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Trabajo Final Integrador
Técnicas de imagen para el diagnóstico
del Accidente cerebrovascular:
TC y RM
Alumna: Cintia Eliana Rojas
Tutora a cargo: Dra. Laura Falcón
Carrera: Técnico Universitario en Diagnostico por Imágenes
Universidad Nacional de General San Martín
Escuela de Ciencia y Tecnología
Año 2007
ÍNDICE DE CONTENIDOS
INTRODUCCIÓN………………………………………………………………………….
1
SECCIÓN I:
TOMOGRAFIA COMPUTADA
1.1 Generalidades………………………………………………………………………
2
1.2 Funcionamiento básico de un tomógrafo………………………………………….
3
1.3 Generaciones de tomógrafos……………………………………………………..
4
1.4 Componentes de un equipo de TC……………………………………………….
7
1.5 Aspectos teóricos…………………………………………………………………...
10
1.6 Reconstrucción de la imagen……………………………………………………...
11
1.7 Presentación de la imagen………………………………………………………...
13
1.8 Calidad de imagen. Artefactos……………………………………………………..
14
SECCIÓN II:
RESONANCIA MAGNETICA
2.1 Generalidades………………………………………………………………………
19
2.2 Principios físicos de la imagen de RM……………………………………………
19
2.3 Secuencias………………………………………………………………………….
23
2.4 Formación de la imagen…………………………………………………………...
27
2.5 Instrumental básico de un equipo de RM…………………………………………
29
2.6 Calidad de imagen. Artefactos…………………………………………………….
32
2.7 Angiografía por RM…………………………………………………………………
36
2.8 Espectroscopia: consideraciones básicas. ……………………………………...
38
2.9 Técnicas de Difusión y Perfusión…………………………………………………
41
SECCIÓN III:
APLICACIÓN DE LA TC Y RM EN EL ACCIDENTE CEREBROVASCULAR
3.1 Accidente cerebrovascular: definición y tipos…………………………………...
45
3.2 TC: encéfalo…………………………………………………………………………
48
3.2.1 Preparación del paciente. …………………………………………………….
48
3.2.2 Posicionamiento………………………………………………………………...
48
3.2.3 Parámetros del estudio………………………………………………………...
49
3.2.4 Imagen normal de TC…………………………………………………………..
50
3.2.5 Aplicación clínica en el accidente cerebrovascular…………………………
52
3.3 Resonancia magnética: encéfalo………………………………………………….
57
3.3.1 Preparación del paciente. ……………………………………………………..
57
3.3.2 Posicionamiento…………………………………………………………………
57
3.3.3 Protocolo del estudio……………………………………………………………
58
3.3.4 Imagen normal: apariencia de la RM. ………………………………………..
59
3.3.5 Hallazgos por RM en el accidente cerebrovascular…………………………
61
3.4 Técnicas de imagen complementarias……………………………………………
66
3.4.1 Imagen de difusión y perfusión………………………………………………..
66
3.4.2 Angiografía por resonancia (ARM) y angio-TC………………………………
69
3.4.2 Espectroscopia por RM…………………………………………………………
72
CONCLUSIÓN……………………………………………………………………………..
74
BIBLIOGRAFÍA……………………………………………………………………………
75
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
INTRODUCCIÓN
El Accidente Cerebro Vascular (ACV) o ictus es una de las primeras causas de
muerte en el mundo occidental y la mayor causa de incapacidad tanto física como
intelectual entre la población adulta. El termino ictus significa golpe o ataque lo que
describe el carácter brusco y súbito del proceso. Popularmente es conocido por
múltiples nombres: infarto cerebral, trombosis, embolia, derrame cerebral, hemorragia
cerebral, apoplejía; lo que puede originar una confusión en cuanto al concepto y la
diferenciación entre los diferentes tipos. El termino accidente cerebrovascular se refiere
a cualquier trastorno de la circulación cerebral, generalmente de comienzo brusco que
puede ser consecuencia de la interrupción de flujo sanguíneo a una parte del cerebro
(isquemia cerebral) o a la ruptura de una arteria o vena cerebral (hemorragia
cerebral). El ACV puede estar producido por un variado espectro de enfermedades,
pero como causa más frecuente de ACV isquémico se encuentra la arteriosclerosis,
aunque existen múltiples etiologías. La hipertensión arterial es la causa de la mayor
parte de los ACV hemorrágicos, si bien hay otras como los aneurismas o las
malformaciones vasculares.
La utilización de los distintos métodos de imagen sirve para confirmar el diagnóstico
clínico y la causa específica responsable del síndrome, de forma que se pueda
instaurar rápidamente el tratamiento más apropiado.
El gran desarrollo que se produjo en los últimos años en el campo del diagnostico por
imagen proporciona una gran variedad de procedimientos para la evaluación de los
pacientes con enfermedad vascular cerebral. El conocimiento básico de cada técnica es
importante para comprender que tipo de información se puede obtener de cada una y
de esta manera elegir el método mas adecuado.
Este trabajo se centra en los dos principales métodos de diagnostico por imagen, la
tomografía computada y la resonancia magnética, utilizados para el estudio del sistema
nervioso central en pacientes con ictus. No solo de las imágenes convencionales sino
también de las nuevas técnicas, como las imágenes de difusión y perfusión, la
espectroscopia y angiografía por resonancia magnética, y angio-TC.
Se indica los protocolos y procedimientos para la obtención de las imágenes, así
como también los hallazgos en las imágenes tanto en el ictus isquémico como
hemorrágico.
Además se pretende brindar una información básica de las dos técnicas de diagnostico
por imagen proporcionando conocimientos sobre: física, instrumentación, formación de
las imágenes, artefactos, y descripción de las nuevas técnicas.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
SECCIÓN I: TOMOGRAFIA COMPUTADA
1.1. GENERALIDADES
En 1971 la empresa EMI anunció el desarrollo del escáner, máquina que unía el
cálculo electrónico a las técnicas de rayos X, constituyendo un gran avance en
radiodiagnóstico. Su creador fue Godfrey Hounsfield.
Hasta este momento la técnica de rayos X permitía la visualización en dos
dimensiones, con el problema de que unas imágenes se superponían a otras, por lo
que se perdía gran parte de la información, esta limitación fue superada por la TC al
obtener imágenes de planos transversales del paciente (Fig. I).
La Tomografía Computada (TC) es una técnica radiológica no invasiva, que obtiene
información midiendo los coeficientes de atenuación de los rayos X al pasar a través de
los tejidos. En base a dichos parámetros numéricos obtenidos se construye la imagen
digital que se transforma en imagen anatómica, transportándola a una escala de tonos
de grises.
Radiografía
Corte (plano p)
Fuente
rayos X
Imagen del corte TC
(plano p)
Figura I: Imagen de TC versus radiografía convencional.
Como cualquier método, por bueno que sea, presenta algunos inconvenientes. En
este caso, el mayor de ellos es que cuantos más cortes se realicen, mayor cantidad de
radiación recibe el sujeto. Hay que tener en cuenta que, por ejemplo, para un estudio
de la cabeza hace falta un mínimo de 12-14 cortes tomográficos. En estudios de
abdomen o tórax el número es mayor. La presencia de objetos metálicos en el paciente
produce artefactos en las imágenes.
Frente a esto presenta una serie de ventajas, no se escapa prácticamente ningún
detalle superior a 0,5 -1 mm, lo cual es fundamental para la localización de procesos
expansivos de forma precoz. Es posible diferenciar estructuras de tejido blandos con
diferencias de densidades del 0,5%. Para aumentar la definición de por sí alta, se
pueden utilizar distintos medios de contraste, con lo que se obtendrá una imagen
mucho más nítida.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
1.2. FUNCIONAMIENTO BÁSICO DE UN TOMÓGRAFO
La forma mas sencilla de comprender el funcionamiento de un tomógrafo es a partir
del equipo más simple, compuesto por un haz de rayos X finamente colimado, de modo
que solo atraviese la sección o corte de interés, y un detector también colimado (Fig.
II). La fuente de rayos X y el detector están conectados de forma que tienen un
movimiento simultáneo. También es necesario ubicar un detector de referencia entre el
tubo y el paciente, utilizado para medir la radiación sin atenuación a la salida del tubo,
necesaria para posteriormente hallar los coeficientes de atenuación.
Cuando el conjunto fuente-detector realiza un barrido o traslación a través del
paciente, las estructuras que son atravesadas por este haz absorben una cantidad de
radiación proporcional a su coeficiente de atenuación. La radiación atenuada que
emerge después de atravesar el cuerpo es registrada por el detector que la convierte
en señal eléctrica y se obtiene de esta manera un perfil de intensidades o proyección.
Al final de un barrido el conjunto fuente-detector gira y comienza un segundo barrido
para obtener una nueva proyección. Las señales son enviadas por el detector al
sistema de adquisición de datos (DAS), que se encarga de amplificar la señal,
convertirla al formato digital necesario para el tratamiento por el ordenador y transmitir
la señal convertida a la unidad central para ser guardados como datos crudos. Estos
datos experimentan luego alguna forma de preprocesamiento, que incluye correcciones
y reformas.
Para la reconstrucción de la imagen es necesario que el ordenador reciba múltiples
señales después de explorar al paciente en diferentes ángulos. [1]
Figura II: Principio básico de la obtención de imágenes en un tomógrafo.
El plano a estudiar se divide en pequeños bloques llamados voxel (volume element o
elemento de volumen). El tamaño de los bloques esta definido por el grosor del corte
multiplicado por el tamaño del píxel (picture element o elemento de imagen), que a su
vez depende del tamaño de la matriz y el campo de visión (FOV = Field of view). El
FOV determina el diámetro del corte y depende de la zona de estudio. Cuanto más
amplio sea el FOV más pequeña se verá la imagen en la pantalla.
Si se consigue calcular la atenuación de cada voxel se podrá conocer su densidad y
de esta manera reconstruir un mapa del plano de estudio, asignando a cada densidad
un gris de una escala de negro a blanco. La imagen se forma píxel a píxel, dispuestos
en filas y columnas en una matriz (Fig. III). Los píxeles son la representación gráfica de
la información obtenida de cada uno de los voxel.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
Píxel
Ancho
de
corte
Voxel
Figura III: Imagen de TC.
1.3. GENERACIONES DE TOMÓGRAFOS
Según el sistema de exploración utilizado surgen las distintas generaciones de
tomógrafos computados. El sistema de exploración es el conjunto formado por el tubo
de rayos X y la unidad de detección con las partes mecánicas encargadas de los
movimientos del sistema (gantry o garganta).
Primera generación (Traslación/ Rotación)
Los equipos de primera generación, descriptos en el apartado anterior, eran utilizados
solo para estudios de la cabeza y los tiempos de exploración eran elevados, para la
obtención de un corte eran necesarios 4,5 a 5 minutos.
Segunda generación (Traslación/Rotación).
Este sistema es similar al anterior en cuanto a los movimientos que realizaba el
conjunto, pero este modelo utilizaba un haz de rayos X en forma de abanico con un
ángulo de apertura mayor y un numero mayor de detectores (entre 10 y 30). De esta
manera, se logro reducir el tiempo de exploración a dos minutos, ya que al tener varios
detectores se logra con una única traslación el mismo resultado que con varias
traslaciones en un equipo de primera generación, y además el giro posterior a cada
barrido puede ser de cinco grados o más, con lo que se reduce el número de
rotaciones.
Los equipos de segunda generación ya se utilizaban para estudios de cuerpo entero,
y al igual que los equipos de primera generación ya no se utilizan en la actualidad. [2]
Tercera generación (Rotación).
Los equipos de tercera generación utilizan un haz en abanico que cubre toda el área
de exploración. El tubo de rayos X esta acoplado a una matriz curvilínea de detectores
compuesto por alrededor de 300 a 600 elementos (Fig. IV). La utilización de esta
matriz permite una mejor colimación, lo que reduce la radiación dispersa, radiación que
afecta la calidad de imagen de la misma forma que en radiología convencional. Este
tipo de colimación se llama colimación predetector o postpaciente. También se realiza
colimación prepaciente para reducir la dosis que recibe el sujeto, además de determinar
el grosor de la sección de tejido que va a ser examinada.
Figura IV: Esquema del tomógrafo de 3ra generación (rotación).
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
Ambos elementos, tubo y matriz de detectores, realizan un movimiento de rotación de
360º. A medida que el sistema rota y, por cada punto fijo del tubo y los detectores, se
obtiene una proyección. En este sistema el tiempo de exploracion se reduce a solo 1
segundo, y se aprovecha en forma eficiente la radiación emanada del tubo.
Uno de los problemas de la tercera generación es la aparición ocasional de artefactos
en anillo, que se deben a la falla de uno o varios detectores
Cuarta generación (Rotación).
La cuarta generación utiliza un anillo fijo de detectores formado por alrededor de
4000 elementos dentro del cual gira el tubo de rayos X (giro 360º).
Figura V: Esquema del tomógrafo de 4ta generación (rotación).
La rotación del tubo puede ser alternativa, en cuyo caso los cables de transmisión de
datos y de alta tensión que alimentan al tubo deben desenrollarse después de una
rotación completa para realizar el próximo giro. Otra posibilidad es la rotación continua
que se logra con la tecnología del slip ring o anillo deslizante, anillos en los cuales es
aplicada la tensión (alta o baja) de alimentación que se transmite a la parte en
movimiento por medio de un sistema de roce o escobillas, de modo que se elimina el
largo cable de alta tensión. En el sistema de anillos de baja tensión el generador y el
tubo de rayos X giran continuamente. En el sistema de anillos de alta tensión el
generador se ubica en el gantry pero no rota junto al tubo de rayos, por lo tanto el
generador suministra alto voltaje al anillo y de allí al tubo de rayos X. Este sistema
presenta la ventaja de que el tubo puede girar a velocidades altas, disminuyendo el
tiempo de exploración.
La obtención de las proyecciones es distinta en esta generación de tomógrafos, a
medida que el tubo se mueve desde un punto a otro dentro del anillo de detectores un
único rayo llega a un detector particular desde cada punto para ir formando una
proyección. [3]
Tomografía helicoidal o volumétrica.
Hasta el momento se ha tratado la tomografía convencional o corte a corte, donde el
tubo de rayos X rota alrededor del paciente para la colección de datos de un único corte
de tejido, luego el tubo se detiene y la camilla o mesa donde se ubica el paciente se
mueve para obtener el próximo corte. Esto presenta una serie de limitaciones:
 Tiempos de estudios largos debido al arranque-frenado del tubo, movimiento de la
mesa, respiración si-no del paciente.
 Omisión de ciertas regiones anatómicas por inconsistencia respiratoria entre cortes
(distinta profundidad en la inspiración).
 Imprecisión en las reconstrucciones multiplanares (coronal, sagital) o 3D.
 Se pueden hacer pocos cortes durante máximo contraste.
La tomografía helicoidal surge por las limitaciones de la TC corte a corte o secuencial.
Para realizar una exploración helicoidal se combinan a la vez el movimiento rotatorio
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
del tubo y el movimiento de desplazamiento de la mesa durante el barrido, creándose
una geometría en espiral, con lo que se consigue una adquisición volumétrica durante
una única contención de la respiración.
