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SERAM - Sociedad Espaola de Radiologa Mdica

TCNICA DE LA IMAGEN POR RESONANCIA

MAGNTICA

JAVIER LAFUENTE MARTNEZ Y LUIS

HERNNDEZ MORENO

Hospital General Universitario Gregorio

Maran. Madrid.

RM DEL HOMBRO

FAUSTINO ABASCAL ABASCAL

Instituto Radiolgico Cntabro. Clnica

Mompa. Cantabria.

RM DEL CODOGUILLERMO FERNNDEZ CANTN

Osatek. Bilbao.

RM DE LA MUECA Y LA MANO

ROBERTO GARCA-VALTUILLE
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SERAM - Sociedad Espaola de Radiologa Mdica

Cantabria.

RM DE LOS TUMORES SEOS

FRANCISCO APARISI RODRGUEZ

Hospital La Fe. Valencia.

RM DE LAS LESIONES MUSCULARES

JORDI ALDOM PUIGDOMNECH YMARINA

HUGUET PAELLA

Centre Diagnstic Pedralbes. Barcelona.

MODELOS ANIMALES DEEXPERIMENTACIN EN RESONANCIA

MAGNTICA

DEL SISTEMA MUSCULOESQUELTICO

JOS R. ALTNAGA, JOS MANUEL

GONZALO ORDEN Y ASUNCIN ORDEN

Unidad de Ciruga y Radiologa. Facultad

de Veterinaria. Universidad de Len.

WEBMASTER Copyright SERAM COORDINACION

Martes 23 Noviembre 10
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GENERALIDADES Y CONCEPTOS BSICOS DERESONANCIA MAGNTICA (RM)

La imagen por resonancia magntica (IRM ) es un mtodotomogrfico de emisin cuyas principales ventajas sobre otrosmtodos de imagen son: a) su capacidad multiplanar, con la po-sibilidad de obtener cortes o planos primarios en cualquier di-reccin del espacio; b) su elevada resolucin de contraste, quees cientos de veces mayor que en cualquier otro mtodo deimagen, c) la ausencia de efectos nocivos conocidos al no uti-

lizar radiaciones ionizantes, y d) la amplia versatilidad para elmanejo del contraste.

La IRM se basa en la excitacin de los ncleos de uno delos tres istopos del hidrgeno, el 1H, previamente introduci-dos en un potente campo magntico esttico, denominado B0.La intensidad del campo magntico que se utiliza para la ob-tencin de imgenes mdicas en RM oscila entre 0,012 y 2 Tes-las. Los imanes para producir ese campo magntico pueden serpermanentes, resistivos, superconductivos o mixtos. Los ima-nes que producen campos magnticos altos, a partir de 0,5 T ,son superconductivos.

Los protones magnetizados en el campo magntico (C M),en estado de relajacin, adquieren dos orientaciones: de baja yalta energa, o paralelos y antiparalelos respectivamente.

Simultneamente, los momentos magnticos de los pro-tones realizan un movimiento de precesin alrededor del ejedel campo magntico. La frecuencia de precesin depende de

la intensidad del campo. Para un CM de 1T la frecuencia deprecesin es de 45 MHz. Esta aumenta o disminuye de mane-ra proporcional al CM, de tal manera que en un CM de 0,5 Tla frecuencia de precesin es de 22,5 M Hz y en 2T de 90MHz.

En una pequea proporcin, predominan los protones deorientacin paralela o de baja energa, formndose en la mues-tra un vector de magnetizacin neto, orientado en la direccindel campo magntico. En esta situacin, los protones estn en

estado de magnetizacin y relajacin. Cuanto ms intenso esel CM , mayor es la proporcin de paralelos sobre antiparale-los, y el vector neto es mayor.

Como nicamente se puede medir magnetizacin en el pla-no transversal, la muestra es expuesta a pulsos de radiofre-cuencia, junto a gradientes de campo magntico variables, queinclinan el vector de magnetizacin de la loncha o volumen se-leccionado hacia el plano transversal. La radiofrecuencia es de-vuelta en forma de seal elctrica oscilante(Fig. 1),general-mente en forma de eco. Estas seales, codificadas en fase y

frecuencia mediante gradientes, se utilizan para formar la ima-gen. La amplitud del eco se reflejar en el menor o mayor bri-llo de la imagen final, y depende preferentemente de la densi-dad protnica, la relajacin T1y T 2, y en menor medida deotros factores como el flujo, la perfusin, la difusin y la trans-ferencia de la magnetizacin.13

CAPTULO 1/Tcnica de la Imagen por Resonancia Magntica 9

TCNICA DE LA IMAGEN POR RESONANCIA MAGNTICAJAVIER LAFUENTE MARTNEZ YLUISHERNNDEZ MORENOHospital General Uni versitari o Gregorio Maran. Madri d.

Fig. 1. Seal de resonancia magntica. El vector de magnetiza-cin se inclina 900, desde el eje z, paralelo al CM, hasta el planotransversal x,y. Su precesin produce una corriente elctrica al-terna o seal de RM sobre una bobina receptora.

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La aplicacin del pulso de inversin cuando el vector de untejido est pasando por 0, en el que su magnetizacin longitu-dinal tiene un valor 0, suprime su seal. E sta posibilidad es tilpara eliminar la seal de tejidos con un T1muy corto como, porejemplo, la grasa. Esta variante de la secuencia IR se denomi-naST I Ro inversin recuperacin con un tiempo de inversincorto (Fig. 4). Utilizando un T I largo tambin se puede elimi-nar la seal de tejidos con un T1largo como, por ejemplo, elLCR. Esta secuencia se denominaFLAIR (Fig. 4).17,33,38En lasecuencia IR, adems de los parmetros TR y TE, se aade porlo tanto un tercer parmetro: el tiempo de inversin (T I) o

tiempo de aplicacin del pulso de 900, que determina no slo elcontraste de la imagen sino que posibilita la eliminacin de laseal de determinados tejidos.En IR el contraste de la imagen y la seal del fondo pueden ma-linterpretarse debido a que la reconstruccin de la imagen pue-de realizarse de dos modos: real o modular.

Secuencias de eco de g rad iente con ngulo limit ado (EG)

Este tipo de secuencias abarcan un amplio y diverso grupocuya principal caracterstica es la obtencin del eco mediantela aplicacin de gradientes alternantes o inversos, en vez depulsos de refase de RF de 1800. J unto a este tipo de refase seutilizan ngulos de excitacin limitados, menores de 900, quepermiten la utilizacin de TR mucho ms cortos que en SE. Es-ta combinacin de ngulo limitado y refase por gradientes per-mite acortar el tiempo de adquisicin de la imagen de una ma-nera notable.15, 39El acortamiento del TR es uno de los meca-nismos de reduccin del tiempo de exploracin. Con TR cor-tos es necesaria la utilizacin de ngulos de excitacin meno-res de 900, para no saturar la muestra.

La aplicacin de un ngulo menor de 90 inclina el vector demagnetizacin, de modo que puede descomponerse en una com-ponente longitudinal (Mz) y otra transversal (Mxy) (Fig. 5a). Laintensidad de la seal de RM va a depender nicamente del com-

ponente transversal (Mxy). Con ngulos menores de 900, al par-tir de una posicin ms cercana al eje z, la recuperacin del vec-tor de magnetizacin longitudinal es ms rpida, siendo posiblela aplicacin de TR cortos sin saturar la muestra (Fig. 5b). Co-mo contrapartida, el componente transversal es menor. La se-al es ms baja y las imgenes son ms ruidosas. H abitualmen-te, esto obliga a aumentar el nmero de adquisiciones.

En las secuencias SE se aplica un pulso de RF de 180 pa-ra refasar los protones, mientras que en las secuencias EG el


La diferencia de seal entre los diferentes tejidos traducela resolucin de contraste. Esta es superior a la de cualquierotro mtodo de imagen diagnstica. En la IRM , la seal y elcontraste entre tejidos pueden ser manejados por el operadorsegn las diferentes potenciaciones de las secuencias, inclusopuede suprimirse la seal de diferentes tejidos. Esta posibilidadde manejo de los contrastes, junto a la capacidad multiplanar,hacen de este mtodo diagnstico una herramienta excepcio-nal en el diagnstico mdico.

Uno de los inconvenientes de la IRM es el largo tiempo deexploracin. Desde la utilizacin prctica de la resonancia mag-ntica como mtodo de imagen diagnstica a comienzos de la

dcada de los ochenta, la disminucin en los tiempos de ex-ploracin junto con mejoras en la resolucin espacial, han sidoobjetivos preferentes en la evolucin tecnolgica de este mo-derno mtodo de imagen mdica.

Secuencias de lectura

Aunque existen decenas de siglas y acrnimos de secuen-cias, la mayora son modificaciones y variantes de las secuen-cias bsicas que se van a describir a continuacin. Para crearuna imagen es necesaria la aplicacin de pulsos de excitacinde RF durante el proceso de relajacin. Inmediatamente des-pus, se mide la seal obtenida, generalmente en forma de eco.Para la obtencin de estas seales de eco puede ser necesariala aplicacin de uno o ms pulsos de refase de RF, o bien degradientes. El conjunto de cada pulso de excitacin de RF y lospulsos o gradientes de refase posteriores necesarios para pro-ducir una seal medible se denomina ciclo de pulsos. J unto alos pulsos de RF es necesaria la aplicacin de gradientes decampo magntico para la localizacin y codificacin espacial dela seal. En IRM , es necesario repetir estos ciclos 64, 128, 256,512 1024 veces para rellenar el espacio K o matriz de datoscrudos y la posterior reconstruccin de la imagen. Se denomi-na secuencia a esta repeticin o serie de ciclos de pulso o pul-sos y gradientes asociados.

