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APUNTE 01B
RESONANCIA MAGNÉTICA POR IMÁGENES
La Resonancia Magnética por Imágenes (RMI) es una rama de la Resonancia
Magnética Nuclear (RMN). Debido al carácter negativo asociado a la palabra “nuclear”,
la misma fue dejada de lado.
La RM es una técnica que fue descubierta a medidos del siglo XX a partir de la
investigación básica, y que posteriormente fue aplicándose en distintas áreas científicas
principalmente en el análisis de materiales, en cuanto a sus propiedades físicas y
químicas.
En el año 1970 se encontró que los tejidos cancerosos presentaban una señal de
RM diferente a la perteneciente a tejidos sanos y se postuló la idea de utilizar a la RM
como una técnica de diagnóstico no radiológico. Pero recién cuando se desarrolló un
método capaz de determinar la ubicación exacta de la región del organismo que origina
una señal particular, fue posible generar imágenes a partir de los datos de RM.
De este modo, la RMI se convirtió en una técnica tomográfica capaz de obtener
imágenes de distintos cortes del cuerpo con información sobre la anatomía y
fisiopatología del mismo. Sin embargo, los avances en el campo de la informática de
alta velocidad y los imanes superconductores permitieron mejorar la técnica, dando
lugar a la producción de imágenes de mayor resolución en menor tiempo. De esta
manera fue posible implementar estudios para evaluar la funcionalidad de distintos
órganos y estructuras.
I. FUNDAMENTOS FÍSICOS
Las moléculas que constituyen nuestro organismo son demasiado pequeñas
como para ser estudiadas directamente. Luego, se necesitan moléculas “espía” que sean
capaces de dar información de las estructuras, movimientos y reacciones químicas de
las moléculas sin alterar en gran medida su entorno.
En la mayoría de los métodos de obtención de imágenes, se introducen en el
organismo estas moléculas espías (radiotrazadores), capaces de distribuirse
selectivamente en distintas regiones del organismo dependiendo de sus propiedades
químicas.
La RMI es una técnica que utiliza como espías a los núcleos atómicos de
hidrógeno. Se podría pensar que dichos núcleos están naturalmente presentes en casi
todas las moléculas que conforman el organismo1 y, por lo tanto, no constituyen un
marcador; sin embargo la presencia de un campo magnético externo convierte a los
núcleos atómicos en verdaderos espías.
Características magnéticas de los núcleos de H
Los núcleos atómicos de H presentan un movimiento de rotación sobre sí
mismo, denominado espín. Esto sumado a que poseen carga hace que se comporten
como un pequeño imán denominado momento magnético μ. Los momentos
magnéticos nucleares son muy sensibles a los campos magnéticos locales generados por
los núcleos que los circundan, esto hace que el estudio de su comportamiento brinde
información sobre su entorno.
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El cuerpo humano contiene un gran porcentaje de agua y grasa, sustancias compuestas mayormente por
átomos de hidrógeno. En total, el cuerpo humano tiene aproximadamente un 63% de átomos de H.
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El núcleo del átomo de hidrógeno está constituido únicamente por un protón
(1H), el cual posee un momento magnético que permite generar señal de RM. La gran
sensibilidad y abundancia natural de los protones son cualidades que determinan que
sean los núcleos elegidos para realizar RMI.
Efectos de la presencia de un B externo
A todos los imanes se les puede asociar un vector (que va del polo N al polo S),
en consecuencia el momento magnético también puede ser representado gráficamente
como un vector. En ausencia de un campo magnético todas las orientaciones que
adoptan los vectores asociados a los momentos magnéticos son equivalentes, es decir
corresponden a estados de igual energía.