Para lograr la adquisición volumétrica varios requerimientos se deben cumplir:
1) Rotación continúa del tubo de rayos X basado en la tecnología del slip ring.
2) Avance continuo de la mesa.
3) Algoritmo de reconstrucción especial a fin de poder reconstruir las imágenes en los
distintos planos como si la mesa estuviese detenida, y alta velocidad de procesamiento
de imagen.
4) Mayor memoria para almacenar grandes volúmenes de datos.
El segundo paso importante, luego de la adquisición de datos, es la interpolación.
Debido a la ausencia de un corte definido las proyecciones no se pueden utilizar con los
métodos de reconstrucción ya que no están tomadas en el mismo plano. Si se usaran
esos métodos se tendrían imágenes con artefactos similares a los de movimiento.
Estos problemas se solucionan utilizando técnicas que convierten los datos helicoidales
en planares para luego aplicar las técnicas convencionales de reconstrucción. El
algoritmo de interpolación es una técnica matemática por la cual un valor desconocido
puede ser aproximado dado dos valores conocidos a ambos lados de él. Si se quiere
reconstruir una imagen es una posición, solo una proyección pertenece realmente a ese
plano, las restantes no, de modo que se debe aproximar cada proyección realizando un
promedio ponderado de la proyección anterior y posterior para cada ángulo.
Una vez hecha la interpolación se pueden reconstruir cortes axiales en cualquier
posición, y cualquier incremento, pero con un ancho de corte igual al espesor utilizado
en la adquisición, el cual depende de la apertura del colimador y la velocidad de la
mesa.
Al factor de desplazamiento de la mesa se le denomina pitch y determina la
separación de las espirales:
Pitch = Movimiento de la mesa (mm) x giro (segundo) / Grosor de corte (mm)
Si el desplazamiento de la mesa es de 10mm por segundo, un giro por segundo, y el
grosor de corte fuese de 10mm, correspondería un pitch 1.
Cuanto mayor es el valor del pitch, más estiradas estarían las espirales, menor es el
tiempo de exploración, menor la radiación del paciente, pero menor sería la calidad de
las imágenes obtenidas (Fig. VI).
Figura VI: Factor de desplazamiento de la mesa.
Son múltiples las ventajas de la tomografía helicoidal en comparación con el examen
tomográfico convencional:
1) Extraordinaria velocidad, que permite cubrir extensas regiones anatómicas en
tiempos reducidos (segundos), aún en pacientes que no cooperan, evitando numerosas
anestesias generales, fundamentalmente en los niños.
2) Se pueden reconstruir imágenes en cualquier posición.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
3) Se eliminan los efectos de la diferencia de profundidad inspiratoria.
4) Se obtiene mejores reconstrucciones multiplanares y 3D, debido a la adquisición
sin saltos entre cortes.
5) Capacidad de "capturar" el contraste durante el pico de opacificación, permitiendo
obtener excelentes imágenes angiográficas.
A fines de los 90 surge la Tomografía Computada Helicoidal Multicorte, que permitía
la adquisición simultánea de 4 cortes por giro. Con el tiempo comienzan a surgir
equipos que realizan 8 y 16 cortes simultáneos. Y actualmente ya se habla de 32 y 64
cortes por giro.
Esta tecnología ha revolucionado el diagnóstico por imagen ya que las ventajas
introducidas son enormes:
 Los tiempos de adquisición se han reducido drásticamente, lo cual es sumamente
importante en los estudios de tórax o abdomen.
 La posibilidad de hacer cortes de 0.5 mm en tórax, oído, columna, permite ver
estructuras que antes eran impensadas.
 El perfeccionamiento de técnicas ya utilizadas por la Tomografía Helicoidal, como la
Angio Tomografía, la Fluoroscopia y la Endoscopía Virtual.
 La aparición de nuevas técnicas, fundamentalmente las aplicaciones cardíacas en
tomografía. [4]
1.4. COMPONENTES DE UN EQUIPO DE TC
Todos los equipos de tomografía axial computada están compuestos básicamente por
tres grandes módulos o bloques. Estos son: el gantry, la computadora y la consola.
Gantry
El gantry es el lugar físico donde es introducido el paciente para su examen. En él se
encuentran el tubo de rayos X, en algunos casos el generador de alta tensión, filtros,
colimadores, el sistema de detección de rayos X y todo el conjunto mecánico necesario
para realizar el movimiento asociado con la exploración. Además de todos los cables de
conexiones eléctricas necesarios para la comunicación de los distintos componentes.
El tubo de rayos X (Fig. VII) es básicamente un tubo de vacío rodeado de una
cubierta de plomo con una pequeña ventana que deja salir las radiaciones al exterior. El
espacio entre la funda aislante y el tubo está relleno de aceite, que actúa como
disipador del calor. El tubo de vacío (diodo) tiene un filamento en uno de los extremos
(cátodo-negativo) y un blanco metálico móvil en el otro extremo (ánodo-positivo) con
velocidades de giro entre 3600 y 10.000 rpm.
Figura VII: Tubo de rayos X
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
Por el filamento del cátodo se hace circular una corriente que pone al mismo
incandescente, liberando gran cantidad de electrones que son impulsados a gran
velocidad hacia el ánodo, mediante la aplicación de una tensión muy alta (diferencia de
potencial) entre el ánodo y el cátodo de alrededor de 120 KV.
Los electrones acelerados, que poseen una gran energía cinética, chocan contra el
blanco metálico del ánodo, cediéndole toda la energía. Esta energía es transformada en
un 99% en calor y un 1% en radiación X que se transmite al exterior del tubo.
El cátodo está formado por un filamento de tungsteno, arrollado en forma de espiral,
similar al de una bombilla eléctrica común.
El ánodo está construido generalmente de cobre y posee en su cara exterior un
recubrimiento de una aleación de tungsteno, renio y molibdeno en donde impactan los
electrones. Para que los rayos X salgan por el sitio deseado, el ánodo tiene una
disposición oblicua al haz incidente. [5]
La radiación proveniente del tubo no es monoenergética sino que tiene un espectro
continuo de energías (polienergético). Los filtros de aluminio puestos justamente a la
salida del tubo colaboran a reducir los fotones de baja energía que solo contribuyen a
aumentar la dosis del paciente, además de asegurar que el haz que incide en los
detectores sea mas uniforme.
Los detectores capturan el haz de radiación y lo convierte en señal eléctrica. Hay dos
juegos de detectores, un detector de referencia, que mide la intensidad de radiación
proveniente del tubo de rayos X, y otro juego que mide la radiación procedente del
paciente. Para ser útiles en TC los detectores deben presentar una serie de
características:
 Eficiencia: se refiere a la habilidad de capturar, absorber y convertir los fotones de
rayos X en señal eléctrica.
 Gran estabilidad: se refiere a la fidelidad de respuesta del detector. Si el sistema no
es estable se requiere frecuentes calibraciones para que la señal sea útil.
 Tiempos de respuesta corto: la velocidad con que cada detector puede detectar un
evento y recobrarse para detectar otro evento.
 Amplio rango dinámico: debe ser capaz de registrar bajas como altas intensidades
de radiación.
La conversión de los rayos X en señal eléctrica puede llevarse a cabo por dos tipos
de detectores:
Detector de centelleo: consiste en un cristal centellador acoplado a un fotodiodo
(Fig. VIII). Cuando los rayos X inciden en el cristal son producidos flashes de luz
(centelleo). La luz se dirige al fotodiodo, éste es un semiconductor que permite el flujo
de corriente cuando es expuesto a la luz. La cantidad de corriente producida es
proporcional a la cantidad de luz, que a su vez es proporcional a la radiación que incide
en el cristal.
cristal
fotodiodo
Matriz de detectores
Figura VIII: Representación esquemática del detector de centelleo.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
Detector de gas: consiste en una serie de cámaras de gas individuales separadas
por placas de tungsteno (Fig. IX) cuidadosamente posicionadas para actuar como
placas de colección de electrones.
El conjunto de detectores esta sellado herméticamente y se llena bajo presión con un
gas de numero atómico elevado (usualmente xenón). Cuando la radiación incide en las
celdas individuales, se produce la ionización del gas lo que produce iones positivos y
negativos. Los iones positivos migran a la placa cargada negativamente, mientras que
los negativos lo hacen hacia la placa positiva. Esta migración de iones da origen a una
señal eléctrica que varía directamente con el número de fotones absorbidos. [6]
Cámara
Señal
Pared de
la cámara
Ventana de
entrada
Amplificador
Voltaje
Figura IX: Estructura del detector de ionización.
En el gantry también se ubican elementos para el posicionamiento del paciente
mediante luces colimadas o láser, los colimadores para fijar el espesor de corte con sus
correspondientes accionamientos y censores de posición, y el sistema de enfriamiento
del tubo.
Computadora
La computadora es un módulo que está compuesto en general por tres unidades,
cuyas funciones están claramente diferenciadas. Éstas son:
1) Unidad de central de procesamiento (CPU).
2) Unidad de reconstrucción rápida (FRU).
3) Unidad de almacenamiento de datos e imágenes.
La unidad central de procesamiento o CPU tiene a su cargo el funcionamiento total
del equipo. Su configuración es similar a la de cualquier sistema microprocesador con
su software y hardware asociados.
La unidad de reconstrucción rápida o FRU es la encargada de realizar los
procedimientos necesarios para la reconstrucción de la imagen a partir de los datos
recolectados por el sistema de detección.
El sistema de almacenamiento de datos e imágenes es donde se realiza el
almacenamiento no sólo de las imágenes reconstruidas y de los datos primarios, sino
también del software de aplicación del tomógrafo.
Consola
La consola constituye la interfase del operador con el equipo. Es el módulo donde se
encuentra el teclado para el ingreso de los datos del paciente, selección de parámetros,
y operación del sistema.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
1.5. ASPECTOS TEÓRICOS
Cuando un haz de rayos X pasa a través del paciente, este es atenuado de acuerdo
con la ley Lambert-Beer, una relación exponencial que describe que pasa con los
fotones a medida que viajan a través de los tejidos. El problema de la formación de la
imagen en tomografía es determinar la atenuación en los tejidos y usar esta información
para reconstruir una imagen del corte.
La atenuación es la reducción de la intensidad del haz de radiación al pasar por un
objeto, algunos de los fotones son absorbidos pero otros son dispersados. La
atenuación depende del número atómico del tejido, de su densidad y de la energía de la
radiación.
En un haz homogéneo o monoenergético, todos los fotones tienen la misma energía,
mientras que en un haz heterogéneo o polienergético tienen distintas energías.
En los primeros experimentos se utilizo un haz monoenergético, debido a que
satisface la ley de atenuación:
I = I0e-µx
Donde I es la intensidad transmitida, I0 es la intensidad inicial del haz, x es el espesor
del objeto atravesado por la radiación, y µ es el coeficiente lineal de atenuación (cm -1).
En TC lo que interesa es el coeficiente lineal de atenuación, µ, que indica cuanta
atenuación ha ocurrido. De la ecuación I = I0e-µx se puede hallar el valor de µ:
I = I0e-µx
I/I0 = e-µx
Ln I/I0 = - µx
Ln I0/I = µx
µ = (1/x) (Ln I0/I)
En TC los valores I y I0 son conocidos (medidos por los detectores) y x es también
conocido, de ahí que se puede calcular µ.
En el caso de la atenuación de un haz monoenergético cada sección de igual espesor
atenúa el haz en cantidades iguales y la calidad del haz (energía) no cambia.
En la atenuación de un haz polienergético, mientras este pasa a través de iguales
espesores de material, la atenuación no es exponencial como ocurre con el haz
monoenergético y tanto la cantidad como la calidad del haz cambia. La primera sección
atenúa más fotones que los siguientes, los fotones de baja energía son absorbidos
quedando los de alta energía. Como resultado, el poder de penetración de los fotones
aumenta y el haz se dice que se ha endurecido.
La ecuación I = I0e-µx solo se aplica al haz monoenergético. Como en TC se utiliza un
haz con distintas energías, es necesario aproximar este haz a un haz monoenergético
utilizando filtros a la salida del tubo que remueve los fotones de baja energía.
Si, como ocurre en el cuerpo humano, el haz de rayos X pasa a través de materiales
de distintos coeficientes de atenuación, podemos considerar al cuerpo como compuesto
por un gran número de elementos de igual tamaño (voxel), de largo x, cada uno de los
cuales posee un coeficiente de atenuación.
Estos coeficientes de atenuación están indicados como µ1, µ2,..., µ n. Entonces, la
ecuación de la ley de atenuación es:
(1 / x) . ln ( I0 / I ) = µ
+µ2 +... + µn
Esta fórmula muestra que la atenuación total a lo largo de un rayo particular, es
proporcional a la suma de los coeficientes de atenuación de todos los elementos que el
rayo atraviesa. [7]
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
1.6. RECONSTRUCCIÓN DE LA IMAGEN
Es necesario definir algunos términos que serán utilizados en el desarrollo del tema
de la reconstrucción. Para ello se hará uso de la figura X.
Pθ (t)
t
Proyección
y
ds
(x,y)
θ
f (x,y)
x
t
Rayo suma
t=xcos θ+ysen θ
Figura X: Proyección obtenida cuando el haz pasa a través del objeto representado por f (x, y).
Rayo suma: la radiación que recibe el detector en el punto de intersección con cada
rayo es lo que se denomina rayo suma y es la resultante de la sumatoria de la
atenuación presente a lo largo del rayo dentro de la región descripta como f (x, y).
Proyección: esta formada por el conjunto de rayos suma para un mismo ángulo θ.
Retroproyección: es la técnica por la cual se busca recolocar, en cada punto del
plano a través del cual pasaron cada uno de los rayos suma, los datos que dieron
origen a todos los rayos de todas las proyecciones. La forma en que estos datos se
distribuyen en el plano es desconocida y es justamente lo que se trata de obtener por
esta técnica, asumiendo que la atenuación en un punto de la imagen reconstruida será
la suma de todos los rayos de las proyecciones que pasan a través de él.
La ecuación matemática que describe la retroproyección es:
f^(x, y) = ∑j p (xcos θj + ysen θj ) ∆θj
donde la suma se extiende a todos los ángulos de las proyecciones θj y el argumento
xcos θj + ysen θj selecciona solo aquellos rayos que pasan a través del punto (x, y),
mientras que ∆θj representa la distancia angular entre proyecciones adyacentes. f^(x, y)
no es exactamente igual a f(x, y) ya que presenta los errores propios de la técnica cuyo
principal componente es el artefacto “estrella”. Para corregir estas diferencias se han
desarrollado varios algoritmos.
La reconstrucción analítica se basa en el uso de formulas exactas para la
reconstrucción de la imagen y son los utilizados en la actualidad.
El artefacto “estrella” que se produce en la retroproyección tendrá tantos picos como
pasos se tomen en la adquisición. Si se tomaran infinitos pasos en torno a un elemento
puntual, la imagen que se obtendría no seria un punto sino que la absorción se
distribuiría, en forma circularmente simétrica, en torno a un punto P de absorción
máxima, decayendo en forma radial y proporcional a la distancia r al punto P.