Secuenci a espn- eco

La secuencia ms elemental, ms conocida y, probable-mente todava hoy, la ms utilizada en IRM , es la secuencia es-pn-eco, eco de espn o SE. El esquema bsico de la misma con-siste en un pulso de excitacin inicial de 900para inclinar el vec-tor de magnetizacin longitudinal al plano transversal, seguidode uno o dos pulsos de refase de 1800para obtener uno o dosecos respectivamente (Fig. 2).16, 26, 31

Cuando el ciclo de pulsos contiene ms de una seal deeco, generalmente dos, se denomina secuencia multieco, do-ble eco o dual echo. En este caso, con cada eco se forma unaimagen. Esta secuencia produce un contraste estndar entretejidos, de fcil reconocimiento, que depende preferentemen-te de la DP, T1y T 2. Los pulsos de refase de 1800corrigen lasheterogeneidades del campo magntico, no aleatorias, y, enmenor medida, las heterogeneidades en los campos magnti-cos locales producidas por diferencias de susceptibilidad mag-

ntica de los tejidos. Los ecos obtenidos decaen exclusiva-mente por la relajacin T 2 de los tejidos, debido a la interac-cin protn-protn.13

El contraste de la imagen, seleccionando una potenciacinen DP, T1o T 2, se regula manejando los parmetros: a) tiem-po de repeticin (TR), que controla la cantidad de relajacinlongitudinal, y b) tiempo de eco (TE ), que controla la cantidadde desfase del componente transversal de la magnetizacin. Lapotenciacin en T1se obtiene combinando un TR corto y unTE largo; la potenciacin en DP con un TR largo y un TE cor-

to, y la potenciacin en T2 con un TR largo y un TE largo. Losdos ecos para formar las imgenes de DP y T 2 se obtienen enel mismo TR tras un nico pulso de excitacin. T picamente,en la secuencia SE el tiempo de adquisicin de imgenes po-tenciadas en T1y T2 puede variar de 1a 10 minutos, depen-diendo de la longitud del TR, del nmero de pixeles de la ma-triz en la direccin de la codificacin de fase y del nmero deadquisiciones o NEX.

Secuencia inversin recup eracin

Los ciclos de pulsos de la secuencia inversin recuperacin(IR) se inician con un pulso de excitacin de 1800, que invierteel vector de la magnetizacin longitudinal. Durante su relaja-cin, tras un tiempo denominado TI, se aplica un pulso de 900

para inclinar el vector de magnetizacin al plano transversal ypoder medir la seal. En este momento, el ciclo contina co-mo en la secuencia SE, aplicndose posteriormente un pulso

de 1800

para el refase y produccin del eco (Fig. 3). La princi-pal ventaja de esta secuencia es la obtencin de imgenes conuna fuerte potenciacin en T 1, debido a que las curvas de re-lajacin longitudinal comienzan desde un valor doble, y por lotanto su separacin durante la relajacin es mayor que en SE.Su inconveniente principal es la necesidad de aplicar tiemposde repeticin ms largos, para que la relajacin longitudinal secomplete. La utilizacin de T R largos prolonga el tiempo de ad-quisicin.4

10 RM del Sistema Musculoesqueltico

Fig. 2. Esquema de la secuencia SE monoeco. Tras un pulso ini-cial de 900aparece la FID, que marca la curva de decaimiento T2*.La aplicacin de un pulso 1800en un tiempo TE/2.

Fig. 3. Esquema de la secuencia IR. Pulso inicial de 1800 que in-vierte la magnetizacin longitudinal. Durante el proceso de relaja-cin se aplica un pulso de 900que traslada la magnetizacin lon-gitudinal, desde cualquier valor positivo o negativo, al p lano trans-versal. Posteriormente, la secuencia contina como en SE, con unpulso de 900y otro de 1800para la obtencin del eco.

Fig. 5. Pulso de RF de ngulo limitado. Tras la aplicacin de unpulso de excitacin menor de 900 la relajacin longitudinal se com-pleta ms rpidamente (a), debido a que parte de valores ms cer-canos al estado de relajacin (b).

Fig. 4. Curvas de relajacin T1 en la secuencia IR. Durante la re-lajacin longitudinal, la aplicacin de un pulso de 900 en el mo-mento a, suprime la seal de un tejido con un T1 corto (STIR). Sise aplica en el tiempo b, se suprime la seal de un tejido con un T1largo (FLAIR).

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TR tienen la misma codificacin de fase; cada lnea del espacioK se adquiere en un TR distinto. Cuando el nmero de cortesno es un factor limitante, el tiempo de adquisicin de la imagenes inversamente proporcional al nmero de ecos o longitud deltren de ecos. Por ejemplo, un tren de ecos de 8 reducira te-ricamente el tiempo de adquisicin por un factor de ocho. Elnmero de lneas que se rellenan en cada TR se denomina seg-mento (Fig. 8).

El contraste obtenido en la secuencia TSE es en generalsimilar al de una secuencia SE convencional. Las diferenciasexistentes son principalmente un aumento del brillo de la gra-sa an en imgenes potenciadas en T2.5Esto es debido al efec-

to denominado acoplamiento J , cuya causa es la aplicacin demltiples pulsos de refase de 1800. Este efecto pude obviarsecon la aplicacin de tcnicas de supresin grasa. Otras dife-rencias son la aparicin de artefacto por emborronamientocuando se utilizan tiempo de eco largos. El detalle puede me-jorarse aplicando tcnicas de HF en TSE segmentado. Por l-timo el efecto de transferencia de la magnetizacin, igualmen-te producido por la aplicacin de mltiples pulsos de refase de1800, puede saturar algunas estructuras y disminuir la capaci-dad de deteccin de la patologa.

En T SE, el manejo del TE es similar, debiendo situar las l-neas centrales del espacio K alrededor del T E seleccionado, yaque son las lneas centrales, o de codificaciones de fase bajas,las que aportan el contraste global a la imagen. En T SE, eltiempo de eco se denomina TE efectivo (T Eef), debido a queexisten tantos tiempos de eco como ecos, pero nicamente eltiempo de eco de los centrales en el espacio K determina el con-traste de la imagen.

La secuencia TSE se puede combinar con prepulsos depreparacin de la magnetizacin, como un pulso de inversinde 1800 (IR-TSE), o con tcnicas de saturacin de la grasa(TSE-Spir).2

Secuencia eco-plana r

La secuencia eco-planar (EPI) es un una forma de adquisi-cin ultrarrpida, desarrollada por Mansfield en el ao 1977.23

Sin embargo, hasta la dcada de los noventa no ha tenido apli-caciones clnicas de rutina.

La rapidez de la secuencia deriva de la adquisicin de ml-tiples lneas del espacio K tras el pulso de excitacin. A l igualque en TSE, el factor de aceleracin depende del nmero co-dificaciones de fase por TR. En su forma ms pura se adquie-ren todos los perfiles o vistas tras un nico pulso de excitacin(single-shot o snapshot). En estas condiciones, y con una ma-triz de baja resolucin, la adquisicin de la imagen puede durar

50-100 ms.En EPI, los ecos se obtienen a partir de la FID, aplicandomuy rpidamente gradientes de lectura alternativos de signoinverso (EG-EPI) (Fig. 9). El refase por gradientes reduce no-tablemente el espaciamiento entre ecos, de tal manera que sepueden adquirir cuatro ecos de gradiente en el mismo tiempoque un eco del espn en TSE .

En EG-EPI la potenciacin es muy fuerte en T2*. Las con-secuencias son: a) una alta sensibilidad a artefactos por sus-

ceptibilidad magntica; b) un desplazamiento qumico muchomayor que en cualquier otra secuencia que, adems, al con-trario que en las dems secuencias, se produce en la direccinde la codificacin de fase, y c) una SNR pobre. El gran despla-zamiento qumico obliga a efectuar la supresin de la grasa.

Para la tcnica de disparo nico (single-shot), en la que to-das las codificaciones de fase se producen tras un nico pulsode excitacin, se aplican gradientes muy intensos y rpidos, del

orden de 25-40 mT/m en menos de 200 s.3, 12La tcnica de mltiples disparos (mu lti -sh ot), en la se ad-

quiere nicamente una parte del espacio K tras cada pulso deexcitacin (segmentacin del espacio K), es la ms utilizada ac-tualmente para la adquisicin de imgenes diagnsticas. E statcnica puede realizarse en la mayora de las mquinas actua-les, incluso con gradientes estndar.25

La alta resolucin temporal de EG-EPIsingle-shotpermiteefectuar estudios funcionales y de perfusin cerebrales, y es-tudios cardiacos con secuencias de 10-12 imgenes por segun-do. En el sistema msculo-esqueltico son posibles los estudioscinemticos articulares. Esta forma de EPI es la base de la fluo-roscopa por RM.

En EPI, los ecos tambin pueden obtenerse a partir de uneco del espn (SE-EPI ), cuya utilidad es la potenciacin en T2,con menos efecto T2*, debido a la aplicacin de pulsos de re-fase de 1800 (Fig. 10). SE-EPI puede combinarse con pulsos de

inversin previos (IR-EPI), para aumentar el contraste de laimagen.Se puede decir, genricamente, que en todas las secuen-

cias de RM la rapidez de la adquisicin es inversamente pro-porcional a la calidad de la imagen; esto es, si cabe, ms mani-fiesto en la secuencia EPI. Por ello, en las aplicaciones actua-les en estudios de cuerpo el relleno del espacio K en la secuen-cia EPI se realiza de forma segmentada; el espacio K se rellenacon mltiples disparos (multi-shot). Al igual que en TSE, el n-


eco se forma por un mecanismo diferente: la aplicacin de ungradiente, generalmente en la direccin del eje x (Gx) (Fig. 6).

En las secuencias EG se puede producir el eco a partir dela FID o a partir de un eco ms lejano, con una estructura si-milar a la de una secuencia SE. Las secuencias EG se puedendividir, por lo tanto, en dos grandes grupos, segn se forme eleco a partir de la FID o del eco de espn. La formacin del ecoa partir de la FID permite tiempos de eco muy cortos.

En estas secuencias, el contraste de la imagen y su poten-ciacin en T1, DP o T 2, depende preferentemente del ngulode inclinacin y del TE. L a aplicacin de ngulos entre 400y600, y TE cortos, potencia la imagen en T1. Para la obtencinde imgenes puras T1es necesario destruir cualquier magneti-zacin transversal residual antes de cada pulso de excitacinque pudiera contaminar el siguiente ciclo.40 Estas secuenciasse denominanspoiled gradient-echo. Por el contrario, ngulospequeos y TE ms largos la potencian en T2.

En estas secuencias, la potenciacin es en T2* y no en T 2,debido a que los gradientes para la formacin de los ecos nocancelan los efectos de las heterogeneidades del campo mag-ntico y los efectos de susceptibilidad magntica, como suce-de con los pulsos de refase de 1800en la secuencia SE.

En las secuencias EG, al igual que en SE e IR, cada TR co-rresponde a una codificacin de fase o relleno de una lnea del

espacio K. Este hecho y sus consecuencias sobre el tiempo deadquisicin de la imagen sern discutidos posteriormente.

