RESONANCIA MAGNTICA NUCLEAR1.1.- HISTORIA DE RESONANCIA MAGNTICA NUCLEAR La resonancia magntica nuclear (RMN) o resonancia nuclear magntica (RNM), es un fenmeno fsico conocido desde el ao 1946. Entre los aos 60 y 70 fue desarrollada y utilizada por qumicos y fsicos para el estudio analtico de materiales y en esa poca no se usaba para producir imgenes clnicas. Fue en 1973 cuando Lauerbur descubri la posibilidad de utilizar el fenmeno de la resonancia para producir imgenes; sin embargo, todava debieron de transcurrir algunos aos hasta la aparicin de las primeras imgenes diagnsticas. El descubrimiento del fenmeno fsico de resonancia se produjo en 1946, simultnea pero independientemente, por dos grupos de investigacin: F.Bloch, en la Universidad de Standford y E.M.Purcell en la Universidad de Harvard. Este descubrimiento les vali el premio Nobel de fsica conjunto en 1952. El Dr. Bloch falleci en 1983 y el Dr. Purcell es profesor emrito de Harvard. La resonancia magntica mereci otros dos premios Nobel: en 1991 le fue concedido el premio Nobel de qumica a R.R Ernst, por sus investigaciones sobre espectroscopa de RM y en el ao 2003 el premio Nobel de medicina fue para Lauterbur y Mansfield premiados por sus trabajos en el desenvolvimiento de imgenes por resonancia magntica que permitieron el uso mdico de esta tcnica. Dos aos despus de los primeros experimentos con RM, en 1948, Purcell y Ramsey introdujeron la cabeza en el imn de 2 Teslas. Alrededor de la cabeza tenan una antena de RF (radio frecuencia) que lo nico que registr fue la seal de los empastes metlicos dentales cuando introducan y sacaban la cabeza del imn. En 1975, Ernst sent las bases de las tcnicas de IRM actuales, utilizando la codificacin de fase y frecuencia y la transformada de Fourier para la obtencin de las imgenes. Pero no fue hasta la dcada de los ochenta cuando se iniciaron los primeros estudios clnicos. El 3 de julio de 1977 se consigui la primera imagen de un ser humano con resonancia magntica en el Smithsonian Institute de Washington. Raymond Damin junto a sus compaeros Larry Minkoff y Michael Goldsmith trabajaron durante siete aos para obtenerla. Se tard cinco horas en obtener la imagen de un corte torcico del propio

Minkoff, con muy baja resolucin, pero suficiente para reconocer el corazn y los pulmones. No fue hasta la dcada de los ochenta cuando se iniciaron los primeros estudios clnicos. Hoy en da anualmente se realizan ms de 60 millones de exmenes de resonancia magntica y hay unas 22.000 cmaras de MRI en todo el mundo, y en sus casi 60 aos no se ha detectado ningn efecto adverso de la RM, ya que ser una tcnica no invasiva, al contrario que los rayos X, reduce extraordinariamente los riesgos y la incomodidad para el paciente. 1.2.- SIGNIFICADO DE LAS SIGLAS DE RMN RESONANCIA: La frecuencia de precesin o frecuencia de resonancia de un tomo, depende del campo magntico (CM) en el que est inmerso. En este estado, el tomo es capaz de absorber energa si le enva a su propia frecuencia de resonancia. NUCLEAR: Porque es un ncleo del tomo el que genera la seal. MAGNTICA: Porque slo puede suceder en el seno de un potente campo magntico. Actualmente se desestima la utilizacin de la palabra nuclear, denominndose imagen por resonancia magntica (IRM) o resonancia magntica a secas (RM). La palabra nuclear se desecha, ya que puede confundirse con tcnicas de medicina nuclear o sugerir implicaciones con la energa nuclear. 1.3. DIFERENCIAS RESPECTO A OTRAS TCNICAS DE DIAGNSTICO: Los principios fsicos que se emplean en la resonancia magntica son diferentes a del resto de los mtodos de imagen diagnstica. En ella se anan los tcnicos, mdicos y fsicos. La complejidad de la tecnologa de la RM radica en unos principios fsicos diferentes de cualquier otro mtodo de imagen mdica, como los ultrasonidos, los mtodos que utilizan rayos X y la medicina nuclear. En la Resonancia Magntica, la formacin de imgenes es un proceso complicado tanto por sus bases fsicas como por los mltiples parmetros que se pueden variar para la adquisicin de las imgenes.