Matemáticamente se puede decir que la imagen retroproyectada f^(x, y) es igual a la
convolución de la distribución real f(x, y) con una función h = 1/r o sea: f^ = f * h.
Los métodos analíticos lo que hacen es deconvolucionar a la función 1/r de la imagen
retroproyectada para eliminar el artefacto estrella.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
De acuerdo con el Teorema de la Convolución:
TF2-D(f*h) = TF2-D(f) x TF2-D(h) (1)
Donde TF2-D es la Transformada Bidimensional de Fourier, reemplazando h = 1/r y
f^ = f * h y como: TF2-D (1/r)=1/r, se puede obtener la distribución real en el espacio
haciendo la Transformación Inversa de Fourier del producto de (1):
f = TF-12-D [TF2-D (f^) x r]
Esto significa que se puede obtener el valor de los coeficientes de atenuación en el
objeto calculando la Transformada Bidimensional de Fourier de la imagen
retroproyectada, multiplicándola por la función rampa (r) en el dominio de las
frecuencias espaciales y luego calcular la Transformación Inversa para obtener la
imagen real libre del artefacto estrella.
Este es el método conocido como reconstrucción por Transformada Bidimensional de
Fourier, implica trabajar con ecuaciones bidimensionales lo cual hace más complejo el
procedimiento.
Se puede hacer uso del Teorema del Slice de Fourier para llevar el cálculo al espacio
unidimensional.
Lo que dice el teorema del Slice es que la Transformada de Fourier unidimensional de
una proyección es igual a la Trasformada de Fourier Bidimensional del slice
correspondiente a lo largo de una dirección radial.
Por lo tanto, es posible calcular la distribución real filtrando cada proyección. Es decir,
calculando la Trasformada de Fourier unidimensional de cada proyección,
multiplicándola por la función rampa en el dominio de frecuencia, para luego aplicar la
antitrasformada y finalmente, en el plano espacial, calcular la retroproyección. Este
método se conoce como retroproyección filtrada (Fig. XI).
La presencia de la función rampa significa que los coeficientes de Fourier son
pesados con un factor proporcional a su frecuencia espacial esto hace que las altas
frecuencias sean aumentadas contrariamente a las bajas que serán disminuidas.
Aquí se presenta un inconveniente practico ligado con el ruido estadístico, ya que
este se hace mas importante en altas frecuencias, y es justamente allí donde el filtrado
produce la mayor amplificación. Por lo tanto, en la implementación de la reconstrucción
se debe incluir un nuevo término que recorte la respuesta en frecuencia del sistema,
por encima de cierto valor conocido como frecuencia de corte. El término aparece en el
dominio frecuencial multiplicando a la función rampa conformando lo que comúnmente
se denomina ventana. Pero hay que tener en cuenta que en esta zona es donde se
encuentra contenida la información de los contornos de la imagen, ya que variaciones
bruscas en el espacio, en este caso variaciones bruscas de atenuación entre píxeles
vecinos, contribuyen a los componentes de Fourier de alta frecuencia, de ahí que
eliminar el ruido con un filtro pasa bajo implica perder resolución. Estos filtros
generalmente no modifican la amplitud de las bajas frecuencias y decaen más o menos
rápidamente a medida que las mismas aumentan.
Una forma de disminuir el nivel de ruido seria aumentar la radiación incidente en el
detector, pero esto esta limitado por condiciones de adquisición y dosis aplicada al
paciente.
Se debe encontrar una solución de compromiso entre la necesidad de filtrar las altas
frecuencias para suprimir el ruido y no perder información útil.
Existe una tercera alternativa que no requiere el uso de la Transformada de Fourier.
Aplicando el Teorema de la Convolución se puede trabajar en el dominio espacial, ya
que el producto en el dominio frecuencial es equivalente a la convolución en el espacio
y por lo tanto se puede convolucionar cada proyección con la rampa y luego aplicar la
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
retroproyección. El uso de este método o el anterior depende del software disponible en
la computadora.
Figura XI: La retroproyección filtrada elimina el artefacto “estrella” que degrada la imagen.
1.7. PRESENTACIÓN DE LA IMAGEN
Cada píxel en la imagen reconstruida tiene asignado un número, llamado número TC.
Estos números, llamados también unidades Hounsfield (UH), están relacionados con el
coeficiente lineal de atenuación (µ) de los tejidos.
La fórmula que relaciona los números CT con los coeficientes de atenuación es:
Número TC = µt - µw . K
µw
donde µt es el coeficiente de atenuación del tejido, µ w es el coeficiente de atenuación
del agua, y K es una constante que determina el factor de escala para el rango de
números TC y depende del diseño del equipo. Cuando K vale 1000 la escala va de
-1000 a +1000, pero hay valores mayores de K.
Los números TC son establecidos tomando el coeficiente de atenuación del agua
como referencia. De este modo, el número TC del agua es siempre 0, mientras que
para el hueso y el aire son +1000 y -1000 respectivamente en la escala de Hounsfield.
El resultado final de la reconstrucción por la computadora es una matriz de números,
la cual no es conveniente para su visualización en pantalla, de modo que un procesador
se encarga de asignar a cada número o rango de números TC, un tono gris para formar
en definitiva la imagen en pantalla.
El limite superior de la escala queda establecida en +1000UH, color blanco, que
corresponde con la densidad del metal o hueso compacto (hiperdenso). El limite inferior
corresponde a -1000UH, color negro, que representa a la densidad del aire
(hipodenso), quedando en el medio la densidad del agua, que corresponde al valor
0UH.
La relación entre los números TC y la escala de grises es variable, y es lo que se
conoce como ventana o windowing, esto permite una óptima demostración de las
diferentes estructuras presentes en la imagen.
Cambiar el contraste de la imagen es fácilmente logrado usando dos mecanismos de
control, el ancho de ventana (WW) que indica cuantos números TC serán mostrados en
toda la escala de grises, y el nivel de ventana (WL) que es el centro o punto medio del
rango de números TC y determina que valores TC serán mostrados. De tal manera, si
se decide ver una imagen con un centro de +20UH y un ancho de 64UH, se vera todo
negro hasta el nivel -12UH, desde aquí empezara los niveles de grises hasta llegar al
nivel +52UH a partir del cual todo se vera blanco, así al ir variando el WW y WL es
posible ver distintas estructuras (Fig. XII).
La selección de los valores WW y WL modifican el contraste y el brillo de la imagen.
Una ventana estrecha lleva a la visualización de la imagen con alto contraste y
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
viceversa. La posición de la ventana cerca de valores altos de TC lleva a la
visualización de imágenes oscuras y viceversa.
Esta es la forma que se tiene de manipular las imágenes obtenidas en el monitor para
su análisis. Es aconsejable, para la perfecta observación de un órgano, que se ubique
el centro de la ventana justo en el valor TC que corresponda a ese órgano, es la forma
de destacarlo de las demás estructuras. [8]
WL +35, WW 100
WL +200, WW 1500
Figura XII: Mismos datos de imagen con diferentes WW y WL.
1.8. CALIDAD DE IMAGEN. ARTEFACTOS
Se entiende por calidad de imagen, el hecho de conseguir una imagen lo mas fiel
posible del objeto bajo estudio, desde el punto de vista del diagnostico, con un mínimo
de exposición a la radiación y de incomodidad para el paciente.
La calidad de imagen se ve afectada por factores dependientes de:
 Las características constructivas y el funcionamiento del equipo: características,
fallas, ajustes.
 los parámetros seleccionados para el estudio: de adquisición: Kv, mA, espesor de
corte, tiempo de scan (proyecciones) y de procesamiento: matriz, filtros, ventana.
 el paciente: características físicas, posicionamiento, movimientos, implantes
metálicos.
La calidad de una imagen se puede avaluar a través de diferentes figuras de merito
como:
Resolución espacial: es el mínimo tamaño que puede ser distinguido en la imagen.
Si se considera una serie de patrones de barras del cual se obtiene una TC, se llama
par de líneas a una barra más el espacio que hay hasta la siguiente. El número de
pares de líneas por unidad de longitud se llama frecuencia espacial, y se expresa en
pares de líneas por centímetro (pl/cm).
Aunque para expresar la resolución de un equipo se indica normalmente la frecuencia
espacial en pl/cm, es mucho más sencillo pensar en términos de tamaño del objeto que
se puede reproducir, que es la mitad del recíproco de la frecuencia espacial. Por
ejemplo, si la frecuencia espacial límite es 15 pl/cm, entonces el equipo puede resolver
objetos de 0,3 mm [9].
La resolución espacial es afectada por dos categorías de factores: factores
geométricos y factores de reconstrucción.
Los factores geométricos incluyen: punto focal, tamaño de los detectores, espesor de
corte, tiempo de scan (numero de proyecciones). Pequeños puntos focales y tamaño
de los detectores mejora la resolución espacial. Obtener imágenes de pequeños
objetos fielmente depende también del espesor de corte, si el objeto tiene 4mm y el
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
espesor de corte es 10mm esto resulta en expandir el objeto sobre todo el corte y el
resultado será un número TC incorrecto. Si el espesor del corte se acerca a la medida
del objeto, 5mm, habrá una gran mejora. Esto se conoce como efecto de volumen
parcial.
Otro factor de influencia es el número de proyecciones. A medida que aumenta el
numero de proyecciones, mas datos disponibles hay para la reconstrucción de imagen
y esto resulta en una mejor resolución (Fig. XIII).
Figura XIII: El número de proyecciones es un factor importante en la resolución espacial.
La otra categoría de factores que influyen en la resolución incluye el algoritmo de
reconstrucción. Los filtros utilizados en la reconstrucción afecta la apariencia de la
imagen. En adición al filtro estándar, hay filtros que mejoran la resolución espacial,
filtros de realce de bordes (edge enhancing filter). Finalmente, el tamaño de la matriz es
otro factor importante. El tamaño del píxel determina la resolución para objetos de alto
contraste, por lo tanto la calidad de imagen mejora con una matriz grande, es decir, con
píxeles muy pequeños.
Resolución de contraste o bajo contraste: es la habilidad de un sistema de imagen
de distinguir un material con una determinada composición de otro de composición
similar.
En un equipo de TC, la capacidad de representar objetos de bajo contraste esta
limitada por el tamaño y la uniformidad del objeto y por el ruido del sistema.
El ruido se manifiesta como un granulado que aparece en la imagen debido a dos
fenómenos de naturaleza estadística. Ruido quántico, que es un fenómeno propio de la
radiación, y ruido de amplificadores o ruido electrónico.
El ruido en la imagen es inversamente proporcional a la raíz cuadrada de la dosis que
llega al detector. Afecta especialmente a las imágenes de bajo contraste donde puede
llegar a enmascarar estructuras sobre todo si estas son de pequeño tamaño.
Si se realiza un barrido de un medio perfectamente homogéneo como el agua, el valor
de todos los píxeles debe ser cero. Por supuesto esto nunca ocurre, por lo tanto la
media de los valores será cero pero existirán valores mayores y menores que cero.
Esta variación de los números TC en torno al cero es lo que se denomina ruido del
sistema. Cuanto mas varían los valores, mayor es el ruido.
El ruido se define como la desviación estándar de los valores de los píxeles obtenidos
de acuerdo a la siguiente expresión:
Ruido (σ) = ∑ (xi - x)2
√
n–1
donde xi es el valor individual de un píxel, x es el valor medio y n es el número de
píxeles de los cuales se obtuvo la media.
Es la dosis que recibe el paciente, o el número de rayos X que utiliza el detector para
producir la imagen, la que controla el ruido. El flujo de fotones depende del kVp, mAs, y
filtración del haz. Estos factores afectan la calidad y cantidad de los fotones que
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
alcanzan el detector. Además, el tamaño del paciente afecta la atenuación del haz y por
lo tanto el flujo de fotones en el detector. Mientras aumentan los factores técnicos (kVp
y mAs) aumentan los fotones, y aumentando la filtración y el tamaño del paciente se
reducen.
Otro factor es el espesor de corte, que depende de la apertura del colimador; este tipo
de colimador reduce la radiación dispersa que mejora la resolución de contraste, pero
hay que tener en cuenta que al disminuir el espesor también disminuyen los fotones
que alcanzan el detector.
La eficiencia de los detectores determina la capacidad de discriminar entre pequeñas
diferencias en atenuación, la cual es necesaria para medir pequeñas diferencias en el
contraste de tejidos blandos.
Por ultimo, los filtros de reconstrucción tienen un gran efecto en la resolución de
contraste, eliminando el ruido. Estos filtros se llaman filtros de suavizado (smoothing
filter).
Linealidad: se refiere a la relación de los números TC con los coeficientes de
atenuación lineal del objeto explorado. Es muy importante realizar calibraciones
periódicas para comprobar que el agua sigue siendo representada por el cero y los
restantes materiales por sus números TC correspondientes.
La calibración se puede realizar con un fantoma de cinco patas, cada una de un
material plástico con características de absorción distintas y conocidas. Después de
realizar un barrido del fantoma se hace un grafico con el valor medio y la desviación
estándar. El grafico, con los números de TC en un eje y el coeficiente de atenuación en
el otro, debe ser una línea recta. La falta de linealidad indica que el equipo funciona mal
o esta desalineado [10].
Artefactos: son todas las posibles estructuras, patrones o alteraciones de los valores
TC en la imagen reconstruida, las cuales no son halladas en el objeto original. Ellos
pueden aparecer como inconsistencias geométricas, borrosidad, rayas o números TC
erróneo. Los artefactos de rayas son los errores o distorsiones más comunes que
afectan la calidad de la imagen.
▪ Artefacto de movimiento: el movimiento voluntario e involuntario (cardiacos,
peristálticos) del paciente durante la exploración resultan en la aparición de artefactos
de rayas o borrosidad en la imagen.
Estos artefactos se pueden disminuir utilizando cortos tiempos de exploración,
informando al paciente sobre el procedimiento y las consecuencias que produce el
movimiento. Por otro lado, si se trata de niños o personas que no pueden evitar el
movimiento, solo queda la posibilidad de la sedación con fármacos o la inmovilización
con dispositivos adecuados.
Figura XIV: Artefacto de movimiento.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
▪ Artefactos metálicos: la presencia de elementos metálicos como prótesis,
emplomado dental, clips quirúrgicos, y electrodos dan origen a rayas en la imagen. Los
objetos de metal producen una gran absorción de la radiación, excediendo el valor
máximo de atenuación que el sistema puede registrar y esto resulta en un perfil
incompleto de la proyección. Esta perdida de información conduce a la aparición del
típico artefacto con forma de rayas.
La técnica MAR (metal artifact reduction) se utiliza para reducir estos artefactos, la
señal hueco causada por el metal es determinada y llenada con el valor obtenido por la
interpolación de las señales vecinas [11].
Figura XV: Efecto de rayado en una imagen causado por objetos metálicos.