Secuencia t ur bo espn-eco (T SE)

La secuencia turbo espn-eco (TSE) o fast spin-echo (FSE)es una secuencia rpida desarrollada comercialmente a partirde la secuencia RARE, como modificacin de la secuencia SEmultieco.19, 21El ciclo de pulsos de esta secuencia se caracteri-za por la aplicacin de un pulso de excitacin de 900, igual que

en SE, y la posterior formacin de dos o ms ecos de espn pro-ducidos por pulsos de refase de 1800(Fig. 7). T picamente, enla utilizacin convencional de la secuencia se adquieren entre4 y 32 ecos (siempre ms de 2), aunque pueden llegar a 256 ensu modalidadsingle-shot. E l nmero de ecos se denomina lon-gitud del tren de ecos,echo train length, ET L, factor turbo o

TF. La caracterstica bsica de esta secuencia es que cada ecose codifica con una fase distinta (Fig. 8). Por lo tanto, en cadaTR se rellenan tantas lneas del espacio K como ecos. La con-secuencia inmediata es una disminucin drstica del tiempo deadquisicin, proporcional al TF, o lo que es lo mismo al nme-ro de lneas del espacio K que se rellenan en cada TR. En la se-cuencia SE convencional cada eco, uno o dos, obtenidos en un


Fig. 6. Refase por g radientes en EG. El eco se obtiene mediantela aplicacin de un gradiente de lectura alternante o bipolar, conun desfase (lbulo negativo) que destruye la FID, y un posterior re-fase (lbulo positivo) en el eje de codificacin de frecuencia (Gx),que rehace la coherencia de fase. El centro del eco (TE) coincidecon el centro del gradiente.

Fig. 7. Secuencia SE multieco. Ejemplo de secuencia SE multiecocon tres pulsosde refase de 1800, que producen otros tantos ecos.Este tipo de secuencia es la base de TSE.

Fig. 9. Esquema bsico de EPI. Tcnica EPI: la FID se descompo-ne en mltiples ecos de gradiente mediante la aplicacin muy r-pida de gradientes alternativos, positivos y negativos, en la direc-cin de codificacin de frecuencia (Gx). Cada eco se codifica conuna fase distinta.

Fig. 8. Secuencia TSE. Esquema de un segmento o TR en TSE, y surelleno del espacio K. Cada eco de un TR sirve para rellenar una l-nea del espacio K.

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durante la lectura del eco, de tal manera que los protones delas distintas columnas precesan con una frecuencia diferentesegn el campo magntico percibido. En una secuencia SEconvencional se codifican todas las columnas tras un nicopulso de excitacin de radiofrecuencia de 900. El gradiente

para la codificacin de frecuencia se aplica durante la obten-cin del eco mediante un gradiente de desfase al comienzo,que se invierte a lo largo del eco, de tal manera que en el cen-tro del eco el desfase es 0 (Fig. 13). En cada punto o mo-mento de muestreo del eco, los protones de la muestra tie-nen una frecuencia diferente en sentido horizontal. Duranteel eco, los protones del corte tienen diferentes frecuencias ensentido horizontal.

La seal de eco tiene una amplitud creciente primero y de-creciente despus por dos motivos: a) el refase mediante el pul-

so de RF de 1800y el posterior desfase, y b) por la aplicacindel gradiente durante la lectura del eco. El gradiente produceun desfase mximo al inicio del eco, pasa por un desfase iguala 0 en el punto medio y alcanza un desfase mximo en sentidoinverso al final (Fig. 14). El eco es una seal analgica que de-be ser muestreada para su conversin analgico-digital. Elmuestreo se efecta con una determinada frecuencia, deno-minada frecuencia de muestreo. Posteriormente, se descom-pone en sus mltiples frecuencias y sus correspondientes in-tensidades mediante la transformacin de Fourier (FT).

Por lo tanto, a cada columna le corresponde una frecuen-cia, de tal manera que en RM frecuencia equivale a localiza-

cin espacial.Durante la lectura del eco se adquiere informacin de to-

das las columnas de la matriz; en la secuencia SE convencio-nal se obtiene tras un nico pulso de excitacin. En todos losTR sucesivos se repite el proceso sin variaciones.

Codificacin de fase

La otra dimensin de la imagen, las filas, se obtiene codifi-cando en fase secuencialmente el espacio K. La informacinnecesaria para independizar las filas se adquiere codificando enfase los protones de la muestra. Es necesario adquirir tantascodificaciones de fase como filas tenga la matriz. Cada codifi-cacin de fase se denomina tambin vista o perfil. La diferen-cia entre cada una consiste en la distinta fase de los protonesdel corte tomogrfico en sentido vertical, que determina unafrecuencia espacial diferente.

Cada vista contiene informacin de todo el corte, pero con

una fase diferente. En la codificacin de fase 0, en la que no seha aplicado gradiente en sentido vertical, todos los protonesdel corte tienen la misma fase y frecuencia (Fig. 15a). En la pri-mera codificacin de fase los protones se desfasan 3600desdeel extremo inferior hasta el superior de la imagen. Expresn-dolo grficamente podramos decir que se ha dado una vueltade 3600a la fase de los protones (Fig. 15b). En la segunda co-dificacin de fase, el desfase es de 7200 (Fig. 15c). En cada co-dificacin de fase sucesiva los protones se desfasan otros 3600.La codificacin 127 supone que los protones se han desfasado128 veces 3600en sentido vertical.


mero de disparos equivale al nmero de segmentos, y el n-mero de ecos al factor turbo.

Secuenci a GraSE

La secuenciaGraSE(gradient and spin-echo) es la secuen-cia rpida ms compleja y moderna. En ella, se combinan lassecuencias TSE y EPI. Tras un pulso de excitacin se obtienenmltiples ecos de espn por refase, mediante pulsos de 1800. Elnmero de ecos de espn equivale al factor turbo. Cada eco deespn se descompone, a su vez, en mltiples ecos de gradiente

mediante cambios de polaridad muy rpidos del gradiente delectura. El nmero de ecos de gradiente es el factor EPI.

Al igual que en TSE y EPI, se adquieren mltiples vistas operfiles en cada TR con una codificacin de fase distinta. E lprincipio, por lo tanto, es un relleno de mltiples lneas del es-pacio K por cada TR.10 El factor de aceleracin es el productodel factor turbo multiplicado por el factor EPI (Fig. 11).

Es posible adquirir imgenes de alta resolucin con tiem-pos relativamente cortos. 10, 11El contraste en la secuenciaGRA SE est condicionado por los ecos de espn ms que porlos ecos de gradiente, por lo que la curva de decaimiento es T2en vez de T2 *.

Reconstruccin de la imagen

Para la formacin de la imagen como una matriz de pixe-

les, la seal obtenida se codifica en fase y frecuencia, para in-dependizar las filas y columnas (ejes x,y) (Fig. 12).

Codificacin de frecuencia

La codificacin de frecuencia permite separar una de lascoordenadas de la matriz como, por ejemplo, las columnas.Esta se efecta aplicando un gradiente de campo magntico


Fig. 10. Esquema bsico de SE-EPI. SE-EPI: en este caso es el ecode espn, en vez de la FID, el que se descompone en mltiples ecosde gradiente.

Fig. 12. Obte ncin de la imagen en RM. Separacin de las filas ycolumnas de la matriz mediante la aplicacin de gradientes en losejes x e y respectivamente.

Fig. 14. Cod ificacin de frecuencia. Antes de la seal de eco seaplica un gradiente que desfasa los protones en sentido horizon-tal. Durante la lectura y muestreo del eco, los protones se refasanprogresivamente. Este gradiente vara las frecuencias en sentidotransversal. En el centro del eco, el gradiente tiene un valor igual a0 y la frecuencia es 0. En este instante la fase y frecuencia de losprotones es igual en todo el corte. En los extremos del gradienteel desfase es mximo

Fig. 15. a) Codificacin de fase 0: los protones de este corte esquemtico del crneo tienen la misma fase en sentido vertical. b) Codifi-cacin de fase 1: mediante la aplicacin de un gradiente los protones se desfasan 3600 en sentido vertical. c) Codificacin de fase 2: ungradiente ms intenso que en la figura 15 b, los protones se desfasan 7200en sentido vertical.

Fig. 11. Esquema de la secuencia GraSE. Combinacin de ecosde espn y ecos de gradiente. Cada eco de espn (componente TSE)se descompone en mltiples ecosde gradiente (componente EPI).

Fig. 13. Esquema de l gradiente de lectura. Durante la lectura deleco se aplica un gradiente negativo-positivo, que produce dife-rentes frecuencias en sentido horizontal.

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+127 hacia un extremo, y en sentido descendente desde -1hasta -128.

Cada lnea del espacio K corresponde al eco obtenido trasla aplicacin de un gradiente de codificacin de fase. Cada pun-to de cada lnea de la figura corresponde a una frecuencia es-pacial determinada (Fig. 17). Como se ha mencionado ante-riormente, la amplitud de los ecos es mxima en las lneas cen-trales del espacio K, y mucho menor en los extremos, donde elgradiente aplicado es mayor y por lo tanto se produce ms des-fase (Fig. 16). El centro del espacio K genera el contraste y lamayor parte de la seal en la imagen. Los extremos aportan eldetalle (Fig. 18). Los ecos obtenidos con una codificacin igualpero de signo inverso, por ejemplo la codif icacin de fase +35y la codificacin -35, son simtricos pero invertidos. Ello hace

que el espacio K sea simtrico desde su lnea central o codifi-cacin de fase 0 hacia los extremos. Esto se denomina sime-tra hermitiana o conjugada. Tambin los ecos son simtricosen su mitad ascendente y descendente. Por lo tanto el espacioK es simtrico respecto al centro de coordenadas (Fig. 19).

Aunque no existe una correspondencia entre la localiza-cin los puntos de cada lnea del espacio K y la localizacin delos pixeles en la imagen final, las diferentes partes del espacioK tienen una correspondencia con las frecuencias espaciales enla imagen. Los datos cercanos a las lneas centrales correspon-den a las bajas frecuencias espaciales y proporcionan informa-cin sobre el contraste, contornos y objetos groseros, mientras

que las lneas extremas lo hacen sobre el detalle fino y la reso-lucin espacial.Estas consideraciones sobre el espacio K en cuanto a la in-

tensidad de los ecos, simetra y correlacin con la imagen finaltienen una gran importancia para la posterior discusin sobrela secuencia TSE.