La imagen obtenida mediante mtodos radiolgicos se basa en la atenuacin de los rayos X por los electrones del tomo. La Tomografa Computarizada (TC) es una tomografa de transmisin por rayos X. A mayor densidad electrnica de la sustancia atravesada, mayor atenuacin de los rayos. La imagen por resonancia magntica se basa en las propiedades magnticas del ncleo de H 1 (un protn), el istopo ms abundante del hidrgeno (el hidrgeno tiene otros dos istopos: el deuterio y el tritio). El H1 forma parte del agua y prcticamente todos los tejidos del organismo contienen gran cantidad de agua. A diferencia de la Tomografa computarizada, la Imagen por Resonancia Magntica (IRM) es una tomografa de emisin, pues los tejidos absorben energa y la devuelven al medio.

PRINCIPIO FSICO DE RESONANCIA MAGNTICA2.1.- BASES FSICAS La informacin obtenida en RM proviene de las propiedades magnticas naturales de los tomos. La base fsica de este fenmeno est dada por la existencia de dos tipos de movimientos de los ncleos atmicos: - El movimiento giratorio o spin (alrededor de su eje) - El movimiento de precesin (alrededor del eje gravitacional)

Dichos movimientos generan un campo magntico alrededor de cada ncleo, especialmente los tomos que poseen un nmero impar de protones y neutrones. En stos predominan las cargas positivas y en consecuencia, adquieren mayor actividad magntica.

Dado que el hidrgeno es el tomo ms abundante en los tejidos orgnicos y su ncleo tiene 1 protn (impar) resulta ideal para el examen de RM. Es decir que de ahora en adelante cuando se hable de protones, siempre se va a estar refirindose al hidrgeno. En condiciones normales los vectores de los protones adoptan direcciones aleatorias y se anulan entre s.

Ahora bien, cuando se introduce un cuerpo en un campo magntico, ste se magnetiza temporariamente; es decir que sus ncleos de hidrgeno se alinean con el campo magntico, y precesan alrededor del mismo, creando el llamado vector de magnetizacin neta. (Pueden alinearse en paralelo o antiparalelo). Dicho vector es la resultante de la suma de los vectores de cada uno de los tomos.

Esto se denomina magnetizacin longitudinal (porque el vector est paralelo al eje longitudinal del campo o eje Z) Cuando se aplica un pulso de radiofrecuencia (RF), el objetivo es voltear esta magnetizacin longitudinal hasta el plano transverso, y as crear la magnetizacin transversa

La variacin de esta magnetizacin transversa es lo que puede leer el equipo, o dicho de otra manera: la precesin de la magnetizacin transversa induce seales elctricas en el cable de la bobina, determinndose la seal de un tejido. Interesa medir el tiempo de relajacin de los protones de cada tejido. El tiempo de relajacin longitudinal se llama T1 y depende de la relacin entre el protn y el medio que lo rodea (existen medios de distinta estructura molecular, viscosidad, etc.) El tiempo de relajacin transversa se llama T2 y depende de la relacin entre el protn y los protones vecinos. Cada tejido, segn su abundancia en protones y a cunto tardan en relajarse luego de ser estimulados (T1 y T2), emite una seal de mayor o menor intensidad que es captada por el equipo. Este voltaje se cuantifica en valores numricos (imagen digital) y finalmente se transforman en tonos en una escala de grises (imagen analgica o anatmica). La imagen se forma cuadradito por cuadradito (pxel) en una matriz de TV, al igual que en TC (estos clculos matemticos los realizan las computadoras) 2.2.- NOMENCLATURA Este cuadro representa las denominaciones utilizadas en RM para describir los tonos de grises

2.3.- SECUENCIAS

Las secuencias clsicas de RM son las llamadas SPIN ECO. Hoy da han sido reemplazadas por las TURBO SPIN ECO o FAST SPIN ECO, dado que son ms rpidas y conservan muchas de las caractersticas de seal.