Cuando se aplica un campo magnético estático B, los momentos magnéticos se
reorientan pudiendo tomar sólo dos orientaciones específicas: en forma paralela o
antiparalela a la dirección del campo B aplicado. Las energías asociadas a estos dos
niveles ya no son iguales: el menos energético corresponde al estado paralelo Ep y el
más energético al antiparalelo Ea. En una situación de equilibrio se establecerá una
distribución de momentos magnéticos entre estos dos niveles de energía donde
lógicamente habrá más momentos magnéticos en el estado menos energético Ep.
Los momentos magnéticos, además de orientarse en presencia de un campo
magnético, efectúan un movimiento de precesión alrededor de una dirección paralela al
campo magnético. Cuando se dice que un núcleo se encuentra orientado en forma
paralela o antiparalela a un campo magnético se hace referencia a que está precesando
en torno a la dirección del campo magnético en un sentido o en otro. La velocidad
angular ω a la cual se produce esta precesión en torno a la dirección del campo es
proporcional a la intensidad del campo magnético externo.
Las magnetizaciones macroscópicas
La presencia de un campo magnético externo B da lugar a la existencia de un eje
de referencia en el espacio que denominaremos dirección z. En consecuencia se habla en
términos de dirección paralela al eje z y plano perpendicular al eje z (plano transversal
o xy).
Magnetización Mz
La reorientación de los espines respecto a un eje paralelo al campo magnético B
(también denominado eje z) permite hablar de una magnetización macroscópica neta
Mz. La magnitud de esta magnetización es proporcional a la diferencia de población
(n) de momentos magnéticos entre los niveles correspondientes a las orientaciones
paralela y antiparalela.
Recordemos que en estado de equilibrio existe una mayor cantidad de momentos
magnéticos en el nivel de menor energía (paralelo) que con respecto al nivel de mayor
energía (antiparalelo). Esta diferencia de poblaciones genera una magnetización en el
eje z (Mz) que denominamos M0.
Magnetización Mxy
Como ya se mencionó, la presencia del campo magnético externo B, da lugar a
una precesión de los momentos magnéticos alrededor de una dirección paralela al
campo magnético B, es decir, en la dirección z. Una forma de visualizar este
movimiento es descomponiendo el vector asociado con el momento magnético μ en dos
direcciones: una paralela al eje z y otra contenida en el plano xy.
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Cuando un momento magnético precesa alrededor de la dirección z, la
componente paralela al eje z no varía y la componente que está en el plano xy varía
presentando distintas orientaciones. Este movimiento de la componente en el plano xy
se puede comparar con el giro de la aguja de un reloj con un extremo fijo en un punto
central que sería el punto el que pasa el eje z. Si “se tomara una fotografía” del
momento magnético en un instante dado, la componente en el plano xy, correspondería
a la aguja de un reloj marcando una hora precisa.
Supongamos ahora que tenemos una población de espines, todos precesando con
la misma frecuencia en torno a una dirección z. El estado de precesión de cada momento
magnético alrededor del eje z no guardará correlación entre los distintos núcleos y como
consecuencia, las componentes de todos los momentos magnéticos en el plano
transversal xy apuntarán en todas las direcciones posibles (continuando con la analogía
de los relojes y las fotografías, sería como tener una foto de un conjunto de relojes que
marcan todos distinta hora). Como todas las orientaciones son igualmente probables, si
se define Mxy como la suma de todas las componentes en el plano xy de los momentos
magnéticos individuales, la resultante de dicha suma será nula Mxy=0.
En resumen, en presencia de un campo magnético externo B el estado de
equilibrio se caracteriza por una mayor población de espines en el estado paralelo tal
que haya una magnetización longitudinal resultante Mz=M0 y un estado precesional de
todos los espines totalmente incoordinado (o fuera de fase) tal que resulte una
magnetización transversal Mxy=0.
Perturbación del sistema
Se dijo que, en el estado de equilibrio, los dos niveles energéticos (paralelo y
antiparalelo) no están igualmente poblados. Si se entrega una energía igual a la
diferencia entre estos dos niveles
E=Ep-Ea
se puede inducir transiciones de los momentos magnéticos desde los niveles de menor
energía a los de mayor energía, alejando al sistema del equilibrio.