De acuerdo con lo expuesto hasta el momento, se puedecomprender por qu los tiempos de exploracin en RM suelenser largos, especialmente para la obtencin de imgenes po-tenciadas en DP y T 2 que necesitan un TR largo. Por ejemplo,en una secuencia SE convencional potenciada en T2, en la quese utiliza un T R de aproximadamente 2000 ms, la obtencinde la imagen puede durar del orden de 8-16 minutos depen-diendo del nmero de NEX. En el mejor de los casos, con unaadquisicin y segn la frmula anterior: 2000 ms x 1NE X x256 = 8 min.

Los t iempos de exploracin largos presentan mltiples in-convenientes, como son la intolerancia por parte del paciente,

sobre todo si tiene claustrofobia o dolor, y la aparicin de ar-tefactos por movimientos voluntarios o involuntarios. Adems,no es posible efectuar estudios 3D volumtricos con adquisi-cin isotrpica en un tiempo razonable, ni estudios dinmicoscon contraste intravenoso. Por ltimo, hay que considerar elbajo nmero de pacientes que se pueden explorar.

Ruido. Relacin seal/ ruido (SNR o Signal to Noise Ratio)

El ruido se define como un componente no deseado, alea-torio, aadido a la seal, que produce una desviacin de sus va-lores. En la imagen, el ruido aparece como un granulado queafecta a la calidad, deteriorando tanto la resolucin de con-traste como la resolucin espacial.7, 36

La intensidad de seal de un vxel va a ser determinanteen la calidad de la imagen. C uanto ms intensa sea sta, ms

calidad tendr. Sin embargo, la seal puede ser distorsionadapor la existencia de ruido. En las imgenes diagnsticas es de-seable una relacin SN R lo mayor posible. Bsicamente la ima-gen ser ms ruidosa cuanto ms pequeo sea el voxel, lo quesucede en cortes finos (voxel menor en el eje z, con matricesgrandes (el voxel es menor en una matriz de 512x512 que enuna de 256x256). T ambin de pende de la secuencia de pul-sos. Las secuencias de ngulo limitado, como las secuenciasEG, en las que el componente transversal de la magnetizacin


Las codificaciones con poco desfase determinan la resolu-cin de contraste de la imagen, mientras que las codificacionesextremas determinan el detalle fino. Por efecto de cancelacinde la seal de unos protones con otros de fase opuesta, los ecoscon codificaciones de fase extremas son muy dbiles y apenascontribuyen a la seal global de la imagen. Los ecos de baja co-dificacin de fase son ms intensos, debido a una escasa can-

celacin de la seal de los protones (Fig. 16). Estos ecos cen-trales contribuyen no slo al contraste de la imagen sino a lamayor parte de la seal. Este hecho se produce porque los te-jidos son heterogneos y no se cancela la seal de todos los pro-tones que tienen una direccin opuesta. En las codificacionesde fase bajas (bajas frecuencias espaciales) el vector neto esmayor que en las codificaciones de fase altas (altas frecuenciasespaciales). En un objeto perfectamente homogneo se pro-ducira una cancelacin total, no existiendo seal de RM paracodificaciones de fase distintas de 0.

Cada eco, con una codificacin de fase, incluye informa-cin de todo el corte. M ediante una segunda TF se obtiene laimagen final.

Los ecos de cada TR dif ieren entre s porque tienen unacodificacin de fase distinta, de tal manera que para la obten-cin de una imagen con una matriz de 256 x 256 hay que efec-tuar 256 codificaciones de fase, desde -128 a +127.

El tiempo de adquisicin de una imagen en RM se calculamediante la frmula:

T = TR x Ncfx Nadq

donde:TR = tiempo de repeticin entre los sucesivos pulsos de

excitacinNcf= nmero de codificaciones de fase

Nadq= nmero de adquisiciones o veces que la secuenciase repite, bien para obtener una relacin S/R adecuada, o conel propsito de reducir los artefactos por movimiento

Espacio K

La matriz de datos crudos, espacio de Fourier o espacio Kes un trmino confuso para la mayora de los usuarios de RM,aunque es un concepto relativamente simple cuya compren-sin es cada vez ms necesaria para una correcta utilizacin delas modernas secuencias en IRM, especialmente para las se-

cuencias rpidas basadas en el relleno de ms de una lnea delespacio K tras un pulso de excitacin. La letra K representa lasfrecuencias espaciales del objeto. E l espacio K tambin recibela denominacin de matriz de datos crudos o dominio de la fre-cuencia. Consiste en una matriz o conjunto de nmeros cuya

TF es la imagen final. Cada fila representa un eco, que estcompuesto de diferentes frecuencias y sus correspondientesintensidades (Fig. 17). Por ejemplo, 256 frecuencias en el casode una matriz de 256x256. El eco obtenido es una seal osci-lante compleja, compuesta de 256 muestras correspondientesa 256 frecuencias e intensidades distintas, por lo que cada pun-to de cada fila representa un punto diferente de muestreo dela seal compleja de cada eco (Fig. 17). Por lo tanto, en cada l-nea del espacio K est contenida informacin de todo el corteo seccin tomogrfica.

La diferencia entre cada fila es que cada una se adquierecon una codificacin de fase distinta. En el ejemplo anteriorde una matriz de 256x256, han de efectuarse tambin 256 co-dificaciones de fase. Convencionalmente, se ha establecidoque en la lnea central del espacio K se coloca la codificacinde fase 0. Las sucesivas lneas en sentido ascendente repre-sentan las codificaciones de fase numeradas desde +1hasta


Fig. 16. Seales de los ecos y su ordenacin en el espacio K. Losecos con codificaciones de fase bajas(a) tienen una intensidad ma-yor que los ecoscon una codificacin de fase extrema (b). Por con-vencin, el eco con una codificacin de fase 0 se sita en el centrodel espacio K, y los ecos con una codificacin de fase mxima enlos extremos.

Fig. 18. Contraste y de talle en el espacio K. La parte central delespacio K aporta la mayor parte de la seal y contraste a la imagenfinal. Losextremosaportan el detalle pero contribuyen escasamentea la seal.

Fig. 17. Representacin de la imagen y el espacio K. Cada lneadel espacio K corresponde a una seal de eco, y se representa me-diante puntos. Cada punto representa una muestra del eco con unacodificacin diferente en sentido horizontal. El eje Kx representa lasfrecuencias espaciales horizontales y el eje Ky las verticales. La TFdel espacio K es la imagen final y viceversa.

Fig. 19. Simetra conjugada o hermitiana del espacio K. Cad aeco tiene su simtrico con la misma codificacin de fase de signocontrario. Tambin cada punto de muestreo del eco tiene su si-mtrico respecto al origen en el lado opuesto del espacio K.

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Generalmente se sacrifican las codificaciones de fase ex-tremas, cuya seal es muy dbil, y aunque condicionan el de-talle, su contribucin f inal a la imagen es escasa.

Estas tcnicas, como la adquisicin de un porcentaje de ba-rrido, el FOV rectangular y Half Fourier, se desarrollan msampliamente en la seccin siguiente.

d) Rellen o de ms de una l nea d el espacio K en ca da TR

Existen otros mtodos para reducir el tiempo de explora-cin, como son los basados en un relleno ms rpido del espa-cio K. Estas tcnicas se basan en la adquisicin de ms de unalnea del espacio K tras cada pulso de excitacin. Este es el fun-

damento de las modernas secuencias:Secuencia Turbo espn ecoSecuencia eco-planarSecuencia de eco de gradiente y del espn (Gradient andspin-echo o GraSE)

Todas ellas se basan en la obtencin de mltiples ecos trasla aplicacin del pulso de excitacin, codificndose cada eco conuna fase distinta. Es posible incluso la lectura de todo el espacioK con un nico pulso de excitacin (singl e shoto disparo nico).

Mtodos basados en el manejo avanzado del espacio K

a) Partial scan, relleno parcial o porcentaje de barridodel espacio K

Con el objetivo de reducir el tiempo de exploracin se pue-de suprimir la adquisicin de algunas lneas extremas del espa-cio K o codificaciones de fase extremas. Estas son sustituidaspor un valor 0 (z ero- f illi ng), con lo que, en teora, se rellenantodas las lneas y el pxel se mantiene cuadrado (Fig. 20).

La cantidad de lneas que no se adquieren est definida porel parmetro porcentaje de scan. Por ejemplo, un porcenta-

je descandel 30% supone que no se ha adquirido un 15% de l-

neas cada extremo del espacio K. Evidentemente, al suprimiralgunas lneas que aportan parte del detalle de la imagen exis-te una cierta disminucin de la resolucin espacial, aunque elcontraste permanece prcticamente invariable.7, 30 Es habitualuna reduccin del 20-25% de las codificaciones de fase, dismi-nuyendo el tiempo de exploracin en la misma proporcin. Es-te porcentaje apenas afecta al detalle de la imagen, aunque pa-ra evitar el artefacto de emborronamiento o el artefacto ri n-gi ngno es aconsejable una disminucin mayor del 20% (Fig.21). En los parmetros de este estudio se puede observar queen la imagen de la derecha, se han adquirido nicamente 64 l-neas en una matriz de 256, y que las lneas no adquiridas hansido sustituidas por valores nulos. Esto no quiere decir que lamatriz tenga 256 columnas y 64 filas. En algunos equipos de


es menor que en la secuencia SE, la S/R es menor. Tambindepende de la frecuencia de operacin o frecuencia del siste-ma0(operati ng frecuency)y por lo tanto de la fuerza del CM.En general la SNR tiene una relacin lineal con el CM:

K B0

Las medidas representan el nmero total componentes dela seal utilizadas en la reconstruccin de Fourier; para la re-construccin 2DFT la frmula es:

Medidas = Nxx Nyx NEX

La SN R es proporcional a la raz cuadrada de las medidasy no al nmero de medidas directamente.

El ancho de banda de recepcin representa el rango de fre-cuencias que cruza un vxel, y se define:

Ancho de banda = Nxtiempo de muestreo

Cuando el ancho de banda es grande existe ms ruido enla imagen. De manera inversa, ste disminuye con anchos debanda pequeos.

La amplitud del eco tiene una influencia clara en la SNR.Los ecos centrales del espacio K tienen una gran amplitud,mientras que los ecos extremos son ms dbiles (Fig. 15). Es-tos ltimos tienen una SNR ms baja que los centrales, debidoa que el ruido es constante, y la seal es menor. La imagen fi-nal tiene una SNR propia que est en funcin de la de cada eco

individual. Si se logran mejorar stos, se mejorar la SNR de laimagen final.