2.4.- FSICA DE RM Bsicamente el fenmeno de la resonancia magntica nuclear se basa en la propiedad que muestran los ncleos de algunos elementos como el H1 que, introducidos en un potente campo magntico, pueden absorber energa de ondas electromagnticas de radiofrecuencia (RF) a su propia frecuencia de resonancia (excitacin) y posteriormente emitirlas (relajacin). La emisin de esta RF es captada por bobinas y se utiliza para formar las imgenes. En esencia, la energa de la RF hace que se incline el vector de magnetizacin de cada tomo de H1 (en realidad, un vector por cada vxel del corte). Este vector magntico en estado de relajacin es paralelo al campo magntico. La radiofrecuencia lo inclina hacia el plano transversal (en el ejemplo de la figura se ha inclinado 90, pero puede ser ms o menos). Este vector magntico, una vez inclinado, gira (precesa) con la misma frecuencia que los protones individuales y su paso alternativo delante de una bobina devuelve la RF en forma de corriente elctrica que, posteriormente, servir para formar la imagen. Una imagen de RM es la representacin espacial de la distribucin de magnetizaciones, de cada vxel. Los tres elementos necesarios para formar una imagen de RM son: los ncleos de hidrgeno de los diferentes tejidos, un campo magntico muy intenso y homogneo producido por un potente imn, antenas emisoras de RF para excitar a los tomos de hidrgeno y bobinas receptoras para captar la seal que stos devuelven. 2.4.- NOCIONES SOBRE EL ESPN NUCLEAR Y EL MOMENTO MAGNTICO DEL PROTN:

Estos dos conceptos son la base para la adecuada compresin de la tcnica de Imagen por Resonancia Magntica (IRM). Todos los tomos tienen un ncleo compuesto por protones (que tienen una carga elctrica positiva) y neutrones (que no tienen carga elctrica). Girando alrededor del ncleo existen electrones corticales o planetarios (con carga elctrica negativa). Sin embargo el H1 es el nico elemento que no tiene neutrones en su ncleo. El ncleo del H1 tiene nicamente una partcula, un protn y un solo electrn cortical. Todos los ncleos que tiene un nmero impar de protones, de neutrones o de ambos, poseen un movimiento alrededor de su eje denominado espn. El H 1 cumple esta condicin, ya que tiene un nmero impar de protones (slo tiene uno).

Adems toda carga elctrica (en este caso el protn) que gire sobre s misma, se comporta como un imn o dipolo magntico. As, todos los protones del organismo actan como pequeos imanes. Por ello tambin reciben la denominacin de dipolos nucleares. El vector denominado momento magntico (MM) define la direccin y la fuerza del imn. Uno de los motivos por los que se utiliza el H 1 para la IRM es que su MM es mayor que el de cualquier otro elemento que se pueda utilizar para resonancia magntica. Pero no slo se utiliza el H1 por la magnitud de su momento magntico, sino adems por su gran abundancia en el organismo. Para la IRM se utilizan los protones contenidos en el agua y en la grasa (cadenas de triglicridos). En un mm3 de agua existen 10.000.000.000.000.000.000 de protones. Si consideramos conjuntamente la cantidad de

agua y grasa que contiene el organismo, este est compuesto en un 63% por tomos de hidrgeno 2.5.- CONOCIMIENTOS FSICOS Los vectores a sumar en el caso de la RM sern los de los vectores magnticos de los protones. Si los MM de los protones no apuntan en la misma direccin, la suma de todos ellos ser un vector neto determinado de menor mdulo que si todos apuntasen en la misma direccin y sentido. La IRM es un mtodo tomogrfico que permite obtener planos tomogrficos (cortes o lonchas de estructuras) en cualquier direccin del espacio. En IRM, al tratarse de una imagen digital, cada corte o loncha est compuesto de vxeles. Para la formacin de la imagen se maneja el vector neto (MMneto), suma de todos los protones contenidos en un vxel. En la imagen final se representa la intensidad de cada vxel con un tono gris. A pesar de lo anteriormente expuesto, nosotros no estamos magnetizados. Esto es debido a que los MM de los protones en el medio ambiente natural de los tejidos apuntan en todas las direcciones del espacio y se anulan unos con otros; nuestro momento magntico neto es nulo.