Dicha energía se entrega en forma de radiación electromagnética E=hν donde
h es la constante de Planck y ν la frecuencia de radiación. En el caso de la resonancia
magnética nuclear, la diferencia de energía (E) corresponde a una frecuencia del orden
de la radiofrecuencia (ondas de radio). Esta radiación es considerada inocua y por este
motivo la técnica es ideal para el estudio de sistemas biológicos y en particular para la
medicina.
Cuando se entrega energía al sistema en forma de igualar las poblaciones,
además se induce a un estado en el cual todos los espines precesionan en fase (en una
fotografía, todos los relojes marcarían la misma hora). En consecuencia la suma de
todas las componentes transversales de todos los momentos magnéticos individuales
Mxy no se anula como ocurre en el estado de equilibrio.
En resumen, si se entrega la energía E durante una cantidad de tiempo
característica, es posible generar dos fenómenos importantes:
Las poblaciones en los dos niveles de energía se igualan, en consecuencia la
magnetización neta en la dirección paralela al campo será cero Mz=0.
Todos los momentos magnéticos de espín entran en fase y en consecuencia
aparece una componente de magnetización en el plano xy distinta de cero Mxy0.
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La vuelta al equilibrio
Cuando cesa la perturbación, el material irradiado se desexcita volviendo a la
condición de equilibrio. La forma en que se produce esta desexcitación brinda
información acerca de las propiedades químicas y físicas del material estudiado.
El sistema vuelve al estado de equilibrio cuando la magnetización en la
dirección paralela al campo Mz recupera su valor original M0 y la magnetización en el
plano xy Mxy se hace cero. El primer proceso se denomina relajación longitudinal y el
segundo relajación transversal.
La relajación longitudinal
El proceso de relajación longitudinal, se puede visualizar representando
gráficamente los valores Mz en función del tiempo. La curva tiene una forma
exponencial creciente con un valor de magnetización Mz=0 en t=0, y un valor Mz=M0
como valor asintótico máximo. Como la curva representada no es una recta, no se la
puede caracterizar con valores tales como la pendiente. En compensación se la
caracteriza a través del tiempo que tarda la Mz en recuperar el 63% de la magnetización
máxima M0, el que se denomina tiempo de relajación longitudinal o T1.
La relajación transversal
El proceso de relajación transversal se puede visualizar representando
gráficamente los valores Mxy en función del tiempo. La curva presenta una forma
exponencial decreciente con un valor de magnetización Mxy=M0 en t=0, y un valor
Mxy=0 como valor asintótico. Para caracterizar este comportamiento se toma el tiempo
en el que la magnetización llega al 37% de su valor máximo, tiempo de relajación
transversal T2.
Origen de T1
Mientras que dura el pulso de radiofrecuencia, las poblaciones de los espines
paralelos y antiparalelos están igualadas. Por lo tanto el valor de la magnetización
longitudinal neta es Mz=0.
Cuando cesa el pulso de radiofrecuencia, los espines tienden a volver al estado
de equilibrio: mayor cantidad de espines en la posición de menor energía (paralela) y
menor cantidad de espines en la posición de mayor energía (antiparalela). Recordemos
que para excitar al sistema se entregó una energía E, entonces para retornar al estado
de equilibrio, los espines deben entregar la misma cantidad de energía al sistema, que en
este caso es el entorno molecular. Eso será posible si las moléculas que rodean al núcleo
poseen estados de energía vibracional, rotacional etc. capaces de absorber dicha energía,
es por eso que esta relajación se denomina espín-red. Esta es la razón por la cual los
tiempos de relajación T1 dependen de la estructura molecular de la cual forman parte los
protones y también de la movilidad molecular. En general, cuanto mayor es la velocidad
con la que los espines pueden ceder energía más corto es el T1, o sea que menor es el
tiempo que tardan los espines en retornar a la distribución de estados poblacionales de
equilibrio.