La S/R puede mejorarse modificando los siguientes par-metros: aumentando el T R, disminuyendo el T E, utilizandoanchos de banda menores, aplicando tcnicas 3D, aumentan-do el nmero de adquisiciones (N EX), y aumentando el tama-o del voxel.

Resolucin espacial

La resolucin espacial o capacidad de diferenciar dos pun-tos cercanos y pequeos en la imagen, traduce la nitidez en lavisualizacin de las estructuras. Bsicamente depende del ta-mao del voxel, y por lo tanto de tres parmetros principalescomo son: el tamao de la matriz, el campo de medicin oFOV, y el grosor de corte. Como el voxel suele ser anisotrpi-

co (la dimensin en el eje z es mucho mayor que en x,y), la re-solucin no es igual en todas las dimensiones, siendo menor enla direccin z.

La resolucin se puede aumentar utilizando matrices ma-yores (512x512 en vez de 128x128), disminuyendo el FOV, odisminuyendo el grosor de corte, todo ello encaminado a dis-minuir el tamao del voxel. El efecto adverso en una drsticadisminucin de la S/R, que exige aumentar el nmero de ad-quisiciones. Esto junto al aumento del nmero de codificacio-

nes de fase necesario para aumentar la matriz hace que el tiem-po de exploracin en las tcnicas de alta resolucin sea largo.Por este motivo es frecuente la utilizacin de secuencias rpi-das como TSE o GraSE.

Mtodos para disminuir el tiempo de adquisicin

Desde el comienzo de la IRM, han sido explorados muchosmecanismos encaminados a reducir el tiempo de exploracin.29, 32, 37 Bsicamente, se pueden utilizar cuatro procedimientoscon este propsito: reduccin del TR, reduccin del nmero

de adquisiciones, reduccin del nmero de codificaciones defase, y el relleno de ms de una lnea del espacio K en cada TR.A continuacin se describen los mtodos convencionales paradisminuir el tiempo de exploracin.

a) Reduccin del t iempo de repet ic in

La reduccin del tiempo de repeticin conlleva la utiliza-cin de ngulos de excitacin menores de 900para no saturarla muestra y mantener una SNR aceptable. A su vez, los ecosse obtienen mediante gradientes en vez de pulsos de RF de re-fase de 1800. La primera de estas secuencias denominadaFLASH (Fast low a ngle shot), fue desarrollada en 1986 por Sie-mens. En este tipo de secuencias se pueden utilizar tiempos derepeticin de 30-50 ms. Como siguen el esquema de un ciclode pulso o TR por codificacin de fase, el tiempo de explora-cin puede disminuir notablemente.

Estas secuencias de eco de gradiente con ngulo limitado hanevolucionado de manera notable, habiendo sido desarrolladas re-

cientemente las secuencias denominadas turbo eco de gradiente(Tur bo Flash, Turbo field eco, etc.). En stas se utilizan tiemposde repeticin extremadamente cortos, del orden de 10 ms.

Debido a la utilizacin de ngulos de excitacin limitados,todas estas secuencias se ven penalizadas, en general, por unabaja SNR que obliga, con frecuencia, a un aumento del nme-ro de adquisiciones.

b) Reduccin del nmero de ad quisiciones

El nmero de adquisiciones o de excitaciones es el nme-ro de veces que se recolectan los datos por cada codificacinde fase. Cuando se duplica el nmero de adquisiciones la SNRmejora en , esto es, aproximadamente un 41%.

La relacin entre el nmero de adquisiciones y la duracinde la exploracin es aritmtica. Si se duplica el nmero de ad-quisiciones, se duplica el tiempo de exploracin. El mnimotiempo de exploracin se consigue con 1N EX, siendo habitual

la utilizacin de 1-4 NEX en las secuencias convencionales. Ensecuencias rpidas como TSE y Turbo eco de gradiente sepuede alcanzar los 8-12 NE X.

c) Reduccin del nmero d e codificacion es de fase

El nmero de codificaciones de fase afecta directamenteal tiempo de adquisicin de la imagen. Existen varias tcnicasen las que se reduce el nmero de codificaciones de fase, conlo que es necesario efectuar un menor nmero de T R o ciclos.


Fig. 20 . Ejemplo de partial scan o zero-filling. En una matriz de256x256, en la que se han eliminado el 30% de las codificacionesde fase, siendo sustituidas por valores0. Se mantiene un FOV cua-drado.

Fig. 22. FOV rectangular. Se adquieren lneas alternas del espacioK, comprimindose la matriz final. El nmero de lneas no adqui-ridas depende del porcentaje de FOV rectangular. En porcentajesmenores del 50% se mantienen las lneas centrales del espacio K.

Fig. 21. Ejemplo de relleno parcial. Ejemplo de adquisicin del100% del espacio K (imagen izquierda) y adquisicin nicamentedel 25% (imagen derecha). Obsrvese en esta proyeccin coronadel tobillo la notable disminucin del detalle en adquisicin conporcentaje de barrido del 25%, sin detrimento del contraste.

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esto no sucede, por lo que en la prctica se adquieren algo msde la mitad de las lneas (Fig. 25), debido a los errores de fasea travs de la muestra.7Estas lneas adicionales sirven para lacorreccin de dichos errores.22

La disminucin del tiempo de adquisicin en la tcnica deFourier parcial es proporcional al nmero de lneas que se de-

jan de obtener. Normalmente suele ser del 40-45% (Fig. 26).Con esta tcnica, el FOV y el tamao del vxel permanecen

inalterados.La tcnica de Fourier parcialse ve penalizada con una cier-ta prdida de la SNR. Por ejemplo, con una adquisicin al 50%la SNR se reduce por un factor, comparada con una lectura to-tal del espacio K.

Los artefactos por movimiento son ms acentuados, pues-to que si aparecen durante una fase de la adquisicin, tambinson duplicados con los datos sintticos o calculados. Por estemotivo, se aplica con frecuencia al estudio de estructuras y zo-nas anatmicas menos susceptibles a artefactos por movi-miento, as como para tcnicas de alta resolucin, que preci-saran de tiempos de adquisicin largos.

Existen combinaciones de todas las tcnicas revisadas (por-centaje de scan, FOV rectangular, Fourier parcial). Inclusoexisten otras combinaciones encaminadas a la obtencin msrpida de imgenes, como es la utilizacin de una secuencia conun TR corto, T E corto y Fourier parcial, como en la secuencia

denominada RASE (Rapid acquisition spin-echo).

Otras lecturas del espacio K

En las secuencias que se basan en el relleno de varias lne-as del espacio K por cada TR se pueden realizar dos tipos de ba-rrido o relleno. El recorrido del espacio K desde una codificacinde fase extrema hasta la opuesta pasando por el centro se de-nomina barrido lineal. Inicialmente se obtiene el eco con una co-dificacin de fase -127 y finalmente el eco +128 (Fig. 27).

Otra posibilidad es un relleno que comienza en el centro,con la codificacin de fase 0, y alternativamente se obtienenlos ecos hacia la periferia hasta alcanzar los extremos (barridocentro-extremos o low-high) (Fig. 27). Este barrido se puedeefectuar alternado codificaciones de fase positivas y negativasen un segmento, o adquiriendo segmentos que tengan codifi-

caciones de fase nicamente positivas o negativas.30

En el barrido centro-extremos (low-high), las codificacio-nes de fase bajas, que aportan el contraste de la imagen, se ad-quieren al comienzo del TR, mientras que en el barrido lineallos ecos centrales se adquieren en la mitad del barrido (Fig. 28).


RM es posible eliminar codificaciones fase extremas sin ser sus-tituidas por ningn valor. Si simultneamente se mantiene unFO V cuadrado, el pxel se alargar en la direccin de la codifi-cacin de fase (pxel rectangular). Esto produce un emborro-namiento similar al caso anterior.

b) FOV rectangularEste tipo de relleno se basa en la adquisicin alterna de l-

neas del espacio K. La alternancia se efecta a expensas de laslneas ms alejadas del centro del espacio K para no compro-

meter la resolucin de contraste ni la SNR, al ser adquiridosecos con mayor seal. Las lneas no adquiridas no se represen-tan, y el FO V se comprime para rellenar estos huecos (Fig.22). El campo final es rectangular, manteniendo un pxel cua-drado. Este mtodo se utiliza para acortar el tiempo de adqui-sicin y, simultneamente, acoplar el campo de medicin a de-terminadas regiones anatmicas.

La resolucin espacial y el detalle en la imagen se mantie-nen, ya que se adquieren suficientes codificaciones de fase ex-tremas (1de cada 2 en un FOV rectangular al 50%) (Fig. 23).Por ejemplo, en una matriz de 256 x 256 con un FOV al 75%se miden, nicamente, 192 codificaciones de fase o perfiles yel tamao del FOV final en la direccin de la codificacin de fa-se disminuye en un 25%.

c) Fourier parcial o Half Fourier.La imagen con Fourier parcial oHalf Fourieres un mto-

do de reconstruccin de la imagen que slo adquiere los datoso ecos de aproximadamente la mitad del espacio K. (Fig. 24).9Aunque en teora es posible la lectura de slo la mitad del es-pacio K, en la prctica se adquiere algo ms de la mitad, entreun 60-75%, para generar una imagen. A esta forma de adqui-sicin tambin se la denomina tcnica de simetra de fase con-jugada (phase conjugate symmetry) .

En algunas publicaciones se la denomina, de manera inco-rrecta, NEX fraccionado. Esta ltima denominacin es err-

nea porque lo que se fracciona es el nmero total de codifica-ciones de fase y no el nmero de adquisiciones, que en ningncaso puede tener un valor inferior a la unidad.

Las imgenes generadas mediante Fourier parcial se basanen la denominada simetra hermitiana del espacio K ya descri-ta anteriormente (Fig. 24). La seal de eco obtenida con unacodificacin de fase positiva, o de un lado del espacio K, es si-mtrica con respecto a la seal con la misma codificacin defase negativa, o del lado opuesto del espacio K. El valor de unpunto en un lado del espacio K es el complejo conjugado de su

punto simtrico respecto al origen. Ambos puntos tienen uncomponente real del mismo signo y un componente imagina-rio de signo contrario.

La simetra es perfecta si el campo magntico principal ylos gradientes son perfectamente homogneos. En la realidad


Fig. 23. FOV rectangular. Ejemplo de FOV rectangular al 50%. Seadquiere una lnea de cada dos. El detalle de la imagen se mantie-ne prcticamente intacto, debido a que se no se eliminan las codi-ficaciones de fase extremas.