▪ Endurecimiento del haz: se refiere al aumento de la energía media de un haz
polienergético (como el utilizado en TC) al pasar a través de un objeto (paciente).
Cundo se proyecta un corte en el que se hallan una o varias estructuras de alta
densidad, en relación con su entorno, se produce una gran atenuación de los fotones
de baja energía, de modo que el resultado es una imagen en la que aparecen zonas de
menor densidad a la que realmente deberían tener.
Estos artefactos se pueden corregir utilizando cortes más finos, aumentando los
parámetros de exposición y la filtración del haz antes de que pase a través del paciente.
Figura XVI: La densidad del tejido detrás del hueso denso (flechas) cambian debido al
artefacto de endurecimiento del haz.
▪ Efecto de volumen parcial: la calculación de los números TC se basa en el
coeficiente de atenuación del tejido del voxel. Si el voxel contiene un solo tipo de tejido,
entonces la calculación no es un problema. Pero si en un voxel coinciden dos o mas
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
estructuras con una gran diferencia en su coeficiente de atenuación, se representa en
el píxel un valor de atenuación intermedio entre ambas, con lo que se perderá el
sentido “real” de la imagen.
Este tipo de artefacto se puede reducir utilizando cortes finos, aunque es un artefacto
que siempre esta presente y no puede ser totalmente eliminado [12].
Figura XVII: Los efectos de volumen parcial de la orbita (flecha corta) o de los peñascos (fecha larga)
podrían confundirse con hemorragia recientes del lóbulo frontal o temporal.
▪ Falla de detectores: este tipo de artefactos que se producen en los equipos de
tercera generación, son causados cuando falla la sensibilidad de un detector o un grupo
de ellos, produciendo la aparición de anillos concéntricos en la imagen. Esto se produce
porque durante la rotación del tubo de rayos X y la matriz de detectores, los rayos
medidos por un determinado detector son tangentes a un círculo. Esto indica que el
detector necesita calibración.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
SECCIÓN II: RESONANCIA MAGNETICA
2.1. GENERALIDADES
La imagen por resonancia magnética (IRM) es un método tomográfico que utiliza
campos magnéticos y ondas de radiofrecuencia (RF). La imagen se obtiene a partir de
señales provenientes de los núcleos de hidrogeno (relajación), pero solo después de
que ellos hayan absorbido energía de ondas de radiofrecuencia (resonancia). Esta
liberación energética induce una señal eléctrica en una antena receptora con la que se
puede obtener una imagen (IRM), hacer un análisis espectrométrico (ERM) o una
combinación entre ambas.
El fenómeno de resonancia magnética (RM) fue descubierto en 1946 en forma
independiente por Felix Bloch y Edward Purcell, por lo que recibieron el Premio Nobel
de Física en 1952. Pero la aplicación de la RM como técnica de imagen surge en la
década del ’70. En 1973 Paul Lauterbur publico la primera imagen de RM de dos tubos
llenos de agua.
Los primeros equipos para estudiar el cerebro humano aparecieron a finales de los
’70, seguidos muy poco tiempo después por los escáneres de cuerpo completo.
La IRM tiene ventajas importantes sobre los restantes métodos de diagnostico por
imagen:
▪ Elevada resolución de contraste. La IRM no se basa en un solo parámetro, como el
coeficiente de atenuación de rayos X, sino en tres parámetros principales: T1, T2 y
densidad de protones (DP), además de varios parámetros secundarios, como por
ejemplo el flujo. Estos parámetros varían considerablemente de un tejido a otro, estas
diferencias son las responsables de la excelente resolución de bajo contraste.
▪ Diversidad de parámetros para evaluar un mismo plano de corte (T1, T2, DP).
▪ Gran sensibilidad a los cambios patológicos.
▪ Aporta datos tanto anatómicos como funcionales.
▪ Capacidad multiplanar. Es posible obtener imágenes directas sobre cualquier plano:
axial, sagital, coronal y oblicuos sin modificar la posición del paciente.
▪ Ausencia de efectos nocivos conocidos al no utilizar radiaciones ionizantes.
▪ Visualización de los vasos sin utilizar sustancias de contraste.
▪ No existen artefactos debidos al hueso como sucede en la TC.
Frente a estas cualidades positivas hay que sumarle los siguientes inconvenientes:
▪ Los tiempos de exploración son más largos que en los estudios por TC.
▪ El campo magnético requiere una precaución constante en el ambiente de trabajo,
controlando que no se ingresen objetos paramagnéticos que puedan ser atraídos hacia
el imán, como tijeras, pinzas, lapiceras, etc. El “efecto proyectil” de estos objetos
pueden causar daño a los pacientes y a los equipos.
▪ Los pacientes portadores de marcapasos, clips ferromagnéticos intracraneanos,
neuroestimuladores, ciertas prótesis valvulares e implantes cocleares son
contraindicaciones absolutas para ser estudiadas con esta técnica.
▪ Un pequeño porcentaje de pacientes experimenta claustrofobia requiriendo sedación
durante el procedimiento. Esto se puede determinar mediante el interrogatorio previo al
examen.
2.2. PRINCIPIOS FÍSICOS DE LA IMAGEN DE RM
Los núcleos atómicos están formados por protones y neutrones que poseen un
movimiento de rotación sobre su propio eje denominado spin. Además por poseer carga
eléctrica, el protón presenta propiedades magnéticas que se representan por el vector
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
momento magnético (μ) orientado sobre el eje de rotación, ya que todo objeto cargado
eléctricamente y en movimiento produce a su alrededor un campo magnético.
En los núcleos los protones forman pares en donde los spins de cada uno apuntan en
direcciones opuestas, resultando el spin del par igual a cero, por lo que el spin y el
momento magnético total de un núcleo con un número par de protones son nulos. En
RM el núcleo mas importante es el del hidrógeno (H) por poseer un único protón (impar)
y por su gran abundancia en el cuerpo humano.
Si se considera un volumen de tejido (voxel), los spins de los H presentes se
encuentran orientados al azar, es por eso que el momento magnético total es cero.
Pero si el tejido se coloca en un campo magnético estático denominado B 0 (creado por
un imán), los momentos magnéticos se alinean con el campo, pudiendo tener
solamente dos orientaciones posibles: paralelos o antiparalelos a la dirección de B 0. El
H paralelo tiene una energía menor al H antiparalelo.
Dado que el número de protones paralelos es mayor se crea un momento magnético
total con la dirección y el sentido de B0, denominado vector magnetización M (Fig.
XVIII). El valor de M es directamente proporcional a la intensidad del campo magnético
y a la densidad de protones.
μ
Figura XVIII: Obtención del vector magnetización (M) como resultado de la suma vectorial
de los momentos magnéticos de los núcleos (μ).
En presencia de B0 los spins nucleares no giran a una posición vertical exacta, sino
que el extremo del eje de rotación describe una circunferencia y forma un ángulo
distinto de cero con la dirección de B0, a este movimiento se lo denomina precesión
(Fig. XIX). Esto se produce por la interacción del campo magnético nuclear y el campo
magnético externo. [13]
μ
Figura XIX: Movimiento de precesión. La curva azul indica el movimiento de precesión del núcleo.
Además, la curva amarilla muestra que el núcleo sigue rotando alrededor de su vector spin.
La frecuencia de precesión, es decir, la rapidez del movimiento de precesión depende
del valor del campo magnético externo que percibe el núcleo y el tipo de núcleo
implicado. La relación se expresa mediante la ecuación de Larmor:
f0 = γ . B0 / 2π
donde f0 es la frecuencia de precesión o frecuencia de Larmor expresada en
megahertzios (MHz), B0 es el valor del campo magnético en Tesla (T) y γ se denomina
“constante giromagnetica” que es característica para cada tipo de núcleo y se expresa
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
en MHz/T (para el H toma el valor 267,5 MHz/T). [14]
Al campo magnético B0 se le asigna la dirección del eje z, llamado eje longitudinal. El
plano x, y perpendicular al eje z, constituye el plano transversal.
En el estado de reposo o equilibrio, el vector magnetización esta sobre la dirección de
z y su valor es la componente longitudinal (Mz). Mientras que la componente
transversal es nula (Mxy), debido a que los núcleos se encuentran desfasados.
El estado de equilibrio puede ser perturbado mediante la aplicación de un pulso de
radiofrecuencia (RF), constituido por ondas electromagnéticas. El campo magnético de
la onda de RF, llamado B1, debe ser perpendicular a B0.
Si la frecuencia de la onda es igual a la frecuencia de precesión, los núcleos son
capaces de absorber energía, es decir, entrar en resonancia. Esto produce que los
protones en el estado de menor energía pasen al estado de mayor energía.
Cuando los núcleos entran en resonancia, la magnetización M se separa de su
posición de equilibrio realizando un movimiento de giro en espiral (Fig. XX). Esta
separación se determina por el ángulo de inclinación (αº). El valor de αº depende de la
potencia y del tiempo de emisión de la RF. En IRM la duración de la emisión de RF es
de microsegundos por lo que se habla de pulsos de RF. Un pulso de 90º desplaza M
sobre el plano x-y, por lo que Mz es nula. Además este pulso logra que los spines
precesen en fase. Si el pulso es de 180º, entonces el vector M invierte su posición de la
dirección positiva a la negativa del eje z.
Figura XX: Movimiento del vector magnetización al entrar en resonancia los núcleos de H.
Cuando finaliza la emisión del pulso de 90º, M va a volver a su posición inicial en un
proceso que se denomina relajación. Esto se produce porque los núcleos liberan el
exceso energético que absorbieron al entrar en resonancia. Este proceso no es
espontáneo sino que se requiere de estructuras del entorno que sean capaces de
absorber esta energía. Es por eso que la liberación energética esta muy influenciada
por el medio histoquímico en que se encuentran los núcleos.
La variación en el tiempo de M se utiliza para inducir en una antena o bobina
receptora una señal eléctrica que se denomina FID (Free Induction Decay) y con la cual
se obtendrán las imágenes de RM. Esta FID es una sinusoide amortiguada, su amplitud
decrece con el tiempo. La frecuencia de la sinusoide es la frecuencia de precesión
impuesta por el valor del campo magnético durante la relajación. [15]
Dos voxels que están bajo campos magnéticos distintos tendrán frecuencias de
relajación distintas, sus señales pueden ser diferenciadas mediante un análisis que
discrimine por frecuencias, como ocurre con la trasformada de Fourier.
Estudiando la señal de relajación se puede obtener tres tipos de información
diferente: una relacionada con la densidad (D) de núcleos y las otras dos con el medio
mediante los parámetros T1 y T2. En toda imagen están presentes estos parámetros y
mediante la programación de secuencias de pulsos adecuadas se puede hacer
prevalecer una u otra, esto se conoce como potenciación de la imagen.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
En IRM existen las siguientes potenciaciones básicas:
Imagen potenciada en densidad (D)
El valor de M es proporcional a la densidad de núcleos de H que contiene el voxel. El
valor inicial de la señal recogida en la antena será proporcional a D.
Los núcleos de H que van a generar una señal suficiente para participar en la
formación de la imagen provienen básicamente de los tejidos grasos y del agua tanto
libre como ligada a macromoléculas.
En los voxels donde no existen núcleos de H o no entran en resonancia, no existe
señal y aparecen siempre en negro (hipointenso) en cualquier potenciacion, como es
el caso de los espacios aéreos y el hueso cortical.
Imagen potenciada en T1
Cuando los núcleos vuelven al estado de equilibrio liberando la energía absorbida, se
produce el aumento del valor de Mz para alcanzar el valor M 0.Este crecimiento es
exponencial con el tiempo y es regulada por la constante T1 o tiempo de relajación
longitudinal, que se expresa en milisegundos.
La liberación energética es un intercambio entre los núcleos de H y el medio, es por
esto que el valor de T1 depende del tipo y la movilidad de las moléculas con las que el
H se relaciona. El H en una molécula grasa tiene facilidad en liberar la energía (T1
corto), ya que es liberada a la propia molécula. En el caso de una molécula de agua
libre que posee mayor movilidad, el H tiene dificultad en liberar la energía (T1 largo). El
agua libre pierde su libertad cuando se liga a macromoléculas y esto facilita la
liberación energética, disminuyendo el valor de T1. En la mayoría de las patologías
aumenta el agua libre en el espacio intersticial, lo que implica un aumento del T1.
Si se tiene dos voxels con valores de T1 distintos, el que tiene mayor facilidad de
liberar la energía alcanzara el valor inicial más rápido. Si luego de un corto tiempo se
leen los valores de Mz y se representan en una escala de gris en la que la intensidad es
proporcional al valor de Mz, el voxel con T1 mas corto le corresponde la mayor
intensidad.
La intensidad de la señal es inversamente proporcional al T1 y por lo tanto
directamente proporcional a la facilidad de la relajación energética. Es por esto que en
una imagen potenciada en T1 la grasa (T1 corto) aparece hiperintensa y el agua libre
(T1 largo) hipointenso.
Existen sustancias de contraste como el gadolinio (Gd) que facilitan la relajación de
los núcleos de H con los que se relaciona, esto disminuye el valor de T1 y por lo tanto
existirá en la imagen un aumento de señal.
Imagen potenciada en T2 o T2*
Debido a las interacciones entre los núcleos se producen variaciones en el campo
magnético, y esto provoca que cada núcleo libere su exceso energético a una
frecuencia que depende del campo magnético que percibe. Esta relajación a
frecuencias distintas se denomina relajación asincrónica o incoherente.
El sincronismo en la relajación puede observarse estudiando la relajación en el plano
transversal. Si en un voxel se produce una relajación asincrónica, se produce un
desfase de los spines en el plano x, y (Fig. XXI). La evolución de Mxy hasta que se
anula, que es cuando los spins están todos orientados al azar, corresponde a una
exponencial decreciente regulada por un parámetro llamado T2 o tiempo de relajación
transversal que se expresa en milisegundos y es menor al tiempo de relajación T1. Este
parámetro depende de la relación entre el núcleo y los núcleos vecinos.
Hay que tener en cuenta que si el campo magnético externo no es perfectamente
homogéneo o existen sustancias que distorsionan el campo, los núcleos se relajaran
asincrónicamente también por este hecho. En este caso el parámetro que regula la
curva se denomina T2*. Para un mismo voxel T2* implica una relajación mas
incoherente que T2.
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(a)
z
(b)
x
y
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z
(c)
xx
y
z
(d)
x
y
z
x
y
Figura XXI: Representación de la evolución en el tiempo de los spins en el plano transversal: a)
inmediatamente después del pulso de 90º (spins en fase), b) y c) evolución en dos instantes de tiempo
distintos con desfases cada vez mayores, d) orientación al azar de los spins.