En la figura se observa lo que sucede cuando se introduce un tejido en un potente campo magntico. El cilindro del esquema representa el tnel del imn, en cuyo interior se representan los protones de los tejidos del paciente y las lneas de flujo del campo

magntico (CM) del imn. Las lneas estn ms juntas en el centro del imn y aqu el campo magntico es ms intenso. En estas circunstancias los protones se alinean con el campo magntico del imn en dos sentidos: en el sentido del campo magntico y en el sentido opuesto. Se denominan paralelos y antiparalelos, respectivamente. El campo magntico del imn tambin se representa por un vector, con una direccin (la de las lneas de flujo del CM) y un tamao o magnitud (que depende de la intensidad del campo). En el dibujo se omiten las lneas de flujo del CM del imn y se representa nicamente el vector neto denominado B0.

El estado de alta energa, sur-norte o estado excitado.

paralelo tambin se

denomina de baja energa, norte-sur o estado relajado. El estado antiparalelo se denomina

La diferencia de energas entre ambos estados es proporcional a B0, de tal manera que cuanto mayor es el campo magntico, mayor es la diferencia energtica y mayor es la seal de RM. Cuando se aplica el campo magntico externo o campo magntico del imn

(B0), a una cantidad tan enorme de protones como la que contienen los tejidos, predominan unos pocos en sentido paralelo (vectores verdes del esquema). Predominan muy poco por milln de protones. El equilibrio entre uno y otro estado es constante, pero siempre existe un predominio neto de los protones de baja energa. El resultado es que el tejido forma un vector neto (flecha grande), suma de los vectores verdes oscuros. Los dems se anulan entre s.

La cantidad de protones que predominan en sentido paralelo es directamente proporcional a la intensidad del campo magntico del imn. En un imn de 0.5T-)3 por milln, en imn de 1T-)6 por milln y en un imn de 1.5 T->9 por milln. Se observa claramente como el vector neto del tejido es por tanto mayor en un campo magntico alto y cuanto mayor sea la intensidad del campo magntico, mejor ser la seal de resonancia. Estos pocos protones que predominan en sentido paralelo se denominan tambin exceso de protones o exceso de espines. La suma de los vectores de esto protones es el vector de magnetizacin neto de cada vxel. Simultneamente a la alineacin, sucede otro fenmeno que es el movimiento de precesin. Los protones giran sobre su eje, alrededor de la direccin del campo magntico, de forma similar a como se movera una peonza. Los protones se comportan como pequeos giroscopios. Su movimiento traza un cono. En el diagrama de abajo, en el dibujo de la izquierda se observan los protones paralelos y antiparalelos (alineacin) y el movimiento de precesin de ambos; en esta situacin la muestra estara magnetizada. En el dibujo de la derecha, slo se representa el exceso de protones, es decir los que van a formar el vector neto de los tejidos (flecha grande). En el tercer dibujo se muestra un esquema muy empleado de ahora en adelante, en el cual el crculo superior se representan los protones paralelos y en el inferior los antiparalelos (en

menor nmero). Se forma un vector neto en sentido del predominio de los paralelos (flecha grande). Los crculos representan el movimiento de precesin de los protones.

En un campo magntico informe y homogneo, todos los protones precesan con la misma frecuencia (misma velocidad angular), pero desfasados. El vector neto es vertical y no inclinado, porque las diferentes fases alrededor del crculo se compensan. Los protones de un tejido introducidos en un imn precesan a la misma frecuencia, si perciben el mismo campo magntico, pero con distinta fase. La frecuencia o velocidad de precesin en un campo magntico se denomina frecuencia de Larmor 0=B0, donde B0 es la fuerza del campo magntico y la relacin giromagntica, que es distinta para cada elemento y describe las propiedades magnticas del ncleo (se mide en MHz/T). Esta sencilla frmula contiene todas las bases de la RM e indica que la frecuencia de precesin es directamente proporcional al campo magntico del imn (B0) y depende de cada tipo de ncleo (). La consecuencia de utilizar un campo magntico menor es la formacin de un vector de magnetizacin neto de los tejidos que es de menor tamao. Cuando el campo magntico es mayor (las lneas de flujo magntico estn ms juntas en, el vector de magnetizacin neto es mayor y por tanto la seal de la resonancia es mejor cuanto mayor sea el campo magntico.