Fig. 24. Simetra hermitiana del espacio K. Representacin delespacio K en forma de cuadrcula. Simetra hermitiana o conjuga-da del espacio K: cada punto de muestreo del eco a un lado del es-pacio K, tiene otro simtrico en el lado opuesto.

Fig. 25. Fourier parcial. Ejemplo de Fourier parcial al 60%: se ad-quieren el 60% de las lneas del espacio K. Para la reconstruccinfinal de la imagen, el 40% restante se calcula a partir de las lneasadquiridas

Fig. 27. Barridos del espacio K. Tipos bsicos de lectura del espa-cio K: barrido centro-extremos (izquierda), y barrido lineal de ex-tremo a extremo (derecha).

Fig. 28. Intensidad de los ecos segn el b arrido del e spacio K.

En un barrido lineal los ecos centrales del espacio K se adquierenen el centro de la adquisicin (esquema superior). En un barridocentro-extremos los ecos centrales se adquieren al principio (es-quema inferior).

Fig. 26. Fourier parcial. Ejemplo de un corte sagital del crneo conun espacio K al 100% (imagen superior), y la misma con un h a lfscanal 60% (imagen inferior), en la que el tiempo de adquisicines un 40% menor. La calidad de la imagen esprcticamente igual.

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secuencias, siempre que el TR sea lo suficientemente largo pa-ra excitar simultneamente varios cortes. En la adquisicin 2Dla resolucin en la direccin del plano (x,y) puede ser muy al-ta. Por ejemplo con un FO V de 150 y una matriz de 256, la re-solucin es de 0,5. El grosor de corte mnimo es de 3-4 mm,por lo que la resolucin en este eje es mucho menor.

Con la tcnica 3D se puede mejorar mucho la resolucinen la direccin del grosor de corte. En esta forma se adquiereun volumen en vez de cortes. Durante la adquisicin del volu-men total, este se divide a su vez en cortes ms o menos finosen la direccin del grosor de corte (habitualmente el eje z), apli-cando una 2 codificacin de fase en esta direccin. El tiempo

de exploracin es ms largo, siendo el resultado de multiplicarel TR por el n de codificaciones de fase en el eje y, y por el nde codificaciones de fase en el eje z (particiones). El n de cor-tes o particiones del volumen depende del n de codificacionesde fase en esta direccin, y suele ser de 30 hasta 128. Debidoal largo tiempo de adquisicin, se utilizan secuencias EG, cuyoTR es mucho ms corto que en otras secuencias. La principalventajas de la tcnica 3D es la adquisicin de cortes muy finossin el inconveniente de una drstica disminucin de la S/R.

SEMIOLOGA BSICA

La seal de RM y como consecuencia el contraste en lasimgenes depende preferentemente de la DP, el T1y T 2 de lostejidos, y en menor medida del flujo, perfusin, difusin, etc.Dependiendo de la tcnica y la secuencia de pulso utilizada untejido puede verse blanco, negro, o en todo el rango de grisesintermedios.

De una manera elemental la mayora de los tejidos patol-gicos, al contener una mayor proporcin de agua libre, tienenun T1ms largo y un T2 tambin ms largo por lo que se venoscuros en T1y brillantes en T2 (Figs. 30 y 31). La intensidad

de la seal en DP depende de si la imagen est verdaderamen-te potenciada en DP. Para esto se requieren TR muy largos conel fin de eliminar totalmente el efecto T1(en SE aproximada-mente 3000-4000ms). En este caso las lesiones son general-mente ligeramente hiperintensas. Habitualmente se utilizanTR ms cortos, por lo que la patologa y las estructuras con unaalta densidad protnica, debido a cierto efecto T 1, son discre-tamente hipointensas.

En la tabla siguiente se esquematiza la seal de algunas es-tructuras y patologas en T1y T 2, en secuencias con un con-traste estndar como puede ser en SE.

Est r uct ur a T 1 T 2

Msculo: Intermedia Intermedia

Bazo: Intermedia-baja Intermedia-alta

Hgado: Intermedia-alta Intermedia

Hueso, cartlago fibroso,

calcificaciones, t endones: Baja Baja

Grasa: Alta Intermedia-alta

Lquido: Baja Alta

Lquido proteinaceo: Alta Alta

Colecciones serosas: Baja Alta

Procesos patolgicos: edema,

inflamacin, tumor: Baja Alta

Hematoma subagudo: Alta AltaHematoma agudo: Variable Alta

Hematoma crnico: Variable Baja

Cartlago hialino: Baja Intermedia

Naturalmente la intensidad de la seal de un proceso pa-tolgico depende del rgano o estructura de referencia, o en elque asiente. Por ejemplo en una rotura meniscal, la zona de


En estas secuencias que rellenan ms de una lnea del espacioK por cada TR se puede efectuar una lectura de todo el espa-cio tras un nico pulso de excitacin (256 ecos). Este tipo desecuencia, como se ha comentado anteriormente, se denomi-na single-shot o disparo nico.

Sin embargo, en la prctica es ms habitual la adquisicinsegmentada del espacio K. Los ecos de cada TR rellenan par-cialmente el espacio K, siendo necesario ms de un pulso de ex-citacin para el relleno total. Por ejemplo, en una matriz de256, si cada TR tiene 8 ecos, son necesarios 32 TR o 32 seg-

mentos para completar la adquisicin.Existe un relleno especial del espacio K consistente en unalectura espiral. Este tipo de relleno se utiliza en la secuenciaEPI. Se adquieren inicialmente los puntos centrales del espa-cio K y, progresivamente siguiendo una espiral, los ms aleja-dos del centro (Fig. 29). Para esto es necesaria la aplicacin degradientes oscilantes rpidos en los dos ejes, x e y, desfasados900entre s.

Este tipo de lectura es menos sensible al decaimiento T2*y a los artefactos por movimiento. E n su modalidadsingle-shotse utiliza con matrices de 64x64, obtenindose imgenes demuy baja resolucin.

La forma de adquisicin espiral segmentada se utiliza parareducir los artefactos por susceptibilidad magntica y obtenerimgenes con mayor resolucin. En esta modalidad cada espi-ral se rota 900con respecto a la anterior.

En cualquiera de sus modalidades, puede considerarse queel relleno espiral es la forma ms eficiente de barrido del espa-cio K,27debido a que es la forma ms rpida de cubrir una zo-na circular del espacio K. Las imgenes obtenidas son muy po-co sensibles a los fenmenos de turbulencia por el flujo, por loque actualmente se utilizan para estudios vasculares y cardia-cos. El inconveniente principal es la complejidad de la recons-truccin de la imagen a partir de los datos obtenidos de estemodo, por lo que en la prctica clnica no ha sustituido al FOVrectangular o al barrido parcial.

Imagen Key-holeEsta modalidad de adquisicin rpida de imgenes se inicia

con una primera adquisicin de alta resolucin de todo el es-pacio K. Posteriormente se adquiere el mismo corte repetidasveces con un porcentaje de barrido muy bajo, para reducir eltiempo de exploracin. Para la reconstruccin f inal de todas lasimgenes se utilizan los datos completos de la primera, queaportan el detalle, mientras que las dems aportan el contras-te. E sta secuencia se aplica fundamentalmente para estudiosdinmicos y funcionales.6, 14

Tcnicas con preparacin del contrasteEn este apartado las tcnicas ms conocidas son las que

permite la supresin de la seal de la grasa. Una secuencia quese utiliza habitualmente con este propsito es la secuenciaST IR. T ras la aplicacin de un pulso de inversin de 1800, du-rante su recuperacin longitudinal, la grasa se suprime apli-cando el pulso de 900cuando su magnetizacin longitudinal porel punto 0. En los sistemas de medio y alto campo el este tiem-po de inversin suele ser de 100-150 ms. Los inconvenientes deesta tcnica son los largos tiempos de exploracin y una S/Rbaja (imgenes muy ruidosas)y una alta sensibilidad al movi-miento. Su principal aplicacin en ME es la deteccin de zonascon mayor cantidad de agua libre, como el edema, especial-mente si se localiza en la mdula sea, 18 donde mediante otrassecuencias puede ser difcil la diferenciacin entre edema y m-dula sea.

Otras tcnicas de supresin de la grasa se basan en la sa-

turacin de la grasa por saturacin espectral. Estas secuencias(CH ESS, SPIR, etc.) se basan en la distinta frecuencia de pre-cesin de los tomos de1H en el agua y en la grasa. Aplicandoal comienzo de la secuencia pulsos de RF en la frecuencia deprecesin de la grasa, esta se satura. Posteriormente se iniciael ciclo con pulsos de excitacin de RF en la frecuencia del 1Hen el agua para adquirir la imagen. E n el sistema msculo es-queltico esta forma de supresin grasa es til para el estudiode meniscos, cartlago articular y para estudios realzados congadolinio.

En la secuencias turbo EG (Turbo FLA SH, TFE etc.) seaplica un pulso de preparacin consistente en un pulso de in-versin de 1800, para aumentar el contraste durante la adqui-sicin de la imagen. Esta secuencia rpida, basada en las se-cuencias de EG, tiene escasas aplicaciones en ME, utilizndo-se habitualmente para estudios dinmicos de cuerpo.

Adquisicin 2D versus 3D

La adquisicin 2D supone la excitacin de cortes indepen-dientes, bien un corte por cada TR, o bien varios cortes por ca-da TR (tcnica multicorte). L a primera forma de adquisicinse aplica preferentemente en las secuencias rpidas, para es-tudios dinmicos o con respiracin mantenida, mientras que latcnica multicorte se aplica de forma habitual en todo tipo de


Fig. 29. Lectura espiral del espacio K. En la lectura espiral, ini-cialmente se adquieren los puntos centrales del espacio K.

Fig. 30. Corte axial de la pelvis SE T1. Masa hipointensa de bor-des bien definidos en el msculo pectneo y alteracin de la sealdel fmur adyacente. Mixoma intramuscular asociado a displasiafibrosa (Sndrome de Mazabraud).

Fig. 31. Corte axial de la rodilla SE T2. Masa de gran tamao enel hueco popliteo, hiperintensa y de estructura heterognea. Diag-nstico: liposarcoma mixoide.

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cias EG. Esta tcnica consiste en la aplicacin de un pulso deRF fuera de resonancia, saturando el agua ligada a las macro-molculas, al comienzo de la secuencia. Esto aumenta nota-blemente el contraste entre el lquido sinovial hiperintenso, yel cartlago algo ms oscuro.