Origen de T2
Mientras que dura el pulso de radiofrecuencia, todos los momentos magnéticos
microscópicos μ giran en torno al campo magnético B en fase o en forma coherente, es
decir que ocupan la misma posición respecto del campo B (todos los relojes marcan la
misma hora). Por lo tanto la suma de las proyecciones de los momentos en el plano xy,
Mxy, tendrá un valor máximo.
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Recordemos que la frecuencia de precesión depende de los campos magnéticos
locales. Cuando cesa el pulso de readiofrecuencia, los momentos magnéticos empiezan
a influenciarse mutuamente en su giro pues cada uno de ellos genera un campo Blocal, se
dice entonces que aparece una interacción espín-espín. Esto hace que se pierda la
coherencia que poseían mientras duraba el pulso. En consecuencia, progresivamente
dejan de estar en fase lo que origina que el valor total de la suma de los momentos en el
plano transversal Mxy sea cada vez menor, pues los momentos magnéticos situados en
distintas fases se neutralizan parcialmente o totalmente. Finalmente cuando el giro de
los momentos magnéticos es totalmente incoordinado, es decir se desfasaron totalmente,
la resultante de la suma de la proyección sobre el plano transversal es cero Mxy=0.
El valor de T2 depende, entre otras cosas, de la capacidad que tienen los espines
nucleares de intercambiar energía entre sí. En general, cuanto mayor es la movilidad de
las moléculas (más líquida es la muestra) menos posibilidad tienen los espines de
influenciarse mutuamente (de sentir los campos locales Blocal de sus espines vecinos).
En consecuencia, conservan la coherencia de fase durante más tiempo, es decir, la suma
Mxy tarda más tiempo en disminuir hasta el 37% del valor máximo, o T2 es más largo.
De forma recíproca, cuanto más inmovilizados están los espines del material estudiado,
más tiempo tienen para interactuar y así aumenta la probabilidad de modificar su fase.
De esta forma la coherencia en fase se pierde rápidamente y el T2 es más corto.
II. GENERACIÓN DE IMÁGENES DE RESONANCIA MAGNÉTICA
Los pasos sucesivos que han de considerarse en este proceso son los siguientes:
 Disponer de un campo magnético intenso (magneto)
 Intensificar la señal emitida por el volumen elemental de tejido (secuencias de
pulsos)
 Limitar el proceso de resonancia-relajación a un solo plano (gradiente de campo)
 Captar adecuadamente desde el exterior la señal emitida (antenas o bobinas)
 Realizar un tratamiento informático para convertir las señales recibidas en
imagen (ponderación en T1, T2 o densidad de protones).
Magnetos
Una de las condiciones fundamentales para obtener buenas imágenes de RM es
disponer de un campo magnético B intenso y de gran homogeneidad, cuanto mayor es el
campo menor es la duración del examen y cuanto más homogéneo mejor es la calidad
de la imagen que se obtiene. En la actualidad esto se consigue mediante la utilización de
imanes superconductores con intensidades que van desde los 0.2 hasta los 4 Tesla2.
Existen imanes de forma cilíndrica y abiertos (en forma de “C”). Los primeros alcanzan
intensidades muy altas (1 a 1.5 Tesla), pero no se pueden utilizar en pacientes
claustrofóbicos u obesos. Los imanes abiertos tienen intensidades mucho menores pero
son una buena opción para pacientes claustrofóbicos u obesos y además presentan la
posibilidad de ser utilizados en procedimientos intervensionistas como cirugías
craneales.
Secuencias de pulsos
Dado que la señal de radio emitida por el protón es extremadamente débil, la
muestra se mide repetidamente y se acumulan las señales de forma tal de aumentar la
2
Los campos magnéticos se miden en unidades conocidas como Tesla, 1 Tesla=10000Gauss, el campo
magnético terrestre se encuentra entre los 0.3 y los 0.7 Gauss.