En resumen, los protones se alinean con el campo magntico del imn, que todos ellos tienen un movimiento de precesin a la misma frecuencia o velocidad pero con distinta fase y que se forma un vector neto de magnetizacin en la direccin del exceso de protones. La seal de RM ms pequea que se puede independizar es la que proviene de todos los protones de un vxel. Es importante tener claros los conceptos de alineacin, precesin, vector de magnetizacin neto, influencia del campo magntico en el vector, fase y frecuencia; para comprender el funcionamiento de la resonancia magntica.

GENERACIN DE LA SEAL Y FORMACIN DE LA IMAGEN EN RESONANCIA MAGNETICA

3.1 GENERACIN DE LA SEAL DE RESONANCIA MAGNETICA. - La generacin de la seal de RM es similar a la produccin de corriente elctrica en un alternador. En un alternador, para que un imn en el interior de una bobina genere una corriente alterna, ste ha de girar perpendicularmente a la bobina. En el caso de la RM, cuando el vector de

magnetizacin neto est alineado con el campo magntico (paralelo a la bobina de recepcin) no induce seal alguna sobre las bobinas. Cuando el vector se traslada al plano transversal (x, y), su precesin y paso alternativo por delante de una bobina genera corriente elctrica. En conclusin, para generar una seal de RM hay que inclinar el vector neto en mayor o menor medida al plano transversal. En el ejemplo de la izquierda, el vector de magnetizacin M ha sido inclinado 90. Posteriormente, veremos qu mecanismos se utilizan para inclinar este vector. Si el vector mantuviera su mdulo (tamao del vector) constante durante su giro o precesin, la seal generada sera una onda de amplitud constante como la que muestra la figura.

Sin embargo la seal decae rpidamente (en pocos ms), es decir, el vector se hace progresivamente menor, debido a que cada vez que pasa por delante de la bobina su mdulo es menor. La seal generada es en realidad una onda amortiguada, su amplitud disminuye de forma exponencial hasta que finalmente desaparece. El tiempo que tarda en desaparecer depende de la relajacin de los tejidos. Esta seal generada por un solo pulso de excitacin se denomina FID (Free induction decay) o cada de la induccin libre.

3.2 CMO SE INCLINA EL VECTOR DE MAGNETIZACIN Y SE FORMA LA SEAL DE RM? Por convencin se considera Z como la direccin del campo magntico BO, siendo el plano transversal x y. El vector se inclina al plano transversal mediante pulsos de radiofrecuencia. El vector M puede expresarse en funcin de sus componentes Mz (magnetizacin longitudinal) y Mxy (magnetizacin transversal). En estado de relajacin el vector M solo tiene componente longitudinal (Mxy=O). Tras la aplicacin de un pulso de RF, el vector se inclina sobre el plano x y y aparece su componente transversal. En el dibujo de la izquierda el vector ha sido inclinado 90 . En el de la derecha la inclinacin ha sido menor de 90 . En este caso la componente horizontal es menor que en caso anterio r. La seal de RM ser menor. el

3.3 CANTIDAD DE ENERGA QUE HAY QUE APLICAR PARA INCLINAR EL VECTOR DE

MAGNETIZACIN NETA AL PLANO TRANSVERSAL.- En principio la RF debe tener la suficiente energa como para igualar paralelos y an tipar alelos, o sea par a aadir la diferencia de energa existente entre ambos niveles de energa. A la derecha del dibujo se observa que se han igualado el nmero de paralelos y antiparalelos, y en esta situacin el vector cero. de magnetizacin neto es

3.4 FRECUENCIA Y FASE DE RADIOFRECUENCIA. - La frecuencia de la onda de radio debe tener la misma que la frecuencia de precesin de los protones en ese campo magntico o frecuencia de Larmor (w0). Es conveniente recordar que la frecuencia de precesin del 1H

es proporcional al campo magntico del imn (B0). Las variaciones del campo magntico, por muy pequeas que sean, se traducen en variaciones de la frecuencia de precesin.