Utilizando las tcnicas adecuadas, se pueden diferenciar 3capas: una fina capa superficial hipointensa (que correspondea la lmina splendens), una capa intermedia ms gruesa, ricaen protones, y una capa interna hipointensa que correspondea la zona de cartlago calcificado.

Imagen de la mdula seaLa mdula sea sufre transformaciones con la edad, con-

virtindose en mdula amarilla a partir de la adolescencia. Elproceso suele comenzar en la difisis de los huesos largos dis-tales. En la edad adulta persisten zonas de mdula roja en lapelvis la columna y el crneo. Esta mezcla de mdula roja yamarilla puede producir reas de mdula con una seal hete-rognea.

La mdula amarilla est compuesta en un 90% por grasa,y en un 10% por agua, de tal manera que debido al T1corto eshiperintensa en T1. Su seal se puede anular con tcnicas desupresin grasa (SPIR o ST IR). La mdula roja es celular en un20% y contiene agua en un 40%. Su seal es isointensa con elmsculo tanto en T1como en T2, an utilizando tcnicas desupresin grasa.

La mayora de los procesos patolgicos alargan el T1de lamdula, visualizndose hipointensos con respecto a la grasa cir-

cundante. Las secuencias potenciadas en T1son sensibles pa-ra la deteccin de patologa medular. Las secuencias de supre-sin grasa aumentan la capacidad de deteccin de la patologa,especialmente en el caso del edema medular, al suprimir la se-al de la grasa.

ARTROGRAFA POR RM

La artrografa por RM es una tcnica claramente estable-cida para el diagnstico de lesiones del cartlago articular, le-siones condrales y cuerpos libres intraarticulares. Consiste enel relleno y distensin del espacio articular con medio de con-traste, especficamente compuestos de gadolinio. El contrastepuede alcanzar la cavidad articular por inyeccin directa, o poradministracin endovenosa. La administracin directa consis-te en inyectar una solucin de gadolinio y suero salino (0,1ccde gadolinio en 20 cc de suero) antes del examen RM. 28Parala visualizacin de la articulacin distendida se utilizan secuen-cias T1con supresin grasa (preferentemente supresin es-pectral o SPIR) (Fig. 35). La articulacin ms comnmente es-tudiada mediante esta tcnica es el hombro, y sus indicacionesprincipales son el estudio del complejo cartlago-ligamentoso,y del manguito de los rotadores.

Si el contraste es administrado por va endovenosa este essecretado posteriormente a travs de la sinovial, siendo im-

prescindible para su demostracin intraarticular la presencia deuna sinovitis activa.3 4 Esta tcnica se utiliza menos que la in-yeccin intraarticular directa.

ANGIOGRAFA POR RM

La angiografa, o estudio de los vasos sanguneos, median-te RM puede efectuarse actualmente mediante cuatro tcni-cas: tiempo de vuelo o time of flight (TOF), contraste de faseo phase contrast, tcnicas de sangre negra, y tcnicas con Ga-dolinio.

La tcnica T OF se basa en el realce de los vasos vascularaumentando la seal de los protones mviles de la sangre y, si-multneamente, suprimiendo la seal de los protones de los te-jidos estacionarios. La alta seal de la sangre se basa en el fe-nmeno del realce de flujo (flow r elated enhancement) quemuestran los vasos en las secuencias de eco de gradiente. Laseal de los tejidos que rodean los vasos (tejidos estacionarios)se atena o suprime por la aplicacin de TR muy cortos que sa-turan su seal. Por el contrario los protones de la sangre fueradel corte que llegan con un vector longitudinal grande no datiempo a que se saturen durante su paso por el corte, mante-niendo un vector de magnetizacin longitudinal grande y, co-mo consecuencia, muestran una alta seal. La tcnica es sen-cilla, pudindose efectuar en la mayora de los equipos de RM.Los vasos se demuestran mejor si son perpendiculares al cor-te, y es posible demostrar selectivamente arterias o venas, apli-cando bandas de saturacin para eliminar el flujo en una direc-cin determinada. La angiografa por tcnica TOF puede ad-quirirse en forma 2D o 3D. La tcnica 2D es ms rpida perotiene menor resolucin. La tcnica 3D muestra ms detalle yest ms indicada en vasos finos y tortuosos, pero es ms len-


fractura, muestra una intensidad de seal mayor que el menis-co en todas las secuencias, tanto T1como T2, cuya intensidadde seal es muy baja (Fig. 32).1

El contraste ms estndar y fcilmente reconocible es elque se obtiene en la secuencia SE. Todas las dems secuenciastienen caractersticas especiales en cuanto al contraste. Porejemplo las secuencias EG potenciadas en T 2* la intensidad de

seal de la grasa puede ser similar a la del msculo, y la sealde la mdula sea muy baja por efectos de susceptibilidad mag-ntica. En T SE T 2 la seal de la grasa es igual que en SE T1.En esta secuencia la seal de estructuras con un T 2 muy cor-to, como el cartlago fibroso, es muy baja. En esta secuencia,por efecto MTC, algunas lesiones no contrastan suficiente-mente con el rgano de referencia.

La seal y el contraste de la patologa no siempre es comose ha descrito anteriormente. En ocasiones las lesiones se pue-den ver hiperintensas en T1, o hipointensas en T2. Las lesio-nes hiperintensas en T1pueden ser por una alto contenido engrasa (como tumores grasos: lipomas, liposarcomas, etc.), le-siones qusticas y/o necrticas, con un alto contenido proteico(quistes con estas caractersticas), o por la existencia de sus-tancias paramagnticas que acortan el T1, como los productosde degradacin de la sangre en los hematomas subagudos.

En otras ocasiones las lesiones pueden ser hipointensas enT2. La causa puede ser una baja celularidad (baja DP), comoen algunas lesiones fibrosas, o por la presencia de sustancias fe-rromagnticas o de calcio (Fig. 33).

Imagen del cartlago

El abundante contenido en agua del cartlago hace que seaespecialmente susceptible de estudio mediante RM. Se pueden

utilizar secuencias potenciadas en T1 o en T 2. En el primergrupo se utilizan secuencias con potenciacin preferente en DP

con saturacin espectral de la grasa (Fig. 34). Para una mayorresolucin pueden utilizarse tcnicas 3D. En las secuencias T2la visualizacin del cartlago se puede mejorar con la tcnica detransferencia de la magnetizacin (MT C), junto con secuen-


Fig. 32. Cortes sagitales SE T1 (izq.) y EG T2* (dcha.) . Imagen li-neal que atraviesa el menisco en su porcin perifrica, hiperintensaen T1 con respecto al menisco, y en T2* (efecto artrogrfico). Diag-nstico: rotura perifrica del cuerno posterior del menisco interno. Fig. 33. Corte coronal de la rodilla EG T2*. Derrame articular vi-

sible en el receso suprarotuliano con extensas imgenes hipoin-tensas en la sinovial que corresponden a depsitos de hemosideri-na. Las secuencias de eco de gradiente (EG) son muy sensibles alos efectos de susceptibilidad magntica facilitando la identifica-cin de depsitos de hemosiderina. Diagnstico: Sinovitis vellono-dular pigmentada.

Fig. 34. Corte axial de la rodilla potenciado en DP con satura-cin espectral de la grasa. El cartlago muestra una intensidad deseal intermedia, existiendo un excelente contraste con el lquidosinovial adyacente. Diagnstico: cartlago rotuliano normal.

Fig. 35. Artografa RM de hombro. Corte axial T1 con saturacinde la grasa. Ausencia de visualizacin, por avulsin, del rodete gle-noideo en su porcin anteroinferior. Paciente con luxacin recidi-vante de hombro.

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actuales permiten la combinacin de varias bobinas para el es-tudio de reas con diferentes FOV y una alta S/R. Para cubrirreas extensas con una alta S/R se util izan bobinas multiele-mento o phased-array.

CONTRASTE INTRAVENOSO (GADOLINIO)

Aunque el contraste entre los tejidos es muy alto en la RM,en ocasiones es insuficiente para diferenciar las estructuras nor-males y patolgicas, o para caracterizar estas ltimas. Los me-dios de contraste uti lizados en el sistema msculo-esqueltico

modifican la seal de los tejidos aumentando la relajacin T1.El medio de contraste ms utilizado son los compuestos de ga-dolinio (Gd). El Gd+++es una sustancia paramagntica que tie-ne 7 electrones no pareados. Un electrn no pareado tiene unmomento magntico grande; 657 veces mayor que el del pro-tn. Los medios de contraste de Gd no son especficos de nin-gn tejido. Su mecanismo de accin es indirecto, influencian-do la relajacin de los tejidos adyacentes, su T1. La distribu-cin del contraste en los tejidos es bicompartimental, como enlos compuestos yodados, vascular e intersticial.

Es posible aumentar el contraste entre tejido normal y lalesin aprovechando la fase vascular del realce, marcando lasdiferencias de la vascularizacin entre un parnquima normaly otro patolgico (Fig. 38).

En los tumores de partes blandas y en los tumores seos lautilizacin de compuestos de gadolinio, tanto en forma de estu-dios dinmicos como estticos, permite diferenciar zonas de tu-mor viable, necrosis y edema peritumoral, y por lo tanto la res-puesta al tratamiento. Asimismo es til para la diferenciacin en-tre una recidiva tumoral y cambios postquirrgicos. Para el diag-

nstico rutinario de los tumores de las partes blandas no est in-dicada la utilizacin de gadolinio, ya que aumenta la duracin dela exploracin, la encarece, y no suele aumentar la capacidad dedeteccin ni la caracterizacin. Se ha propuesto la diferenciacinentre tumores benignos y malignos por el grado de vasculariza-cin y realce. Sin embargo el gran solapamiento que puede exis-tir entre ambos no permite una diferenciacin fiable por el gra-do y rapidez del realce tras la administracin de Gd (35).

En las lesiones inflamatorias articulares la administracinde contraste permite diferenciar entre el lquido articular y lamembrana sinovial, pudiendo valorarse el grado de hipertrofiasinovial existente. Ocasionalmente la utilizacin del medio de

contraste resulta til en la evaluacin de la infeccin musculo-esqueltica al diferenciar un proceso infeccioso en fase flemo-nosa, donde va a existir un realce difuso, de un absceso que vaa presentar una captacin perifrica.

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ta. En la tcnica TOF la seal de los vasos puede realzarse conla administracin de gadolinio endovenoso. Los cortes obteni-dos se reconstruyen y se visualizan mediante tcnica MIP.