En una imagen potenciada en T2 la intensidad de la señal es directamente
proporcional al T2. En el agua libre, los núcleos de H están poco influenciados por el
entorno (T2 largo), por eso aparecen hiperintenso en las imágenes. Esto hace que las
imágenes en T2 sean más sensibles a la detección de la patología, ya que un aumento
patológico en el contenido del agua conduce a un aumento de señal. [16]
2.3. SECUENCIAS
Para la obtención de una imagen es necesario aplicar un pulso inicial de excitación
para luego medir la señal de relajación, generalmente en forma de eco. Para medir este
eco se aplican pulsos de refase o bien de gradientes. Al conjunto de cada pulso de
excitación y los pulsos o gradientes de refase se lo denomina ciclo de pulsos. Además
de los pulsos de RF se deben aplicar también gradientes de campo magnético para la
localización y codificación espacial de la señal. En IRM se deben repetir estos ciclos
para rellenar el espacio k o matriz de datos crudos. A esta repetición de ciclos de
pulsos se la denomina secuencia de pulsos.
Existen gran variedad de secuencias, pero la mayoría son modificaciones y variantes
de las secuencias básicas, cada una con distintos nombres según las casas
comerciales.
Secuencia spin-eco (SE)
Esta secuencia utiliza un pulso de RF de 90º para excitar los núcleos de H e inclinar el
vector M al plano transversal (x, y). Después de un cierto tiempo (TE/2), durante el cual
los spins se desfasan, se envía un pulso de 180º para refasar los spins y generar las
señales eco. El tiempo transcurrido entre la aplicación del pulso de 90º y la recogida de
la señal se llama tiempo de eco (TE). Este proceso se repite después de un tiempo de
repetición (TR), para ir llenando una a una las líneas del espacio K.
La utilización de la secuencia SE permite corregir las heterogeneidades del campo
magnético externo. Luego del pulso de 90º debido a las variaciones locales del campo
magnético que perciben los núcleos, cada uno de ellos se relaja a una frecuencia
propia. Es por esto que los núcleos presentan un desfase y por lo tanto Mxy disminuye.
Como se consideran todos los factores el decrecimiento esta regulado por el T2*.
Al enviar el pulso de 180º al tiempo TE/2, se invierte la posición de los spins en el
plano x-y, pero las causas que originan el desfase siguen actuando, es por esto que si
se deja transcurrir el mismo tiempo TE/2 los spins se encontraran en la posición inicial,
es decir, en fase. En este momento se recoge la señal, y la variación de intensidades
es solo debida a las interacciones spin-spin y no a las heterogeneidades del campo.
Esto permite tener imágenes potenciadas en T2 (Fig. XXII).
El contraste de la imagen en las secuencias SE se regula manejando los parámetros:
a) TR, que controla la cantidad de relajación longitudinal, y b) TE, que controla la
cantidad de desfase del componente transversal de la magnetización. Como regla
general:
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
Potenciación T1: TE corto (< 30mseg) para minimizar los efectos de la relajación
transversal (T2) y TR corto para maximizar las diferencias en la magnetización
longitudinal durante el retorno al equilibrio (< 1000mseg).
Potenciación T2: TE largo para acentuar los efectos T2 (> 60mseg) y TR largo para
reducir los efectos T1 (> 1600mseg).
Potenciación DP: TE corto, minimiza las influencias del T2 (< 30mseg) y TR largo, las
del T1 (> 1600mseg).
TE/2
t
Mxy
Figura XXII: Esquema de la secuencia SE. Después del pulso de 90º el decrecimiento de Mxy es
regulada por T2*. La aplicación del pulso de 180º corrige los efectos de las heterogeneidades
del campo, el decrecimiento de Mxy es regulada por T2.
Secuencia inversión recuperación (IR)
En esta secuencia el pulso inicial de excitación es de 180º, que invierte Mz. Durante
su relajación, tras un tiempo denominado tiempo de inversión (TI), se aplica un pulso de
90º para inclinar M al plano transversal y poder medir la señal. En este momento, el
ciclo continúa como en la secuencia SE, es necesario aplicar un pulso de 180º para el
refase y producción del eco (Fig. XXIII).
Con esta secuencia se obtienen imágenes con una fuerte potenciación en T1. Su
inconveniente principal es la necesidad de aplicar tiempos de repetición más largos,
para que la relajación longitudinal se complete y esto prolonga el tiempo de adquisición.
180º
inversión
90º
180º
inversión
180º
refase
t
ECO
Figura XXIII: Esquema de la secuencia IR. Pulso inicial de 180º que invierte Mz. Durante el proceso de
relajación se aplica un pulso de 90º que traslada la magnetización al plano transversal. Posteriormente se
aplica el de 180º para la obtención del eco.
Cuando se aplica el pulso de 90º en el momento que el Mz de un tejido tiene un valor
0 se elimina su señal. Utilizando valores de TI corto se puede eliminar la señal de
tejidos con un T1 muy corto como, por ejemplo, la grasa. Los tejidos con T1 corto tienen
una señal mas baja (al revés que en un estándar T1). Esta variante de la secuencia IR
se denomina STIR (short time IR) y es muy sensible a la presencia de agua libre, lo que
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
la hace muy útil en el sistema músculo-esquelético. Si en cambio se utiliza un TI largo
la señal que se elimina es la de tejidos con T1 largo, por ejemplo, la del liquido
cefalorraquídeo (LCR). Esta secuencia se denomina FLAIR (fluid attenuated IR). Es
muy útil en el sistema nervioso debido a su gran sensibilidad, en especial para lesiones
periventriculares y corticales sutiles, que pueden pasar desapercibidas en imágenes T2
(por la alta señal del LCR).
En la secuencia IR, además de los parámetros TR y TE, se agrega un tercer
parámetro: el tiempo de inversión (TI) o tiempo de aplicación del pulso de 90º, que
determina no sólo el contraste de la imagen sino que posibilita la eliminación de la señal
de determinados tejidos.
Secuencia eco de gradiente (GRE)
La principal característica de esta secuencia es que la obtención del eco se logra
mediante la aplicación de gradientes alternantes o inversos. Otra característica es la
utilización de un pulso inicial menor a 90º que permite la utilización de TR mucho más
cortos que en SE. Esta combinación de ángulo limitado y refase por gradientes permite
acortar el tiempo de adquisición de la imagen de una manera notable, es por esto que
las secuencias GRE se denominan secuencias rápidas.
La aplicación de un pulso α menor de 90º inclina M, de modo que puede
descomponerse en una componente longitudinal (Mz) y otra transversal (Mxy). Con
ángulos menores de 90º, al partir de una posición más cercana al eje z, la recuperación
de Mz es más rápida, es por eso que se puede utilizar TR más cortos sin saturar la
muestra. Pero la aplicación de este pulso αº también produce que Mxy sea menor, por
lo tanto la señal es mas baja y las imágenes son más ruidosas.
En las secuencias GRE la obtención del eco se logra a partir de un juego de
gradientes magnéticos (Fig. XXIV). Un gradiente magnético es una variación lineal del
campo en una dirección. Al aplicar el gradiente (+G) durante un tiempo t, los núcleos
sometidos a un campo mayor se relajan mas rápido que los que perciben un campo
menor, por lo tanto se produce un desfase. Si luego se aplica un gradiente de igual
valor y duración, pero en sentido contrario (-G), se produce el refase de los spins lo que
permite obtener el eco. Este conjunto de gradientes (+G, -G) recibe el nombre de
gradiente bipolar.
TR
TE
αº
αº
+G
-G
t
SEÑAL
t
Figura XXIV: Esquema de la secuencia GRE. Después de un pulso inicial de αº se aplica
un gradiente bipolar para obtener un eco de gradiente.
La potenciación de las imágenes en las secuencias GRE depende del valor del pulso
inicial, TE y TR:
Potenciación PD: ángulo α pequeño, largo TR y corto TE.
Potenciación T1: ángulo α grande (40º -70º), TE y TR corto.
Potenciación T2*: ángulo α pequeño, TE y TR largo.
La potenciación es en T2* y no en T2, debido a que los gradientes no corrigen los
efectos de las heterogeneidades del campo magnético y los efectos de susceptibilidad
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
magnética, como sucede con los pulsos de 180º en la secuencia SE, lo que produce
también que estas imágenes presenten mas artefactos.
Secuencia turbo spín-eco (TSE)
La secuencia turbo spín-eco (TSE) o fast spin-echo (FSE) es una secuencia rápida. El
ciclo de pulsos de esta secuencia se caracteriza por la aplicación de un pulso de
excitación de 90º, igual que en SE, y la posterior formación de dos o más ecos de spín
producidos por pulsos de refase de 180º (Fig. XXV). Generalmente se adquieren entre
4 y 32 ecos (siempre más de 2), aunque pueden llegar a 256 en su modalidad singleshot. El número de ecos se denomina longitud del tren de ecos (echo train length: ETL)
o factor turbo (TF). La característica básica de esta secuencia es que cada eco se
codifica con una fase distinta. Por lo tanto, en cada TR se rellenan tantas líneas del
espacio K como ecos. Esto produce una gran disminución del tiempo de adquisición,
proporcional al TF, o lo que es lo mismo al número de líneas del espacio K que se
rellenan en cada TR.
El contraste obtenido en la secuencia TSE es en general similar al de una secuencia
SE convencional. Aunque se produce un aumento del brillo de la grasa aún en
imágenes potenciadas en T2. Este efecto pude obviarse con la aplicación de técnicas
de supresión grasa.
En TSE, el tiempo de eco se denomina TE efectivo (TE ef), debido a que existen tantos
TE como ecos, pero únicamente el TE de los centrales en el espacio K determina el
contraste de la imagen.
ECO 2
ECO 3
Figura XXV: Secuencia SE multieco.
Secuencia eco-planar (EPI)
La secuencia eco-planar (EPI) es un una forma de adquisición ultrarrápida. Esto se
debe a la adquisición de múltiples líneas del espacio K tras el pulso de excitación. Al
igual que en TSE, el factor de aceleración depende del número codificaciones de fase
por TR. Se puede llegar a adquirir todas las líneas tras un único pulso de excitación
(single-shot). La alta resolución temporal de EPI single-shot permite efectuar estudios
funcionales y de perfusión cerebral, y estudios cardiacos con secuencias de 10-12
imágenes por segundo.
En EPI, los ecos se obtienen a partir de la FID, aplicando muy rápidamente gradientes
de lectura alternativos de signo inverso (EG-EPI) (Fig. XXVIa). El refase por gradientes
reduce notablemente el espaciamiento entre ecos.
En EG-EPI la potenciación es muy fuerte en T2*. Las consecuencias son: una alta
sensibilidad a artefactos por susceptibilidad magnética, y una pobre S/R.
La técnica de múltiples disparos (multi-shot), en la se adquiere únicamente una parte
del espacio K tras cada pulso de excitación (segmentación del espacio K), es la más
utilizada para la adquisición de imágenes diagnósticas. El número de disparos equivale
al número de segmentos, y el número de ecos al factor turbo.
En EPI, los ecos también pueden obtenerse a partir de un eco de spín (SE-EPI), cuya
utilidad es la potenciación en T2, con menos efecto T2*, debido a la aplicación de
pulsos de refase de 180º (Fig. XXVIb). SE-EPI puede combinarse con pulsos de
inversión previos (IR-EPI), para aumentar el contraste de la imagen. [17]
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
A
B
Figura XXVI: a) Esquema básico de EPI. b) Esquema básico de SE-EPI.
2.4. FORMACIÓN DE LA IMAGEN
Para obtener la imagen de un corte del interior del cuerpo se necesitan dos
condiciones:
1) Selección del plano tomográfico
Para lograr la excitación selectiva de un plano se necesita crear una variación
uniforme de B0 en la dirección perpendicular al plano elegido, lo que constituye un
gradiente magnético (G) en aquella dirección, y se crea mediante pares de bobinas
recorridas por corrientes continuas en sentidos contrarios.
Si se coloca una bobina en el extremo caudal de la bobina principal y otra en el
extremo opuesto se logra un gradiente magnético cráneo-caudal. Una vez establecido
este gradiente, todos los núcleos sobre un plano perpendicular al gradiente (en este
caso, todos los núcleos sobre un plano transversal o axial del paciente) percibirán el
mismo valor del campo magnético y por lo tanto tendrán la misma frecuencia de
precesión que será ligeramente distinta a la de los planos adyacentes, es por eso que
para excitar un plano particular basta con emitir la RF a la frecuencia de precesión
adecuada. Para obtener una imagen tomográfica de otro plano transversal basta con
cambiar la frecuencia de emisión sin tener que movilizar al paciente.
Para obtener imágenes coronales el gradiente debe ser antero-posterior, esto se logra
con bobinas colocadas en la parte anterior y posterior del paciente, si el gradiente es de
derecha a izquierda las imágenes que se obtienen son sagitales. Por ultimo, enviando
las intensidades de corrientes adecuadas a las bobinas, se pueden adquirir imágenes
en cualquier orientación.
Los gradientes de selección del plano tomográfico (Gz) se activan únicamente
durante la excitación, y son inmediatamente quitados para la obtención de la señal de
relajación, por lo tanto se trata de pulsos de gradientes.
El establecimiento de un gradiente implica que en el espacio ocupado por el voxel
exista una variación de frecuencias, es por esto que cada voxel vendrá determinado por
un intervalo de frecuencias centrado alrededor de una frecuencia media de resonancia.
El grosor del plano de corte puede regularse mediante la amplitud del pulso excitador
manteniendo el gradiente. Pero la forma habitual es manteniendo la amplitud del pulso
de RF y variar el valor del gradiente. Lo cual consiste en modificar las intensidades de
las corrientes eléctricas por las bobinas.
La dimensión de la zona a visualizar (FOV) se determina durante la relajación,
admitiendo en la antena receptora solo la señal de los voxels comprendidos en la zona
determinada. Esto permite también obtener imágenes en cualquier punto del plano
seleccionado, es decir FOV desplazados del isocentro del imán.
2) Codificación espacial de la señal de resonancia
Para reconstruir la imagen es necesario individualizar la señal que proviene de cada
voxel. Esto se logra mediante un sistema de gradientes magnéticos aplicados sobre el
plano durante la relajación.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
Durante la aplicación del Gz se aplica el pulso de RF de excitación con la frecuencia
adecuada a la del centro del plano y con una amplitud determinada por el grosor de
corte elegido. Al terminar la aplicación del pulso de RF también se retira Gz, en este
momento comienza la relajación y es cuando se aplica el gradiente de codificación de
fase en la dirección y (Gy).
La aplicación de Gy implica que todos los voxels de una misma fila perpendicular a
este gradiente se relajen a la misma frecuencia, pero la fase de los protones en sentido
vertical es distinta, esto determina frecuencias espaciales distintas. La fase se
determina por la magnitud del pulso de gradiente de codificación de fase.
Una vez que se retira Gy se establece un nuevo gradiente para la codificación de
frecuencia (Gx), en dirección perpendicular a Gy. Este gradiente se aplica durante la
lectura de la señal, de manera que los protones de las distintas columnas precesan con
una frecuencia diferente según el campo magnético percibido. La señal de relajación
(señal de eco) es una señal analógica que debe ser convertida al formato digital, y
descompuesta en sus múltiples frecuencias y sus correspondientes intensidades
mediante la transformada de Fourier. Este proceso se repite en los TR sucesivos pero
con una codificación de fase distinta (Fig. XXVII).
PULSO
DE RF
Gz
Gy
Gx
SEÑAL
t
TR
Figura XXVII: Diagrama temporal.