Por eso el campo magntico debe ser muy homogneo, para asegurar que todos los protones de la muestra van a la misma frecuencia. El pulso de radiofrecuencia tiene una frecuencia y una fase. Los protones de la muestra son capaces de reconocer ambas. La coincidencia de frecuencia y fase hace que los protones precesen en fase (en el dibujo los protones estn juntos). El resultado final es un vector neto en el plano transversal. Por tanto, para inclinar el vector neto, el vector de cada protn individual no cambia de posicin, simplemente se ha igualado al numero de paralelos y antiparalelos y se han puesto a precesar en fase. Este proceso sucede si la frecuencia de la onda de radio coincide con la frecuencia de precesin. Esto es, exactamente, el fenmeno de la resonancia, la capacidad que tienen los protones de absorber energa si se le enva a su frecuencia de resonancia. (En un campo magntico de 1T, la frecuencia de precesin es de 42.5 MHz). En la figura A, se representan todos los protones paralelos y antiparalelos precesando con la misma fase; es decir, no slo precesan a la misma frecuencia, sino que su momento magntico apunta en la misma direccin. En este momento, la magnetizacin longitudinal es 0 y la magnetizacin transversal tiene su valor mximo. En la figura B, la inclinacin del vector durante la aplicacin del puls o de RF es progresiva y sigue una trayectoria circular como se muestra a la izquierda. Durante el proceso de inclinacin el vector mantiene el mismo tamao (en el dibujo se muestra la inclinacin del vector prescindiendo del movimiento de giro o precesin).

FIGURA A

FIGURA B

3.5 INDUCCIN DE CORRIENTE ALTERNA: La precesin del vector en un plano perpendicular a una bobina de recepcin situada lateralmente induce una corriente alterna. Podramos decir que el paciente se comporta como un alternador. En la onda oscilante del esquema, el punto ms alto (1) corresponde al momento en que el vector est ms prximo al eje de la bobina. El ms bajo (3), al momento en que est ms lejos durante el giro o precesin. En los momentos 2 y 4, el vector se sita perpendicular al eje de la bobina (en el ejemplo es el eje x). Una onda con la morfologa que muestra el esquema supondra que el vector se mantiene constante durante la precesin

Pero sin embargo la seal decae muy rpidamente; desaparece en pocos milisegundos. Esta seal se denomina cada de induccin libre o FID (free induction decay). La causa del decaimiento de la seal es la progresiva y rpida disminucin del vector durante su precesin por el rpido desfase de los protones.

3.6 CONSTRUCCIN DE LA IMAGEN POR RESONANCIA MAGNETICA La imagen por RM es digital, por lo que se reconstruye a partir de la seal de cada vxel individual. Si pudisemos mirar con un microscopio dentro de cada vxel antes de aplicar el pulso de radio frecuencia, se podra ver que todos los protones paralelos y antiparalelos precesan con la misma frecuencia pero distinta fase. Cada vxel contribuye a la magnetizacin total, que es la que genera la seal. Para formar la imagen de RM hay que independizar la seal que proviene de cada uno. Por ejemplo, para formar una imagen sobre una matriz de 256x256, hay que independizar la seal de 65536 vxeles. La seal de cada vxel es la media de todos los protones que contenga, independientemente del tipo de tejido.

3.7 DENSIDAD PROTNICA Y TAMAO DE VXEL:

En un mismo tejido, un vxel ms pequeo tendr una cantidad menor de protones que otro de mayor tamao. La densidad protnica es la cantidad de protones contenida en un determinado volumen y depende del tipo de tejido, pero tambin del tamao del vxel. Un vxel con un contenido mayor de protones tiene un vector de magnetizacin neto mayor y la seal generada ser mayor, como se muestra en la figura.