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relación señal/ruido. El material es expuesto a un pulso de radiofrecuencia o un tren de
pulsos de radiofrecuencia, luego del cual se adquiere la señal. Antes de repetir la
medición se espera que el sistema vuelva al equilibrio, y luego el mismo tren o
secuencia de pulsos se repite y se vuelve a adquirir la señal. Dependiendo de la
información que se desea obtener (tiempo de relajación T1 o T2) se componen distintas
secuencias de pulsos que se diferencian en cuanto al número de pulsos empleados, la
duración y fase de los mismos y el tiempo de espera entre ellos (TR). Asimismo se
diseñan secuencias de pulsos que tienen la capacidad de suprimir señales no deseadas
(como la proveniente de la grasa) o de excitar partículas que están en movimiento para
analizar su comportamiento, a modo de elemento marcador. El nivel de complejidad de
la secuencia de pulsos es manipulado de acuerdo a la información que se desea obtener.
Gradientes de campo
¿Cómo se obtienen las imágenes de los distintos cortes?, ¿Cómo se hace “foco
en un plano”? Uno de los problemas de la obtención de imágenes con RM consiste en
que, como la visualización de la zona estudiada se realizará mediante cortes sucesivos
(imágenes topográficas), se deben captar las señales provenientes de las unidades
elementales de cada corte, y no de la totalidad del cuerpo. Si todo el volumen que se
analiza resonara y se relajara a la vez, sería imposible tanto recoger toda la información
como seleccionar el plano de examen requerido.
El campo externo B es espacialmente uniforme, esto implica que a todas las
alturas del eje z la intensidad de campo magnético es exactamente igual. Si al campo B
se le superpone un segundo campo magnético más débil, que varía de intensidad de
forma gradual de acuerdo a su ubicación en el eje z, se genera un gradiente de campo
magnético. En consecuencia, para cada posición en el eje z también existirá una
condición de resonancia, es decir una frecuencia característica a la que se pueda excitar
a los protones que están en dicha posición.
Para que solo resuene un corte del tejido, se utiliza la propiedad de que sólo
responderán al pulso de radiofrecuencia los protones que presentan precisamente dicha
frecuencia característica, que a su vez depende del campo magnético externo (que es la
suma del campo magnético uniforme B y el segundo campo magnético más débil). De
esta forma, si el campo varía sucesivamente su intensidad a lo largo de un eje, es posible
realizar una correlación de la posición con la frecuencia de resonancia. Con este
mecanismo, sólo se excitarán los protones de una fina rebanada de tejido (aprox. de
1mm de espesor), y también solo ellos relajarán, por lo tanto, los datos adquiridos
corresponderán a un corte.
El gradiente de campo magnético se puede establecer en los ejes axial, coronal,
sagital y todos los ejes oblicuos, de esta forma, sin mover al paciente es posible obtener
un corte en cualquier plano del espacio.
Bobinas
Tanto para emitir la señal de radiofrecuencia como para recoger la señal emitida
por los protones, es necesario disponer de bobinas de gran sensibilidad, que se colocan
lo más cerca posible de la zona a examinar, esto es, sobre la superficie corporal. Para
ello existen bobinas que hacen sucesivamente de antena emisora y receptora de
radiofrecuencia, diseñadas para su adaptación a las distintas zonas de examen: cabeza,
columna, rodillas, hombro, etc.
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Tratamiento informático de los datos
Con los gradientes de campo mencionados, es posible diferenciar en el cuerpo
volúmenes elementales (voxels) de coordenadas xyz. La bobina recibe la señal emitida
por cada voxel y se calculan los correspondientes valores numéricos de densidad de
protones, T1 y T2.