Los valores digitalizados de cada eco se almacenan constituyendo una línea (fila,
view) de un espacio donde se guardan ordenadamente todos los ecos con los que se
formara la imagen. Este espacio se denomina espacio k o espacio de Fourier.
El espacio k esta formado por filas y columnas (matriz). El número de filas es igual al
número de codificaciones de fase y se representan por ky. El número de columnas
depende del número de valores en que se digitaliza el eco, y se representan por Kx. Si
la matriz de adquisición es de 256 (fase) x 256 (frecuencia), se obtienen 256 ecos cada
uno con una codificación de fase distinta. El valor de Gy varia de su valor positivo Gy =
+128 a los valores mas bajos (Gy =+1, Gy= -1) y luego a su valor negativo Gy = -128.
La amplitud de los ecos es máxima en las líneas centrales del espacio k, ya que los
ecos se obtienen con valores bajos de Gy y esto produce un menor desfase. En los
extremos la amplitud es menor debido a que el valor de Gy aumenta produciendo un
desfase mayor. Es por esto que el centro del espacio k genera el contraste (bajas
frecuencias) y la mayor parte de la señal en la imagen, mientras que las zonas
periféricas contienen la resolución espacial (altas frecuencias).
El conjunto de los ky (256) x kx (256) valores del espacio k constituyen los datos
crudos (raw data) con los que se generara la imagen final mediante la transformación
inversa de Fourier (Fig. XXVIII).
En las secuencias donde se llena una línea del espacio K en cada TR, el tiempo de
adquisición (Tadq) de una imagen depende del TR, el número de codificaciones de fase,
y del NEX o numero de veces que se recolectan los datos para cada codificación de
fase. Disminuyendo cualquiera de estos parámetros se disminuye el tiempo de
adquisición, pero esto también afecta la relación señal-ruido (S/R). Hay que tener en
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
cuenta que al disminuir el TR disminuye en número de cortes que se pueden obtener.
ESPACIO K
IMAGEN
+128
2DTF
Ky
-128
Kx
256
Figura XXVIII: Representación esquemática de la imagen y el espacio K. La Transformada bidimensional
de Fourier (2DTF) del espacio K es la imagen final y viceversa. El espacio K y la imagen contienen
idéntica información en diferente formato.
Otro método para reducir el tiempo de exploración es la obtención de múltiples líneas
del espacio k en un TR. En esto se basan las secuencias FSE y EPI.
Por ultimo, la reducción en el número de codificaciones de fase también disminuye el
tiempo de exploración. Existen distintos métodos basados en el manejo del espacio K.
a) Relleno parcial del espacio K
Este método se basa en suprimir la adquisición de algunas líneas extremas del
espacio K o codificaciones de fase extremas. Estas son sustituidas por un valor 0, por
lo que, en teoría, se rellenan todas las líneas y el píxel se mantiene cuadrado.
Evidentemente, al suprimir algunas líneas que aportan parte del detalle de la imagen
existe una cierta disminución de la resolución espacial, aunque el contraste permanece
prácticamente invariable.
b) FOV rectangular
En este tipo de relleno la adquisición de líneas del espacio K es alterna. La
alternancia se efectúa a expensas de las líneas más alejadas del centro del espacio K
para no comprometer la resolución de contraste ni la S/R, al ser adquiridos ecos con
mayor señal. Las líneas no adquiridas no se representan, y el FOV se “comprime” para
rellenar estos huecos. El campo final es rectangular, manteniendo un píxel cuadrado.
La resolución espacial y el detalle en la imagen se mantienen, ya que se adquieren
suficientes codificaciones de fase extremas.
c) Fourier parcial o half Fourier
Esta técnica se basa en la simetría conjugada o hermitiana del espacio k, los ecos
obtenidos con una codificación igual pero de signo inverso son simétricos pero
invertidos. Esta simetría permite llenar el espacio k pero con solo obtener la mitad de
las líneas y llenar el resto mediante calculo. En la práctica se obtienen directamente
más de la mitad, las líneas extras se utilizan para corregir errores.
Con esta técnica, el FOV y el tamaño del voxel permanecen inalterados, pero se
produce una pérdida de la S/R. Los artefactos por movimiento son más acentuados, ya
que si aparecen durante una fase de la adquisición, también son duplicados con los
datos calculados. [18,19]
2.5. INSTRUMENTAL BÁSICO DE UN EQUIPO DE RM
Los principales componentes de un equipo de RM son: el imán, bobinas de gradiente,
bobinas de RF (transmisión y recepción), y por ultimo la computadora.
Imán
El imán o magneto es el componente básico de un sistema de imágenes por
resonancia magnética, necesario para producir el campo magnético B 0. Existen imanes
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
de distintas intensidades, que se miden en Tesla o Gauss (1Tesla = 10000 Gauss). De
acuerdo a la intensidad del campo magnético se tienen imanes de bajo (menor a 0,5T),
medio (0,5-1T) y alto campo (mayor a 1T).
Los tipos de imanes pueden clasificarse en dos grupos:
▪ Permanentes: estos tipos de imanes están formados por sustancias que presentan
una imantación permanente, no precisan de refrigeración ni gastan corrientes
eléctricas. Producen campos magnéticos bajos, menores a 0,3T.
▪ Electroimanes: estos producen el campo magnético mediante la circulación de
corriente eléctrica. Según el tipo de conductor pueden ser resistivos o superconductor.
a) Resistivos: están constituidos por bobinas por las que circula corriente continua de
alta intensidad. El alambre en las bobinas es un buen conductor, pero no es perfecto,
tienen una pequeña resistencia por lo que se produce calor al ser atravesada por la
corriente eléctrica. Por esta razón deben ser refrigerados con agua. El campo
magnético producido por este tipo de imán es menor a 0,4T.
b) Superconductor: las bobinas se fabrican con una aleación metálica
superconductora (niobio-titanio). Este tipo de material pierden su resistencia eléctrica al
ser enfriados a temperaturas cercanas al cero absoluto (-273,15ºC o 0K) mediante helio
liquido. Una vez que la corriente circula por la bobina, lo seguirá haciendo
indefinidamente sin necesidad de una fuente de potencia externa. Debido a que el
material superconductor no ofrece resistencia no se disipa energía eléctrica en forma
de calor, por lo que no se requiere de un sistema de refrigeración por agua.
Todo el sistema de bobinas se ubica en un contenedor denominado dewar, que
contiene varias cámaras. La más interna esta ocupada por el helio liquido, y la más
externa por nitrógeno liquido que actúa como un aislante entre la temperatura del
exterior y la cámara interna. Estas cámaras están separadas entre si y del medio
ambiente por cámaras de vacío (Fig. XXIX). A pesar del aislamiento, el helio y el
nitrógeno se evaporan y las cámaras deben ser rellenadas periódicamente. [20]
Los imanes superconductores producen campos magnéticos elevados, y su
uniformidad y estabilidad es mayor que en los resistivos.
Un requisito fundamental del imán para la obtención de imágenes es la
homogeneidad del campo magnético. Para corregir las distorsiones del campo
magnético principal se utilizan bobinas compensadoras o shim coils ubicadas en la
abertura del imán, cada una con su propio suministro de potencia (bobinas resistivas).
Vacío
Helio líquido
Nitrógeno líquido
Bobina superconductora
Figura XXIX: Corte de un imán superconductor para IRM.
Bobinas de gradiente
Para localizar la señal de los distintos tejidos se aplican distorsiones lineales al campo
magnético principal denominadas gradientes magnéticos. Estos gradientes son
producidos por bobinas eléctricas denominadas bobinas de gradiente. Existen tres
parejas de bobinas, ortogonales entre si, que producen los gradientes magnéticos en
las tres direcciones del espacio y se denominan Gz, Gy y Gx. Además, es posible crear
gradientes magnéticos en cualquier dirección enviando las intensidades de corrientes
adecuadas a las bobinas.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
Cada par de bobinas posee su propia alimentación de corriente independientemente
regulado. Las magnitudes de las corrientes requeridas, y la forma de las ondas
apropiadas se generan digitalmente, y luego se convierte en voltajes analógicos. Éstos
se amplifican para producir los gradientes apropiados.
El conjunto de las bobinas de gradientes (Fig. XXX), están colocadas en los equipos
formando un cilindro que se denomina cilindro de gradientes que se coloca por dentro
del cilindro que contiene el conductor creador del campo magnético principal. Dentro de
este cilindro se colocara la antena emisora y dentro se ubica al paciente.
1
z
y
x
1
2
3
3
2
Figura XXX: Los tres pares de bobinas se colocan formando el cilindro de gradientes.
1) bobinas de gradiente z, 2) bobinas de gradiente y, 3) bobinas de gradiente x.
Bobinas de RF
La antena o bobina es un elemento integrado por un conductor por el que circula
corriente alterna y que permite trasformar dicha energía eléctrica en una onda de
radiofrecuencia, también es capaz de captar la energía asociada a la onda de RF y
generar corriente eléctrica. [21]
Junto al conductor una antena precisa un circuito que realiza dos funciones. La
primera es obligar a la antena a trabajar a la frecuencia de resonancia y recibe el
nombre de sintonización o tunning. La segunda es optimizar la transferencia de
energía, es decir, que la antena sea capaz de entregar o de captar la máxima energía
posible, recibiendo el nombre de adaptación o matching.
Para la emisión de los pulsos de RF, la antena debe excitar la zona de estudio
cumpliendo una serie de requisitos:
▪ Excitación uniforme de la zona de estudio.
▪ Emisión de la máxima señal posible.
La antena emisora debe tener una forma que envuelva la región a explorar para que
la distancia a la superficie de la antena en distintas direcciones sea uniforme. La
distancia entre el paciente y la antena debe ser la menor posible para que la atenuación
de la señal sea mínima.
La antena receptora (no siempre coincide con la emisora) que capta la señal liberada
en la relajación nuclear debe captar niveles de señal muy bajos con una calidad
suficiente para una posterior discriminación que permita una imagen o espectro de
calidad, debe tener una elevada sensibilidad.
Se utilizan distintos tipos de antenas según la región a estudiar, y de acuerdo a sus
características se consideran los siguientes tipos:
▪ Antena de “body”: esta antena es emisora-receptora y se ubica en el interior de la
carcasa del imán en el que se introduce el paciente. Con esta antena se puede explorar
cualquier región del cuerpo, aunque se aplica básicamente al estudio de regiones que
requieren un FOV muy grande, o se puede utilizar únicamente como emisora, y la
detección se realiza con otra antena que presenta una mayor adaptación anatómica a
la región a explorar.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
▪ Antena de cráneo/extremidades: se utilizan para el estudio de localizaciones
concretas, y se pueden colocar con cierta facilidad en el isocentro del imán. Se utilizan
para las exploraciones de cráneo, rodilla o tobillos entre otras y suelen ser emisorasreceptoras.
▪ Antenas de superficie: son únicamente receptoras, por lo que la emisión se realiza
con otra antena, habitualmente la de “body”. Las antenas de superficie se adaptan a la
región a estudiar, esto permite una captación de elevada calidad en la proximidad de la
superficie de la antena. Suelen ser de reducidas dimensiones y pueden ser planas o
flexibles. La captación de esta antena no es uniforme, a medida que se aleja de la
superficie de la antena se produce una importante perdida de señal. Estas antenas se
utilizan para FOV pequeños.
Computadora
La computadora es el corazón del sistema de imagen, controla todos sus
componentes (Fig. XXXI). Especifica el gradiente, la onda de RF y los tiempos a ser
utilizados, y pasa esta información al sintetizador de frecuencia o generador de onda
(waveform generator) que fija la forma y amplitud de cada gradiente, envía la señal a
los amplificadores y de allí a las bobinas. La señal de resonancia, una vez que es
codificada en fase, es convertida en una señal digital por el conversor analógico-digital.
La señal digital es enviada al procesador de imagen para la realización de la
transformada bidimensional fe Fourier y la imagen es visualizada en el monitor.
Imán y shim coil
Bobinas de gradiente
Amplificador
Gx
Amplificador
Gy
Generador
de onda
Amplificador
Gz
Bobina RF
Amp
RF
electrónica
RF
CAD
Control
de
shim
Procesador de imagen
CPU
Archivo
de datos
Monitor
Consola
Figura XXXI: Diagrama en bloque de un equipo de IRM.
Los datos crudos, que es la señal antes de la transformada de Fourier, se guardan
para permitir la aplicación de correcciones a los datos en el post procesamiento.
Debido a que las señales de resonancia provenientes del paciente son débiles, estas
pueden quedar enmascaradas con ruidos externos, es por esto que los equipos de IRM
se encuentran normalmente rodeados de un escudo de cobre o acero inoxidable
conocido como jaula de Faraday. [22]
2.6. CALIDAD DE IMAGEN. ARTEFACTOS
La imagen de RM tiene muchas características comunes a otras modalidades de
imagen digital. Determinados parámetros, como resolución espacial, resolución de
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
contraste, ruido y artefactos, son criterios importantes para juzgar una imagen de RM.
Resolución espacial
La resolución espacial o capacidad de diferenciar dos puntos cercanos y pequeños en
la imagen, traduce la nitidez en la visualización de las estructuras. Depende del tamaño
del voxel, y por lo tanto de tres parámetros principales: el tamaño de la matriz, el campo
de medición o FOV, y el grosor de corte.
La resolución se puede aumentar utilizando matrices mayores (512x512 en vez de
128x128), disminuyendo el FOV, o disminuyendo el grosor de corte. Hay que tener en
cuenta que la modificación de estos parámetros produce una drástica disminución de la
S/R, por lo que se debe aumentar el número de adquisiciones o NEX. Esto junto al
aumento del número de codificaciones de fase necesario por aumentar la matriz hace
que el tiempo de exploración en las técnicas de alta resolución sea largo. Por este
motivo es frecuente la utilización de secuencias rápidas como TSE o GraSE.
Resolución de contraste
La ventaja fundamental de la IRM es su resolución de estructuras con bajo contraste.
La diferencia en los parámetros de IRM entre los tejidos biológicos suelen ser del 30%
o mayor. Por ejemplo, la diferencia en el coeficiente de atenuación de rayos x entre la
sustancia gris y blanca del cerebro es de aproximadamente 0,5%. Sin embargo, la
diferencia en los parámetros de IRM entre estos tejidos varía del 30% al 40%. Esa
diferencia puede aprovecharse para obtener una diferenciación espectacular entre la
sustancia gris y blanca.
Ruido. Relación Señal/Ruido (S/R)
El ruido se define como un componente no deseado, aleatorio, añadido a la señal,
que produce una desviación de sus valores. En la imagen, esto aparece como un
granulado que afecta a la calidad, dañando tanto la resolución de contraste como la
resolución espacial.
La intensidad de señal de un voxel es determinante en la calidad de la imagen.
Cuanto más intensa sea ésta, más calidad tendrá. Sin embargo, la señal puede ser
distorsionada por la existencia de ruido. En las imágenes diagnósticas se requiere una
S/R lo mayor posible. La imagen será más ruidosa cuanto más pequeño sea el voxel, lo
que sucede en cortes finos o con matrices grandes. También depende de la secuencia
de pulsos. En las secuencias GRE, al tener una componente transversal de la
magnetización menor, la S/R es menor.
