P. Hornak, Ph.D, “The Basics of MRI” de:

http://www.cis.rit.edu/htbooks/mri/inside.html[22]. http://www.bioingenieros.com/bio-maquinas/resonancia/index.htm[23]. Javier Martínez, Luis Hernández Moreno. “RM del sistema musculoesqueletico”;

1:17-19; de: http://www.seram.es/docs/libros/capitulo1p.pdf[24]. http://www.mr-tip.com[25]. http://www.mritutor.org/mritutor/artifact.htm[26]. http://www.uab.edu/radiography/RAS442/Artifacts.htm[27]. Dr. Jaime Gili Planas. Dr. Antoni Capdevila Cirera. “Resonancia Magnética”.

Centre diagnostica pedrales. Barcelona; 11:50-54.[28]. Howard A. Rowley,MD. “Neurovascular magnetic resonante angiography” de:

http://www.mr-tip.com[29]. John Hesselink, MD. “MR angiography: techniques and applications” de:

http://spinwarp.ucsd.edu/NeuroWeb/Text/br-120.htg/img2.gif

http://spinwarp.ucsd.edu/NeuroWeb/Text/br-120.htg/img2.gif

http://www.mr-tip.com/

http://www.uab.edu/radiography/RAS442/Artifacts.htm

http://www.mritutor.org/mritutor/artifact.htm


http://www.seram.es/docs/libros/capitulo1p.pdf

http://www.bioingenieros.com/bio-maquinas/resonancia/index.htm

http://www.cis.rit.edu/htbooks/mri/inside.html

http://www.bioingenieros.com/bio-maquinas/resonancia/index.htm

http://ric.uthscsa.edu/personalpages/lancaste/DI2_Projects_2003/XrayCT_artifacts.pdf

http://ric.uthscsa.edu/personalpages/lancaste/DI2_Projects_2003/XrayCT_artifacts.pdf

http://w4.siemens.de/FuI/en/archiv/zeitschrift/heft1_97/artikel03/

http://www.bioingenieros.com/bio-maquinas/tomografia/index.htm

http://www.diagnostico.com.ar/diagnostico/dia135/d-tc135.asp

[30]. Juergen Scheidler, MD. “Contrast enhanced MR angiography. Principles, applications, tips and pitfalls” de: http://www.mr-tip.com

[31]. Dr. Jaime Gili Planas. Dr. Antoni Capdevila Cirera. “Resonancia Magnética”. Centre diagnostica pedrales. Barcelona; 12:57-59.

[32]. John A. Calderon. “Espectroscopia por RM”. Instituto neurologico de Antioquia. 2002; de: http://www.tsid.net/resonancia/espectroscopia/espectroscopia.htm

[33]. http://www.mr-tip.com/gone.php?target=http://ej.rsna.org/ej3/0095-98.fin/index.htm[34]. Sociedad Española de Neurología. Publicación “Summa Neurológica”, diciembre

de 2003. Vol. II, Nº4.[35]. Dr. Carlos Valencia Calderón. “Diagnostico de la Enfermedad Cerebrovascular”.

Hospital Príncipes de España, Barcelona. 2003.[36]. Richard G. Houghton. “Accidente cerebrovascular “. Hospital central de Asturias.

España, de: http://www.lasalud.com/pacientes/accidente_cerebrovascular.htm[37]. http://www.nlm.nih.gov/medlineplus/spanish/ency/article/001571.htm[38]. Dr. Carlos Valencia Calderón. “Diagnostico de la Enfermedad Cerebrovascular”.

Hospital Príncipes de España, Barcelona. 2003.[39]. http://www.med-ed.virginia.edu/courses/rad/headct/[40]. Dr. Fernando Alarcón. “Diagnostico de la Enfermedad Cerebrovascular aguda” de:

www.medicosecuador.com [41]. http://www.med-ed.virginia.edu/courses/rad/headct/[42]. Seguridad de la resonancia magnética de: www.askt.org[43]. John R. Hesselink, MD. “Basic principles of mr imaging” de:

http://spinwarp.ucsd.edu/NeuroWeb/Text/br-100.htm[44]. www.stroke.ahajournals.org[45]. Maureen C. Jensen, Michael N. Brant-Zawadzki, and Brian C. Jacobs "Magnetic

Resonance Imaging: Chapter 55: Ischemia" de:http://www3.us.elsevierhealth.com/Mosby/Stark-Bradley/C88_055c.html

[46]. www.medicosdeecuador.com[47]. http://www.emedicine.com/neuro/topic431.htm [48]. Maureen C. Jensen, Michael N. Brant-Zawadzki, and Brian C. Jacobs "Magnetic


[49]. http://www.emedicine.com/neuro/topic431.htm[50]. H. Espinosa. “Resonancia magnética funcional”. Asociación Colombiana de

Neurología; 15:181-189.[51]. http://www.seacv.org/revista/2.htm[52]. Matthias Hofer. “Manual practico de TC. Introducción a la TC”. Editorial médica

panamericana, 2005.[53]. Howard A. Rowley,MD. “Neurovascular magnetic resonante angiography” de:

http://www.mr-tip.com[54]. www.justeradiologia.com[55]. www.medicosecuador.com[56]. Maureen C. Jensen, Michael N. Brant-Zawadzki, and Brian C. Jacobs "Magnetic


http://www3.us.elsevierhealth.com/Mosby/Stark-Bradley/C88_055c.html

http://www.medicosecuador.com.htm/

http://www.justeradiologia.com/


http://www.seacv.org/revista/2.htm


http://www.emedicine.com/neuro/topic431.htm


http://www.stroke.ahajournals.org/

http://spinwarp.ucsd.edu/NeuroWeb/Text/br-100.htm

http://www.med-ed.virginia.edu/courses/rad/headct/

http://www.medicosecuador.com.htm/

http://www.med-ed.virginia.edu/courses/rad/headct/

http://www.nlm.nih.gov/medlineplus/spanish/ency/article/001571.htm

http://www.lasalud.com/pacientes/accidente_cerebrovascular.htm

http://www.mr-tip.com/gone.php?target=http://ej.rsna.org/ej3/0095-98.fin/index.htm

http://www.tsid.net/resonancia/espectroscopia/espectroscopia.htm


Proyecto final integrador - UNSAM · Web viewNo solo de las imágenes convencionales sino también...

Documents

Transcript of Proyecto final integrador - UNSAM · Web viewNo solo de las imágenes convencionales sino también...