El hecho de que los valores de los tiempos de relajación sean característicos para
cada tejido es aprovechado tomando para cada voxel los valores T1 y T2 y asociándolos
a un mapa tridimensional del cuerpo humano. Eso se realiza por un proceso
computacional que convierte los valores numéricos T1 y T2 en diferentes tonalidades de
grises, representando en conjunto los distintos cortes que se observan en T1 o en T2
(formalmente se dice que las imágenes están ponderadas en T1 o en T2).
En términos generales las imágenes en T1 brindan información de los aspectos
anatómicos del cuerpo y las imágenes en T2 de aspectos fisiológicos.
Ponderación con T1
En el gráfico de magnetización longitudinal Mz en función del tiempo se puede
observar la comparación entre dos compuestos con distinto valor de T1, por ejemplo el
agua y la grasa. La grasa presenta valores de T1 cortos y el agua valores largos. Por lo
tanto, dado un tiempo, el valor de Mz recuperado será mayor para la grasa que para el
agua, y en consecuencia la intensidad de la señal de T1 para la grasa será mayor (más
brillante) que para el agua (menos brillante). Cuando se compongan estos datos en un
mapa bidimensional de un corte tomográfico, las regiones ocupadas con grasa serán mas
brillantes que las ocupadas con agua.
Ponderación con T2
También es posible realizar un gráfico comparativo de la magnetización
transversal Mxy en función del tiempo para compuestos con distinto valor de T2, por
ejemplo el agua y la grasa. El valor de T2 de la grasa es menor que el del agua, por lo
tanto, el compuesto que tiene mayor T2 (agua) presentará un valor de magnetización
mayor que el que tenga el T2 menor (grasa), y en consecuencia la intensidad de la señal
de agua será mayor que la de grasa. En otras palabras, en una imagen ponderada con T2,
la señal correspondiente al agua se verá mucho más brillante que la correspondiente a la
grasa.
Densidad de protones
Otra información que brindan los datos de RM es la cantidad de núcleos de
hidrógeno presentes en cada voxel, cuanto mayor es el número de protones más intensa
es la señal. El contraste por densidad de protones permite visualizar cuantitativamente el
número de protones por unidad de tejido.
Los procedimientos recientemente expuestos son los que habitualmente se
utilizan para obtener los cortes tomográficos tradicionales que brindan información
anatómica y fisiopatológica. Como se dijo anteriormente, con el advenimiento de
imanes superconductores y de herramientas computacionales más poderosas fue posible
realizar otro tipo de estudios.
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III. ESTUDIOS ESPECÍFICOS
Angiografías
Con RMI es posible producir una imagen de los vasos sanguíneos, los que se
distinguen muy claramente como zonas de ausencia de señal, o sea, en negro.
Para obtener una imagen, primero hay que excitar los protones de la zona que se
desea estudiar para luego recoger la señal que emite en su relajación. Pero, por su
movimiento intravascular, la sangre que se ha excitado emite una señal lejos de la zona
de estudio, con lo que su señal no es recogida por la bobina. Mientras los vasos de la
zona en estudio se han llenado de sangre no excitada proveniente de una región vecina
no excitada previamente, con lo que en el momento de la relajación no emiten señal. De
esta forma es posible obtener imágenes de los vasos sin emplear sustancias de contraste.
RMI Funcional del Cerebro
La RMI del cerebro siempre constituyó una técnica reconocida por su excelente
resolución espacial que permitía ver estructuras neuroanatómicas en gran detalle. Con el
tiempo, con una pequeña modificación de los aparatos de RMI tradicionales, fue
posible realizar estudios de la función del cerebro como tal. Esta tecnología se
denominó RMI funcional (fRMI).
La fRMI es un método indirecto de obtener imágenes de la actividad cerebral
con una resolución temporal alta (esto significa obtener una serie de imágenes del
cerebro tomadas con una separación temporal corta).