La amplitud del eco también influye. Los ecos centrales del espacio K tienen una gran
amplitud, mientras que los ecos extremos son más débiles. Estos últimos tienen una
S/R más baja, debido a que el ruido es constante, y la señal es menor.
La S/R puede mejorarse modificando los siguientes parámetros: aumentando el TR,
disminuyendo el TE, aumentando el número de adquisiciones (NEX), y aumentando el
tamaño del voxel (aumentando el FOV y espesor de corte, y disminuyendo el tamaño
de la matriz). [23]
Artefactos
Los artefactos se pueden definir como alteraciones en la generación o captación de la
señal de RM que alteran la imagen obtenida. Los artefactos más comunes son:
▪ Artefactos debido a interferencias de RF: es debido a emisiones electromagnética
que interfieren con la correcta operación del sistema. La interferencia se ve como una
banda en la imagen, la posición del artefacto en la dirección de codificación de
frecuencia depende de la frecuencia de la interferencia. Puede ser causado por
dispositivos eléctricos ubicados en la sala de examen, fugas en la jaula de Faraday,
electricidad estática.
La solución para este artefacto consiste en el aislamiento del lugar donde se
encuentra el imán, controlando que la puerta no quede abierta en el momento del
examen.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
A
B
Figura XXXII: Ejemplos de artefactos por interferencia RF. a) Artefacto producido por la fluctuación de
una bombilla de luz, b) la puerta de la sala de examen se encontraba abierta durante el estudio.
▪ Artefacto de movimiento: el movimiento del objeto durante la secuencia produce
inconsistencias en la fase y amplitud, lo que produce borrosidad e imágenes fantasmas.
El origen de este artefacto puede ser pulsaciones arteriales, movimiento cardiaco,
respiratorio, peristálticos, tragar, y movimientos físicos del paciente (Fig. XXXIII).
Existen distintas técnicas para reducir este artefacto. La comunicación con el paciente
es importante para reducir los movimientos voluntarios, explicándole lo que va a
suceder. Puede utilizarse anestesia en pacientes que no cooperan o niños, o utilizar
secuencias rápidas (GRE, FSE). Los movimientos involuntarios pueden reducirse
utilizando respiración sostenida, sincronización cardiaca o respiratoria, saturación
(anula la señal) de la anatomía que genera el movimiento, utilizar bobinas de superficie
puede reducir artefactos generados a una distancia del área de interés. Se puede rotar
el artefacto 90º cambiando la dirección de codificación de fase y frecuencia. [24]
Figura XXXIII: Artefacto de movimiento.
▪ Inhomogeneidad B0: los artefactos debido a inhomogeneidades del campo
magnético reciben también el nombre de artefactos de susceptibilidad magnética.
Ocurren como resultado de variaciones en la fuerza del campo magnético en la
interfase de sustancias con susceptibilidad magnética (propiedad que relaciona la
magnetización que aparece en un objeto con el campo magnético externo aplicado)
diferente. Estos artefactos se observan normalmente alrededor de los objetos
ferromagnéticos que se encuentran en el cuerpo humano (diamagnético). Aparecen
como perdida de señal y distorsiones en la imagen, y en ocasiones con áreas de
hiperintensidad.
Este tipo de artefacto es peor cuando se utilizan TE largos y secuencias GRE, ya que
no utilizan el pulso de 180º que corrige las heterogeneidades del campo magnético.
Este artefacto aparece siempre en la dirección de codificación de frecuencia, y es más
pronunciado en campos magnéticos altos. Puede ser eliminado utilizando técnicas de
supresión de la grasa.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
A
B
Figura XXXIV: a) IRM axial de la cabeza en un paciente con rímel en sus párpados. Los artefactos
de susceptibilidad del rímel oscurecen la mitad delantera de los globos oculares. b) imagen sagital con
artefactos producidos por dentadura.
▪ Artefacto por enrollamiento (wrap around) o aliasing: es un artefacto común que
ocurre cuando el FOV es más pequeño que la parte del cuerpo a ser examinada. La
parte del objeto que se encuentran fuera de los bordes del FOV y que fue excitada se
proyecta (superpone) en la parte opuesta de la imagen. Puede ocurrir en la dirección
de codificación de fase y frecuencia.
La solución a este artefacto es ajustar el tamaño del FOV, filtrar los datos en la
dirección de codificación de frecuencia, utilizar bobinas de superficie para restringir la
anatomía vista por la bobina, intercambiar las direcciones de codificación de fase y
frecuencia.
Figura XXXV: Ejemplo de artefacto por enrollamiento en una imagen sagital T1 del cerebro.
▪ Artefactos relacionados con los gradientes: estos artefactos surgen por
problemas en el sistema de gradientes, a veces son muy parecidos a los artefactos
producidos por inhomogeneidades del campo. Un gradiente que no es constante con
respecto a la dirección del gradiente deformará la imagen, esto es posible si una bobina
de gradiente se ha dañado. También se pueden producir por corrientes anormales que
atraviesan las bobinas de gradiente.
▪Artefacto de volumen parcial: es un artefacto causado por el tamaño del voxel.
Cuando una estructura pequeña se encuentra totalmente contenida dentro del espesor
del corte con otro tejido de diferente intensidad de señal, entonces la señal resultante
en la imagen es una combinación de estas dos intensidades. Esto puede causar que la
estructura pequeña pueda desaparecer (Fig. XXXVI). Si el espesor del corte es del
mismo espesor o más delgado que la estructura pequeña, sólo la intensidad de señal
de esa estructura se representa en la imagen.
La solución al artefacto de volumen parcial es voxel más pequeños (cortes finos),
pero hay que tener en cuenta que esto produce una pobre S/R. [25,26]
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
Figura XXXVI: Imágenes axiales T1 del cerebro obtenidas en la misma posición. La primera con un
espesor de corte de 10mm y la otra con un espesor de 3mm. En la imagen de 10mm no se observa el
VIII par craneal (artefacto de volumen parcial), además tiene una resolución espacial menor.
2.7 ANGIOGRAFÍA POR RM (ARM)
La RM es muy sensible a los movimientos de los núcleos de H, lo que es
aprovechada para generar imágenes que diferencian los voxels con flujo (“móviles”) en
su interior de los voxels sin movimiento (“estacionarios”), sin la utilización de contraste.
La angiografía, o estudio de los vasos sanguíneos, mediante RM puede efectuarse
actualmente mediante tres técnicas: tiempo de vuelo o time of flight (TOF), contraste de
fase o phase contrast (PC), y técnicas con Gadolinio.
▪ Técnica TOF
Esta técnica se basa en el realce de los vasos aumentando la señal de los protones
móviles de la sangre y, simultáneamente, suprimiendo la señal de los protones de los
tejidos estacionarios.
La señal de los tejidos que rodean los vasos se atenúan por la aplicación de varios
TR muy cortos que saturan su señal, esto no le da tiempo a que se relajen al completo.
En cambio, los H de la sangre fuera del corte llegan totalmente relajados al no absorber
la RF, por lo que un nuevo pulso inclinara una magnetización mayor, lo que implica una
alta señal. Cuanto mayor sea el número de H que ingresan en el plano en cada TR
mayor será la señal hasta poder llegar a un máximo, que es cuando todos los H son
sustituidos por sangre nueva en cada TR.
Para recoger la señal es necesario obtener el eco durante el “tiempo de vuelo” de la
sangre por el plano, es por eso que se deben utilizar TE cortos. [27]
El incremento de señal aparece tanto en arterias como en venas, para eliminar la
señal del flujo en una dirección determinada se aplican bandas de presaturacion. Estas
bandas se colocan antes de que la sangre entre al plano, y reciben un pulso de RF
adecuado para que los H al ingresar al plano se encuentren en la misma situación que
los tejidos estacionarios y por lo tanto no generen contraste.
La angiografía por técnica TOF puede adquirirse en forma 2D o 3D.
TOF 2D
En la TOF-2D se obtiene imágenes de múltiples planos contiguos, intentando que sea
perpendicular a la dirección del vaso. La luz del vaso aparece con alta intensidad sobre
el fondo oscuro. La resolución final depende del grosor elegido para cada plano,
generalmente 1,5-2mm. La gran ventaja de esta técnica es que es sensible a los flujos
lentos ya que la sangre tiene que recorrer poco espacio dentro del corte en el TR para
generar contraste.
TOF 3D
En la TOF-3D se obtiene todo un volumen a la vez. Los datos son procesados con la
técnica MIP (maximum intensity projection) para obtener finalmente las imágenes
angiográficas. Con esta técnica de un conjunto 3D se elige sobre una dirección el voxel
con máxima intensidad de señal y se proyecta sobre un plano perpendicular, entonces
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
de obtiene una imagen 2D en donde solo se representan los valores máximos
proyectados. Con proyecciones múltiples y en modo de cine se puede rotar la imagen
en el espacio para elegir la proyección de mayor información diagnostica.
El principal inconveniente son los efectos de saturación, esto produce que a lo largo
del volumen el vaso pierda señal. Con esta técnica es difícil valorar el flujo venoso.
La TOF 3D presenta alta resolución espacial, ya que permite cortes finos (0,7-1mm), y
comparado con el método 2D presenta mayor S/R y menores tiempos de exploración.
La combinación de la mejor resolución espacial con la mejor sensibilidad a los flujos
lentos se consigue con la técnica MOTSA (multiple overlapping thin slab acquisition),
que se basa en la adquisición de finos volúmenes 3D secuenciales y ligeramente
superpuestos. [27,28]
Los parámetros de la secuencia GRE utilizada en las técnicas TOF deber ser
cuidadosamente elegidos y varían según los vasos a estudiar.
El TR tiene que ser por un lado el menor posible para que el tejido estacionario quede
lo mas saturado posible, pero no tan corto como para que también afecte a la sangre
circulante, por lo tanto depende de la velocidad en el sitio de imagen y del espesor del
plano. Cuanto mayor es el grosor de plano mayor es la distancia a recorrer por lo que la
sangre recibirá más pulsos de RF.
El ángulo de inclinación de la secuencia GRE también influye en el grado de
saturación. Si el ángulo es pequeño la señal de los tejidos estacionarios no quedara
muy atenuada (recuperación mas rápida), y habrá menos saturación de la sangre que
podrá recorrer mayor distancia antes de perder el contraste. Por el contrario un ángulo
mayor produce mayor supresión del fondo, pero satura más rápidamente la sangre. Es
por esto que los ángulos en las secuencias TOF-3D son menores que en las TOF-2D.
El TE tiene que ser el menor posible para lograr la mayor señal de la sangre.
Un inconveniente de la técnica TOF es que los tejidos con T1 corto aparecen con alta
señal, ya que pueden recuperarse entre cada TR. Si se trata de una placa lípidica
endovascular puede aparecer intensa como el flujo y dar un falso negativo. Por esta
razón en las técnicas TOF se suele anular la señal de la grasa.
▪ Técnica PC
La técnica angiográfica de contraste de fase (phase contrast o PC) es algo más
compleja, y requiere una tecnología más sofisticada.
Se basa en los cambios de fase de los protones de la sangre con respecto a los de
los tejidos estacionarios a lo largo de un gradiente. Se aplican gradientes bipolares
(gradiente positivo e inmediatamente un gradiente en sentido opuesto para refasar los
protones). Los tejidos estacionarios no presentan una ganancia neta de la fase al
compensarse el gradiente positivo con el negativo. La sangre, sin embargo, mantiene
un cierto cambio de fase al moverse fuera del plano, que no se compensa con el
segundo gradiente. Este desfase (φ) depende de la velocidad, y además de la forma,
valor y tiempo de aplicación del gradiente.
Para una determinada velocidad, variando el valor de los gradientes, se puede
aumentar el desfase, pero cuando se sobrepasa el valor de 180º se produce artefactos
en la imagen conocidos como phase wrap o velocity aliasing. Dado un gradiente existe
una velocidad que produciría un desfase de 180º, conocida como encoding velocity o
venc. En las imágenes de fase se suele dar el valor de la velocidad máxima esperada
como venc para que no se produzca artefactos. De acuerdo al valor de venc se puede
seleccionar arterias o venas. Altos venc (60-80 cm/seg) se utilizan para imágenes de las
arterias, mientras que valores de 20cm/seg resaltara las venas. [29]
En las técnicas PC se pueden diferenciar las adquisiciones 2D o las 3D, según la
adquisición sea plano a plano o volumétrica directa.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
PC 2D
En la técnica 2D se adquiere sobre la dirección del vaso a estudiar dos tipos de
imágenes: una con un gradiente bipolar (+G,-G), que produce un desfase +φ, y una
segunda imagen con un gradiente invertido (-G,+G) que produce un desfase -φ. Al
sustraer las dos imágenes los estacionarios se anulan mientras que los móviles
presentan una diferencia de fase de +2φ, con lo que puede producirse una imagen
vascular sobre un fondo sin señal. Es dirección dependiente y sensible a las
turbulencias, que producen mayor desfase intravoxel y por lo tanto pérdida de señal.
Esto se puede disminuir con tamaños de voxel pequeños y bajos TE.
PC 3D
En las técnicas 3D se realiza en cada una de las tres direcciones del espacio una
doble adquisición. En cada dirección se realiza la sustracción de las dos imágenes. Los
tejidos estacionarios se anulan y solo queda la señal de los protones móviles. Al igual
que en TOF se utiliza la técnica MIP para generar las imágenes angiográficas. Como
ventajas hay que nombrar que no tiene problemas de saturación, es independiente de
la dirección, la resolución espacial es buena y presenta buena supresión del fondo. Los
inconvenientes incluyen largos tiempos de exploración y es muy sensible a la perdida
de señal en las turbulencias.
Al igual que en TOF las secuencias utilizadas en la angiografía por PC son las GRE.
▪ Técnica con contraste
La angiografía RM con gadolinio se basa en el acortamiento del T1 de la sangre
cuando se inyecta una sustancia paramagnética, como un compuesto de Gd. Se utiliza
la técnica 3D con secuencias GRE con TR y TE muy cortos.
La sustancia de contraste una vez inyectada en el torrente sanguíneo, pasa
rápidamente al espacio intersticial y se elimina por vía renal. Su concentración en la
sangre decrece rápidamente después de la inyección.
El gadolinio produce una rápida recuperación del vector de magnetización longitudinal
(acortamiento del T1) de la sangre, que no se satura aún con tiempos de repetición tan
cortos, mientras que los tejidos estacionarios sufren el efecto de la saturación, y la
consiguiente pérdida de señal. Las técnicas de obtención pueden ser de infusión
continua o de “bolus”. En el último caso los datos 3D se adquieren durante el primer
paso del bolo de contraste por el territorio vascular deseado. El retraso entre el
comienzo de la inyección y el comienzo de la secuencia depende del tiempo que tarda
el contraste en llegar a la zona de imagen, que es función de la distancia, de las
condiciones hemodinámicas y del agente de contraste. El comienzo de la secuencia es
crítico para asegurar imágenes de alta calidad del sistema arterial sin contaminación del
sistema venoso. Para asegurar que la obtención de la imagen empieza en el momento
adecuado se puede realizar un test de prueba con una pequeña cantidad de contraste y
suero salino para lograr el mismo volumen que será inyectado. Durante la inyección de
prueba se toman imágenes rápidas de rastreo.