La seal generada por un tejido o un vxel con una densidad de protones mayor ser ms intensa que la de uno con menor densidad de protones y, como consecuencia, se ver con un tono ms claro en la imagen.

3.8 SECUENCIAS EMPLEADAS PARA OBTENER LA IMAGEN POR RESONANCIA MAGNETICA 3.8.1 RELAJACIN Es el proceso que ocurre por el cual los protones vuelven al estado que tenan antes de la aplicacin del pulso de excitacin de RF. Durante el proceso de relajacin, se devuelve la energa absorbida al entorno molecular, recuperndose progresivamente el predominio de

los protones en estado paralelo y, por tanto, recuperndose el vector de magnetizacin longitudinal. Simultneamente, los protones se desfasan y se produce la rpida disminucin del vector transversal. Estos dos procesos son simultneos pero independientes. 3.8.2 RELAJACIN T1 O RELAJACIN LONGITUDINAL La recuperacin del vector de magnetizacin longitudinal se efecta de una manera progresiva. La velocidad con la que se recupera depende de cada tejido, oscilando entre 100 y 200 ms para los tejidos con una relajacin T1 ms rpida y algunos segundos para los tejidos con una relajacin ms lenta.

La velocidad de r elajacin T1 al pr incipio es m s r pida ( cr ece exponencialmente) y ms lenta al final.

El T1 de un tejido como el tiempo en recuperarse el magnetizacin El 27% restante

se que

define tarda

63% de su longitudinal. tarda en

recuperarse mucho ms tiempo, aproximadamente cinco veces ms.

Las siguientes imgenes estn potenciadas en T1. En ellas se representan los diferentes tejidos segn su grado de relajacin T1 en un momento determinado. Los tejidos con un T1 ms corto, como la grasa, muestran una mayor densidad de seal (blancos en la imagen). El hgado tiene un T1 ms corto que el bazo y su seal es ms intensa. En el cerebro, el LCR tiene un T1 ms largo y es el ms hipointenso. La sustancia gris tiene menor intensidad de seal que la sustancia blanca por su mayor contenido en agua libre. Para excitar los tejidos y, por lo que sabemos hasta ahora, para igualar el nmero de protones paralelos y antiparalelos hemos tenido que aplicar pulsos de RF a la frecuencia de precesin de los protones. En los esquemas se observa que la frecuencia de onda de RF tiene la misma frecuencia de precesin de los tomos de hidrgeno (42.5 MHz) y para que se produzca la relajacin T1, la energa que ha sido introducida mediante la RF debe ser devuelta por el sistema de protones.

Este proceso de relajacin T1 es posible porque existe otro campo magntico oscilante cuya frecuencia est en el rango de la frecuencia de precesin de los protones. Sin este fenmeno los protones permaneceran excitados durante largos periodos de tiempo. El campo magntico oscilante lo aportan los movimientos de las molculas en los diferentes tejidos. Todas las molculas tienen movimientos naturales de vibracin, rotacin y traslacin. Las ms pequeas, como por ejemplo el agua, tienen movimientos naturales con una frecuencia ms alta que otras molculas ms grandes o ms ligadas. En el siguiente esquema, se representa de una manera sencilla el entorno molecular del agua. Se pueden considerar tres fases o estados. Un agua libre denominada capa de hidratacin o hidratation layer. Un agua ms ligada o bulk phase y un agua muy ligada y prcticamente membranas macromolculas. inmvil en las celulares o ligada a las

En los tejidos enfermos, en general por cualquier proceso patolgico (inflamatorio, tumoral, degenerativo, traumtico, etc), las clulas tienen una mayor permeabilidad al agua, por lo que el contenido de agua libre es mayor. En estos tejidos el T1 es ms largo. El edema est compuesto, preferente por agua libre y su T1 tambin es largo.