El principio se basa en detectar la respuesta hemodinámica provocada por la
actividad neuronal: el metabolismo neuronal depende de la administración de sangre
oxigenada, y la actividad neuronal provoca un incremento en el consumo de oxígeno e
incluso un incremento en el flujo local de sangre.
Como vimos antes, la velocidad con la cual los espines pierden coherencia está
caracterizada por el tiempo T2. Este decaimiento de la magnetización transversal se
debe a la presencia de pequeñas fluctuaciones en los campos magnéticos locales Blocal
generada por la interacción espín-espín. Uno de los principales mecanismos que dan
lugar a las variaciones en el campo magnético local es la presencia de partículas con
diferente capacidad de magnetizarse o con diferente susceptibilidad magnética. La
susceptibilidad magnética de la oxihemoglobina y la desoxihemoglobina son distintas
(pueden diferir hasta en un 20%), de hecho, el tiempo de decaimiento de la señal (T2) es
menor en la sangre desoxigenada que en la oxigenada. Este es el origen de la técnica de
contraste denominada BOLD (Blood Oxigenation Level Dependent) y la RM se vale
principalmente de este fenómeno para realizar fRMI. Observe que el elemento de
contraste es la sangre oxigenada, es decir que no se utilizan agentes marcadores
externos.
La BOLD-fRMI ofrece la posibilidad de obtener imágenes con una resolución
temporal del orden de los 100mseg y una resolución espacial de 1 a 2mm. Esto implica
que pueden ser estudiados eventos cognitivos.
En comparación con la Tomografía por Emisión de Positrones (PET), la RMI es
no invasiva y no implica la inyección de sustancias radioactivas, por lo tanto la persona
puede ser estudiada repetidamente. Esto permite obtener imágenes del cerebro del
paciente a lo largo de distintos estadios de una enfermedad (por ejemplo, en pacientes
bipolares, a través de estados maníacos y depresivos). También la técnica permite el
estudio de personas sanas debido a su bajo riesgo, siendo posible analizar cambios a lo
largo del neurodesarrollo (por ejemplo, estudiar el aprendizaje en distintos estados del
desarrollo).
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En resumen, se podría decir que la fRMI es ampliamente utilizada tanto en
investigación como en la práctica clínica. En el primer caso se aplica a estudios
neurofisiológicos y cognitivos. En el segundo, es comúnmente empleada para localizar
regiones funcionales de motricidad y lenguaje con fines pre-quirúrgicos antes de una
operación neurológica, para determinar el hemisferio con dominancia del lenguaje y
para evaluar las posibilidades de recuperación funcional.
RMI de la Articulación Temporomandibular
La RMI tiene capacidad de brindar imágenes de gran contraste en tejidos
blandos. Esto la constituye en una técnica óptima para visualizar los tejidos blandos y
las estructuras periarticulares de la articulación temporomandibular (ATM). La RMI ha
reemplazado a la tomografía computada (TC) y la artrografía en lo que se refiere a la
evaluación de la ATM. A pesar de que la TC tiene mejor resolución y de que la RMI
permite una visualización limitada del hueso cortical, muchas patologías óseas pueden
ser descriptas con precisión. Con imágenes de RMI las anormalidades intraarticulares
son rápidamente visibles, proveyendo además información suplementaria que otras
modalidades de diagnóstico por imagen no pueden brindar.
El mayor interés acerca de los desarreglos internos de la articulación
temporomandibular (ATM) se ha enfocado en los desplazamientos de disco. La RMI de
la ATM ha mostrado ser valiosa en este sentido, así como en la valoración de la
configuración del disco en casos en que se sospeche de tener desarreglos internos. Una
de las mayores ventajas de la RMI es que puede producir imágenes de alta calidad de
tejidos blandos sin el uso de radiación ionizante, y sin la necesidad de utilizar contrastes
como en la artrografía. Además, la RMI no sólo es una opción viable para el
reconocimiento de tejidos blandos, sino también para la valoración de cambios óseos
sutiles en base a las variaciones en la intensidad de señales.