La tcnica angiogrfica de contraste de fase (phase contrasto PC) es algo ms compleja, y requiere una tecnologa ms so-fisticada. Se basa en los cambios de fase de los protones de lasangre con respecto a los de los tejidos estacionarios a lo largode un gradiente. Se aplican gradientes bipolares (gradiente po-sitivo e inmediatamente un gradiente en sentido opuesto pararefasar los protones) en las tres direcciones del espacio. Los te-jidos no mviles (tejidos estacionarios) no presentan una ga-nancia neta de la fase al compensarse el gradiente positivo con

el negativo. La sangre, sin embargo, mantiene un cierto cam-bio de fase al moverse fuera del plano, que no se compensa conel segundo gradiente. Este desfase se puede medir. La selec-cin y amplitud de los gradientes permiten demostrar sangrearterial o venosa, segn la velocidad del flujo. Se puede adqui-rir con tcnica 2D o 3D. Los cortes son reconstruidos y los va-sos se muestran finalmente con tcnica MIP, al igual que enTO F. Las secuencias utilizadas en la angiografa porPCson lasde eco de gradiente con ngulo limitado (Figs.36 y 37).

Las tcnicas de sangre negra se basan en la prdida de se-al que presentan los protones mviles en las secuencia basa-das en los ecos del espn. Para producir una seal, los proto-nes deben recibir un pulso de excitacin y otro de refase de1800. Los protones estacionarios reciben ambos, mientras quelos protones mviles (la sangre) que han abandonado el corteantes del pulso de refase, no emiten seal. A l contrario de loque sucede en las tcnicas descritas previamente (TOFyPC)la seal proviene de los tejidos estacionarios, mientras que la

sangre es negra. Este efecto de sangre negra aumenta cuan-to mayor es la velocidad de la sangre, mayor es el grosor delcorte y mayor es el parmetro TE. El efecto tambin es msmarcado en las secuencias SE multieco, como la secuencia

TSE. 20

La angiografa RM con gadolinio se basa en el acortamien-to del T1de la sangre cuando se inyecta una sustancia para-magntica, como un compuesto de Gd. Se utiliza la tcnica 3Dcon secuencias de eco de gradiente con TR y T E muy cortos.El gadolinio produce una rpida recuperacin del vector demagnetizacin longitudinal (acortamiento del T1) de la sangre,que no se satura an con tiempos de repeticin tan cortos,mientras que los tejidos estacionarios sufren el efecto de la sa-turacin, y la consiguiente prdida de seal. Los datos 3D seadquieren durante el primer paso del bolo de contraste por elterritorio vascular deseado, lo que exige un clculo del tiempode paso o t imin gmuy preciso. Como el tiempo de circulacin

de la sangre puede ser muy variable, es aconsejable la utiliza-cin de un inyector automtico en vez de inyeccin manual, yun mecanismo de deteccin automtica de la llegada del bolode contraste. C on esta tcnica los tiempos de exploracin sonms cortos que en las tcnicas anteriores, del orden de segun-dos, pudiendo efectuarse con respiracin mantenida. Es la tc-nica utilizada actualmente para el estudio de los grandes vasos,y ramas principales de la aorta abdominal.

BOBINAS

Las bobinas o antenas de recepcin son los elementos quese colocan cerca de la zona a explorar para recibir la seal deRM. Para los estudios del sistema msculo-esqueltico se pue-den utilizar segn su forma antenas de volumen o antenas desuperficie, y segn su tecnologa antenas lineales y antenas decuadratura. Lo ideal es la combinacin de antenas de volumen,

que rodean casi totalmente la zona a estudiar, y antenas decuadratura, que reciben la seal por dos canales ortogonales,aumentando la seal en un 40% con respecto a las bobinas li-neales. C omo principio bsico la bobina debe estar lo ms cer-ca posible y cubrir toda la zona a estudiar. Los equipos de RM


Figs. 36 y 37. a) Cortes sagitales de rodilla SET1. Imgenes tubulares hipointensas de aspecto serpinginoso que se dirigen desde losvasos popliteos hacia la articulacin. b) Angiografa RM por contraste de fase. Se delimita correctamente la lesin vascular y sus vasos dedrenaje. Diagnstico: malformacin arterio-venosa sinovial.

Fig. 38. Corte axial de la regin axilar, T1 con saturacin de la

grasa, tras la administracin de Gd intravenoso. Masa de as-pecto infiltrativo entre la escpula y la pared torcica que presen-ta un marcado realce, con buen contraste entre la masa y los teji-dos adyacentes. Diagnstico: fibromatosis agresiva.

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28 RM del Sistema Musculoesqueltico BUSCAR


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INTRODUCCIN

El dolor de hombro es un motivo frecuente de consulta enlos servicios de traumatologa nicamente superado por la cer-vicalga y la lumbalga. La prctica de deportes que implican almiembro superior en elevacin y la actividad laboral de movi-mientos repetitivos del hombro contribuyen a que actualmen-te la omalga tenga una prevalencia entre un 7 y 20% en la po-blacin adulta. Las aportaciones en los ltimos aos derivadasde la ciruga artroscpica, la resonancia magntica y los estu-

dios anatmicos han ido perfilando las distintas entidadesanatomopatolgicas que afectan a las estructuras del hombro.Los mtodos de imagen son de gran utilidad en la confirmacinde la sospecha diagnstica de patologa del hombro, estableci-da por la historia y la exploracin clnica, sin embargo la posi-ble discordancia entre los hallazgos de imagen y la clnica de-saconsejan su uso indiscriminado. A dems el hombro es unaarticulacin compleja con numerosas estructuras y variantesanatmicas que pueden conducir a errores en el diagnstico yen el tratamiento. Esto hace que sea imprescindible una co-municacin ms efectiva entre radilogos y traumatlogos.

En este captulo revisaremos la utilidad de la RM conven-cional y de la artrografa-RM en la evaluacin de la patologadel hombro.

ANATOMA

La cintura escapular est constituida por cuatro articula-ciones diferentes; la glenohumeral, la acromioclavicular, la es-ternoclavicular y la escapulotorcica que actan de forma si-nrgica y permiten que el hombro sea la articulacin de mayormovilidad del cuerpo. La discrepancia existente entre las su-perficies articulares proporciona a la articulacin glenohume-ral un amplio rango de movimiento, pero tambin causa ines-tabilidad a la articulacin. La estabilidad de la articulacin gle-

nohumeral se mantiene por mecanismos estabilizadores pasi-vos y activos. Los mecanismos estabilizadores pasivos com-prenden el tamao, forma e inclinacin de la fosa glenoidea, lapresin intracapsular negativa, la adhesin y cohesin de las su-perficies articulares, las estructuras capsulares y ligamentosas,el labrum glenoideo y las estructuras seas limitadoras (acro-mion y apfisis coracoides). Los mecanismos estabilizadoresactivo sson los tendones del manguito rotador y el tendn dela porcin larga del bceps.

Alrededor de la articulacin glenohumeral se encuentra la

cpsula articular. En comparacin con las cpsulas de otras ar-ticulaciones, la glenohumeral es relativamente laxa y permiteque la articulacin realice movimientos amplios. Mientras quela cpsula posterior siempre se inserta en el labrum posterior,la insercin capsular anterior es ms variable, habiendo sido cla-sificada en tres tipos por Zlatkin.136 En el tipo I, que es el msfrecuente, la insercin se sita en el vrtice o en la base del la-brum. El tipo II se inserta en la fosa glenoidea cerca de la basedel labrum. En el tipo III la insercin capsular se localiza en elcuello escapular lejos del labrum. Esta variacin en el punto deinsercin de la cpsula anterior se cree que es de origen con-gnito, aunque algunos investigadores han sugerido que las in-serciones ms mediales pueden ser la consecuencia de lesionestraumticas que producen despegamientos capsulares de la gle-noides.136, 137

Los ligamentos glenohumerales son refuerzos de la cpsu-la anterior22 que constituyen los principales estabilizadores pa-sivos, especialmente el inferior.122 El ligamento glenohumeral

superior se origina en el tubrculo glenoideo superior, anteriora la insercin del tendn de la porcin larga del bceps, se uneal ligamento glenohumeral medio, al bceps y al labrum y se in-serta en la regin de la corredera bicipital, por encima de la tu-berosidad menor.13 Este ligamento est presente en el 90-97%de los pacientes. Su grosor es muy variable, estando bien de-sarrollado en un 50% de los casos. El ligamento glenohumeralmedio tiene un origen amplio en el reborde glenoideo, justo por

CAPTULO 2/RM del Hombro 29

RM DEL HOMBROFAUSTINO ABASCAL ABASCALInstit uto Radi olgico Cntabr o. Clnica M ompa. C antabr ia.

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imgenes axiales se obtienen desde la articulacin acromiocla-vicular hasta el margen glenoideo inferior. Son las ms tiles enla valoracin del labrum glenoideo, las estructuras capsularesy el tendn de la porcin larga del bceps. Los cortes axialesadems sirven de localizador para la obtencin de las imgenessagitales y coronales oblicuas. Las imgenes coronales oblicuasse orientan paralelas al trayecto del tendn del supraespinoso.Estas imgenes deben incluir al msculo subescapular ante-riormente y a los msculos infraespinoso y redondo menor enlos cortes ms posteriores. Esta orientacin es adecuada parala valoracin del tendn del supraespinoso, la bursa subacro-mio-subdeltoidea y la articulacin acromioclavicular. Las im-genes sagitales oblicuas se orientan perpendiculares al tendndel supraespinoso y deben extenderse desde el aspecto ms la-teral de la cabeza humeral a la fosa glenoidea. Permiten la eva-luacin del arco coracoacromial, la morfologa acromial y losmsculos del manguito rotador. A dems con frecuencia sontiles para confirmar la presencia de roturas tendinosas y va-lorar su tamao y extensin.110, 125

Las secuencias espn - ecoconvencionales han sido las msutilizadas en el estudio del hombro, especialmente el mangui-to rotador y las estructuras seas. Las imgenes potenciadasen T1proporcionan excelente detalle anatmico, mientras quelas secuencias potenciadas en T2 son necesarias para la de-teccin de patologa. En los ltimos aos, las secuencias fa stespn- eco(tambin conocidas como tu rbo espn-eco) han susti-tuido en la mayora de los casos a las secuenciasespn-ecocon-vencionales. La seal de la grasa es ms b

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