La curva de relajacin T1, en rojo oscuro, representa un tejido patolgico con respecto al tejido sano, representado por la curva amarilla por encima. La seal del tejido T1 corto ser mayor (ms brillante en la imagen) que la del tejido con un T1 largo (ms oscuro en la imagen). Las curvas descendentes y las flechas correspondientes representan la relajacin T2 y la seal de los tejidos en un momento determinado. En resumen, la relajacin longitudinal o relajacin T1 es la recuperacin de la magnetizacin longitudinal y se facilita cuando los protones resonantes perciben otro campo magntico fluctuante cercano y si su frecuencia est prxima a la frecuencia de precesin o frecuencia de Larmor. 3.8.3 RELAJACIN T2 O RELAJACIN TRANSVERSAL: Simultneamente a la relajacin longitudinal, se produce la relajacin transversal o relajacin T2. Tambin se le denomina relajacin espn-espn o protn-protn (en el mbito de la RM, se habla de espn como sinnimo de protn). La relajacin T2 mide el tiempo que los protones permanecen en fase despus del pulso de excitacin. T2 define el tiempo que tarda en perderse el componente transversal (Mxy) de la magnetizacin. Como se muestra en la figura, la relajacin T2 es mucho ms rpida que la relajacin T1.

En observa un T2 ms brillantes

la siguiente figura se como los tejidos con largo son ms en las imgenes

potenciadas en T2.

En las curvas, representadas de manera proporcional se puede observar como la relajacin T1 es mucho ms lenta que la relajacin T2; del orden de 10 veces. Cuando los tejidos contienen sustancias con una gran susceptibilidad magntica (en general metales, como la hemosiderina que contiene hierro y las trabculas seas que contienen calcio), pueden alterar la homogeneidad del campo magntico y favorecer el desfase. En este caso, la seal se pierde rpidamente y la intensidad de estos tejidos es baja. La causa de T2 por parte de los tejidos (en realidad es la que generalmente queremos cuantificar y representar en las imgenes) es la interaccin y se denomina interaccin espn-espn, protn-protn o dipolo-dipolo. Los valores de T2 dependen preferentemente de la cantidad de agua libre de los tejidos, mientras que la intensidad del campo magntico no tiene apenas influencia en la relajacin T2. Los valores de T2 en un campo magntico de 1T seran:

3.9 SECUENCIAS Se denominan secuencias a las series de pulsos de RF y gradientes que seaplican, bajo el control de un ordenador, para la formacin de imgenes. Bsicamentedeterminan la inclinacin del vector de magnetizacin (grados de inclinacin), el tiempo que tienen que transcurrir entre cada pulso de excitacin y el tiempo de adquisicin dela seal de eco. Existen una gran cantidad de secuencias, que se denominan conmultitud de siglas y acrnimos.

Las secuencias se pueden clasificar en dos tipos o familias: las q derivan de T2 (SE y ue similares) y las que derivan de T2* (secuencias de eco y similares). En las primeras, el eco se forma con pulsos de RF que refasan los protones y que corrigen las heterogeneidades del campo magntico. En las segundas, el eco se forma mediante la aplicacin de gradientes y no por pulsos de RF. En este caso no se corrigen las heterogeneidades del campo magntico. Las secuencias tratan de mejorar la calidad de la imagen y la informacin obtenida. Mediante el manejo del contraste, resaltando unos tejidos y anulando la seal de otros, es posible la caracterizacin de determinados tejidos. La adquisicin debe ser lo ms rpida posible, sin merma del detalle, con una alta relacin S/R y con los menores artefactos posibles.

3.9.1 SECUENCIA SE (Secuencia eco de espn, spin-echo) Fue desarrollada por Hahn en 1 950 para estudios espectroscpicos, es lasecuencia ms elemental y verstil para la obtencin de imgenes con RM y puede considerarse un estndar. En ella el ciclo de pulsos comienza

con un pulso de excitacin de 90 y posteriormente se aplican uno o dos pulsos de 1 80 para refasar los protones y, como consecuencia, la seal y obtener uno o dos ecos respectivamente. Los tiempos de eco 1 y 2 se seleccionan independientemente. Con cada eco se forma una imagen diferente. Con el primer eco (TE corto) se obtiene una imagen potenciada en DP y con el segundo (TE largo) en T2. -Tiempo de adquisicin de una secuencia SE: Se obtiene multiplicando el tiempo de repeticin (TR), el nmero de filas de la matriz (Nf) y el nmero de adquisiciones (Na).

Texpl=TR x Nf x Na