Las bobinas que se utilizan para emitir la radiofrecuencia y detectar la señal de
RM, son pequeñas bobinas de superficie acopladas que permiten realizar un examen
bilateral con cortes de 3mm de espesor o menos. Las imágenes se obtienen en
posiciones de boca abierta y cerrada para evaluar la posición y la recaptura del disco
articular. Esto es facilitado ubicando un dispositivo especial en la boca del paciente para
mantenerla abierta e indicándole al paciente que lo muerda para las imágenes de boca
cerrada. Las imágenes son comúnmente tomadas en los planos sagital y coronal para
poder documentar la posición del disco.
Las imágenes sagitales ponderadas en T1 son la piedra fundamental del examen
de ATM, la anatomía es descripta claramente, y el plano de la imagen es óptimo para
evaluar la posición del disco. Las imágenes sagitales ponderadas en T2 son útiles a la
hora de detectar cambios periarticulares degenerativos y la presencia de una efusión en
la articulación.
También es posible realizar estudios dinámicos tomando imágenes progresivas
mientras se abre y se cierra la boca. Estas imágenes se componen en videos, con los que
es posible analizar la posición del disco articular (que usualmente se disloca
anteriormente).
IV. SEGURIDAD
Los aparatos de RMI poseen un campo magnético intenso que está siempre
encendido, incluso cuando no está en uso. El campo magnético es invisible y puede
causar accidentes, heridas y daño al equipamiento si no se toman precauciones
especiales.
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En el sitio http://www.mrisafetyvideo.com/mrisafetynonmripersonnelspan.html se
muestra un video dirigido a personas que no trabajan usualmente con aparatos de RMI.
Durante la proyección se enumeran las características generales de los aparatos de RMI,
los accidentes más frecuentes y las precauciones que es necesario tomar.
En el sitio http://www.mrisafety.com, en la sección “The list” se puede obtener
información de más de 1800 implantes, dispositivos, materiales y otros productos, en
cuanto a la peligrosidad que reviste su introducción en imanes de uso diagnóstico. Los
objetos de la lista están separados en categorías generales para facilitar el acceso, en
particular existe una denominada “Implantes dentales” que cuenta con 19 objetos. Para
cada uno de ellos hay información que ha sido caracterizada utilizando la clasificación:
segura, condicional o insegura.
BIBLIOGRAFÍA
García Segura, J. M. 1991. Espectroscopía in vivo por Resonancia Magnética Nuclear.
EUDEMA.
Pebet, N. 2004. Resonancia Nuclear Magnética. En XII Seminario de Biomédica
Facultades de Medicina e Ingeniería. Univ. De la Rep. Oriental del Uruguay.
Rinck, Petersen y Muller. 1986. Introducción a la Resonancia Magnética Nuclear
Biomédica. Editorial Anejo Producciones SRL.
Roth, C. et al. 2005. MR imaging of the TMJ: A Pictorial Essay. Applied Radiology; 34
(5): 9-16.
Tomas, X. et al. 2006. MR Imaging of Temporomandibular Joint Dysfunction: A
Pictorial Review. RadioGraphics 26:765-781.
Zaragoza, J. R. 1992. Física e instrumentación médicas. Barcelona: Ediciones
Científicas y Técnicas Masson-Salvat.
http://www.simplyphysics.com. En este sitio se explican conceptos básicos de RM en
forma sencilla.
http://www.e-mri.org/index.html. En este sitio se encuentra información completa sobre
los fundamentos físicos de la técnica, y de los estudios que es posible realizar.
http://www.mrisafety.com. En este sitio se encuentra información acerca de las
precauciones que hay que tomar cuando se está en cercanías de imanes de gran potencia
como los utilizados en RM.
http://www.quintpub.com. En este sitio es posible encontrar videos de RMI-ATM.
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