Con esta técnica los tiempos de exploración son más cortos que en las técnicas
anteriores, del orden de segundos, pudiendo efectuarse con respiración mantenida. [30]
2.8 ESPECTROSCOPIA POR RM
La espectroscopia por resonancia magnética (ERM) es una técnica de diagnostico no
invasiva que ofrece información bioquímica, metabólica y funcional de los tejidos.
La ERM se inicia tras el descubrimiento del fenómeno de la RM, los distintos equipos
de investigación estudiaron las variaciones de las frecuencias de resonancia de
acuerdo al tipo de núcleo (hidrogeno-1, fósforo-31, carbono-13, etc.) y, para un mismo
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
núcleo, las diferencias en función de la molécula en que estaba integrado.
Los dos núcleos de mayor importancia son H-1 y P-31. La espectroscopia del
hidrogeno es principalmente utilizada para el estudio del sistema nervioso central
(SNC), la ERM del fósforo-31 detecta compuestos implicados en el metabolismo
energético y se aplica principalmente a hígado, tejido muscular y corazón.
Las imágenes por RM y ERM son básicamente la misma técnica que se diferencian
en la forma en que se procesan y presentan los datos.
ASPECTOS BIOFÍSICOS
Las bases físicas de la IRM y ERM son las mismas. La principal diferencia es que la
frecuencia en IRM se utiliza para la codificación espacial, mientras que en ERM codifica
al grupo químico que origina la señal.
Frecuencia de resonancia
Como la IRM, la ERM se basa en la propiedad que presentan ciertos núcleos
atómicos de absorber selectivamente energía de radiofrecuencia cuando se colocan
bajo un campo magnético (resonancia). Este exceso energético es liberado por los
núcleos mediante el proceso de relajación nuclear. La frecuencia de relajación es
directamente proporcional al valor del campo magnético (Bef) que percibe el núcleo.
El campo magnético efectivo (Bef) es la suma del campo magnético principal (B0) y de
una pequeña variación que se produce debido al entorno bioquimico en que se
encuentra el núcleo (Bbioq). Si el entorno electrónico del núcleo varia la frecuencia de
relajación variara también, entonces el núcleo emitirá frecuencias distintas según los
radicales de los que forme parte.
Desplazamiento químico
Debido a que las frecuencias dependen del valor del campo magnético se presenta
un inconveniente al querer comparar espectros obtenidos en campos magnéticos
diferentes. Para eliminar esta dependencia, se definen las posiciones de las distintas
resonancias mediante una escala relativa de valores respecto a un valor de referencia,
denominado desplazamiento químico (δ). Si fr es la frecuencia de resonancia que se
toma como referencia, cualquier otra frecuencia (f A) puede expresarse mediante su
desplazamiento químico (δA), definido por la expresión:
δA = (fA – fr) 106
fr
Donde δ es un valor adimensional y muy pequeño, por lo que para trabajar con un
número manejable se indica multiplicado por 106 y se expresa en partes por millón o
ppm.
La escala de desplazamiento químico establece una relación entre la posición y el
radical que permite la identificación de los diferentes compuestos en la muestra
analizada independientemente del valor del campo magnético en que se ha obtenido el
espectro.
Análisis de un espectro
Después de enviar una secuencia de pulsos de RF, la relajación nuclear induce una
corriente eléctrica en la antena receptora. Esta señal constituye la FID, que esta
compuesta por las sinusoides originadas por los diferentes componentes de la muestra.
Si se hace un análisis de la FID mediante la trasformada de Fourier se obtiene la
representación de la intensidad de la señal emitida por un núcleo en función de la
frecuencia de resonancia de dicho núcleo que constituye el espectro de RM.
Del análisis del espectro se puede obtener la información deseada, estudiando lo
siguiente:
1) la posición de la resonancia permite identificar el compuesto que origina la señal.
2) El área bajo cada resonancia es proporcional al número de núcleos que
contribuyen a la señal, por lo tanto se puede calcular la concentración de los
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
metabolitos presentes. La forma mas usual es utilizar valores relativos mediante los
cocientes de las áreas de las diversas resonancias, o porcentajes respecto a la suma
de todas las áreas presentes.
3) el ancho de banda de la frecuencia a mitad de altura es inversamente proporcional
al T2. Cuanto mayor es el valor de T2 mas sincrónica es la relajación de los núcleos lo
cual implica que se relajes a frecuencias similares y, en consecuencia, la resonancia es
mas estrecha. [31]
TECNICA Y OBTENCION DE LOS ESPECTROS
Para la ERM se utilizan los mismos instrumentos que para la IRM: imán, sintetizador
de radio frecuencia, amplificador, receptor de radio frecuencia y ordenador. En la ERM
la homogeneidad del campo debe ser superior a la que se requiere en la IRM para no
perder información de la desviación química, por lo tanto se requiere de un equipo de
campo alto. También es necesario un software para visualizar los espectros, calcular la
frecuencia de la desviación química y medir el área de los picos
El proceso para obtener un espectro se puede dividir en tres fases: posicionamiento
de la bobina en la región en la cual se quieren obtener los espectros, homogenización
del campo magnético en la zona de interés y finalmente, obtención del espectro.
Posicionamiento de la bobina
La selección de la bobina depende de la región a estudiar, la cual tiene que estar
ubicada correctamente dentro del volumen de observación de la bobina, para asegurar
esto se obtienen una serie de imágenes rápidas. Estas imágenes servirán también para
la localización del voxel de interés.
Homogenización del campo magnético.
Los tejidos y los órganos de diferentes personas presentan diferente susceptibilidad
magnética que causa cambios en la intensidad del campo magnético. Cuando estos
cambios se producen dentro del volumen a estudiar, un núcleo en una determinada
célula presenta gran variación en sus frecuencias de resonancia, y esto produce
espectros de baja resolución con picos muy anchos y de menor intensidad. Este
problema se soluciona colocando la bobina en el centro del imán o muy cerca de el,
para así obtener la mayor homogeneidad del campo magnético.
Para eliminar este problema los equipos ya vienen equipados con un conjunto de
bobinas que generan gradientes de campo magnético, la corriente que circula por estas
bobinas sé varia de manera que se compensen estas in homogeneidades del campo
principal. Esto se puede hacer para toda la región sensible de la bobina, o en forma
localizada para el voxel del que se quiere obtener el espectro.
Este proceso se realiza siempre con el núcleo de hidrógeno ya que la gran intensidad
de la señal del agua permite ser observada en menor tiempo. Se registran sucesivos
espectros de protón mientras se varía la corriente que circula por la bobina y se
observan las variaciones en la señal del agua hasta que la anchura de la resonancia
sea mínima y la intensidad máxima. Conseguir una buena homogeneidad del campo
magnético es un paso clave para obtener un espectro del que se pueda obtener la
información deseada.
Obtención del espectro
Para diseñar un protocolo de ERM se debe tener en cuenta una serie de factores. La
correcta selección del núcleo de observación es básica ya que la sensibilidad
magnética y la abundancia natural entre otros factores, determinaran la posibilidad de
detectar el metabolito de interés.
Un paso básico en la espectroscopia es la localización de la región de interés en las
tres dimensiones del espacio, produciendo el volumen de interés (VOI).
La espectroscopia puede realizarse utilizando dos métodos: espectroscopia de voxel
único (single voxel spectroscopy o SVS) o imagen de desplazamiento químico
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
(chemical-shift imaging o CSI). La técnica SVS es la más fácil y rápida para obtener
información metabólica. El tamaño del voxel se decidirá en función del núcleo de
observación, de la concentración de los metabolitos que se deseen detectar y del
tamaño de la zona patológica. Las dimensiones de los voxel (volúmenes) son variables,
desde 1x1x1 cm (1cm3) a 3x3x3 cm (27cm3). A medida que se utilizan volúmenes más
pequeños, la relación señal / ruido disminuye y es necesario obtener un promedio de
señales más grande para alcanzar un espectro de adecuada calidad.
Single volume spectroscopy (SVS)
En el caso de patologías donde el campo especial es muy reducido a pocos VOI’s,
SVS puede ser de gran ventaja.
Las secuencias utilizadas para la obtención de los espectros son: spin eco (SE) y eco
estimulado (STEAM o simulated-echo acquisition method).
▪ SE: en esta secuencia se aplica un pulso de 90º seguido por dos pulsos de 180º. El
primer pulso excita la magnetización de un plano, el segundo se aplica a un plano
perpendicular al anterior y el tercer pulso perpendicular a los dos anteriores. Se obtiene
una señal de eco que proviene solamente del volumen que fue excitado por los tres
pulsos.
▪ STEAM: esta es una secuencia muy parecida a la anterior, la diferencia es que los
tres pulsos de excitación son de 90º, y permite utilizar TE mas cortos.
Presenta la desventaja de una menor S/R.
Hay que tener en cuenta que cualquiera sea la secuencia utilizada, los espectros
obtenidos con TE largos muestran menos señales, ya que metabolitos con T2 cortos se
desfasan muy rápido y pueden perderse durante el TE.
Chemical shift imaging (CSI)
Esta técnica también se denomina espectroscopia de multivolumen o multivoxel. El
método consiste en adquirir múltiples localizaciones espectrales simultáneamente en
una sola medición.
La localización de los volúmenes es igual que para la técnica SVS, con la diferencia
de que se aplica gradientes de codificación de fase en dos o tres direcciones. Como
esta técnica permite explorar grandes volúmenes divididos en pequeños voxels,
requiere de un mayor tiempo de adquisición y post procesado, pero con la utilización de
secuencias EPI la obtención puede ser más rápida.
Las ventajas de este método es la producción de información tanto del área
patológica como normal. La composición química de cada voxel se representa por un
espectro, o como una imagen en la cual la intensidad de la señal depende de la
concentración de un metabolito particular. [32]
2.9 TÉCNICAS DE DIFUSIÓN Y PERFUSIÓN
Estas técnicas, al igual que la ERM, ofrecen información funcional del tejido
estudiado.
TÉCNICAS DE DIFUSIÓN
La difusión molecular se refiere al movimiento de traslación que presentan las
moléculas como resultado de la agitación térmica. La IRM permite estudiar la difusión
molécula “in vivo” a partir de los movimientos moleculares de traslación del agua libre.
Esta técnica se aplica principalmente al estudio de las patologías del SNC, como el
accidente cerebrovascular agudo y las patologías desmielizantes.
Difusión libre
Las moléculas de agua libre están en continuo movimiento, por lo que cambian de
orientación y posición en una forma totalmente al azar. Debido a la difusión libre, luego
de un cierto tiempo t, las moléculas de agua agrupada en un punto se expanden y el
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
espacio alcanzado puede cuantificarse mediante el radio (r) de la distribución. El cálculo
de r se determina estadísticamente y mediante la ley básica de la difusión:
r2 = 2Dt
Donde D es el coeficiente de difusión que depende del medio y caracteriza la
movilidad de las moléculas. Se expresa en cm2/s.
La señal de RM es sensible a estos desplazamientos del agua libre. Después de un
pulso de 90º los protones se desfasan debido a las diferencias de campos magnéticos
que perciben. Esto se debe a las interacciones spin-spin, que produce mayor
asincronismo en la relajación, y al movimiento de traslación por el cual los protones
difunden hacia regiones donde cambia el campo magnético.
Si se aplica sobre un voxel la secuencia SE se obtiene una señal denominada S 0. Si
se repite la secuencia activando un gradiente en una dirección determinada, los núcleos
que se mueven en esa dirección van a presentar un mayor desfase y por lo tanto la
señal S será menor. Estas dos señales se relacionan por la siguiente ecuación:
S = S0 . e (-b.D)
Donde D es el coeficiente de difusión, y b se denomina factor de difusión que
depende de los gradientes utilizados (amplitud, duración e intervalo entre gradientes).
El método para obtener imágenes sensibles a la difusión consiste en una secuencia
basada en la SE a la que se le agrega dos pulsos de gradientes que actúan como
gradientes bipolares por lo que no se produce efectos sobre la fase de los núcleos
estacionarios. Estos pulsos de gradiente se colocan en forma simétrica alrededor del
pulso de 180º, separados por un intervalo de tiempo Δ (Fig. XXXVII). El TE debe ser
largo para poder aplicar los gradientes, por lo que se potenciara en T2.
90º
180º
G
δ
G
δ
Δ
Figura XXXVII: Diagrama de la secuencia para las imágenes de difusión. La potenciación de la
difusión es función de la duración del gradiente (δ), la amplitud (G) y del intervalo entre los gradientes (Δ).
Esta secuencia es sensible a la difusión solo en la dirección que se aplica el
gradiente. Cuanto mayor sea b mayor será la potenciación en difusión, si b es pequeño
el contraste en dominado por T2 (contaminación T2 o T2 shine-through). [33]
La ecuación de la difusión considera la difusión libre (isotropica), pero en los tejidos
biológicos el movimiento del agua libre esta restringida por la presencia de membranas
naturales, como las membranas celulares (difusión anisotropica). Por esta razón en los
medios biológicos se debe hablar del coeficiente aparente de difusión (apparent
diffusion coefficient: ADC). En consecuencia la atenuación de la señal se expresa
como:
S = S0 . e (-b . ADC)
Imágenes potenciadas en difusión
Las secuencias sensibles a la difusión también son sensibles a otros movimientos,
como el sanguíneo que puede minimizarse con sincronismo cardiaco. Los movimientos
microscópicos en el sentido del gradiente implican variaciones de fase que afectan las
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
líneas del espacio k apareciendo artefactos en la imagen. Para evitarlos en parte se
pueden utilizar secuencias ultrarrápidas como la single shot EPI, donde se codifican
todas las líneas del espacio k tras una única excitación por lo que el movimiento
afectara a todas las líneas por igual.
Se pueden obtener los siguientes tipos de imágenes potenciadas en difusión:
▪ Imágenes anisotropicas: son imágenes potenciadas en difusión sobre un eje. Por
ejemplo eje z, donde se activan los gradientes el la dirección del eje z. La señal
obtenida de cada voxel es la obtenida por la secuencia T2 disminuida en un factor que
depende de la difusión en la dirección del gradiente z. De esta forma se obtiene la
Diffusion Weighted Image o DWIZ.
Se pueden obtener las tres DWI (DWIX, DWIY, DWIZ) activando los tres gradientes en
las tres direcciones del espacio con el mismo valor de b.
▪ Imágenes isotrópicas o simplemente DWI: la imagen obtenida activando un
determinado gradiente produce información relativa al ADC relacionada con la
dirección. Para obtener una imagen que sea independiente de la orientación y que
únicamente este relacionada con el ADC, se puede realizar para cada píxel el calculo
de la media geométrica o aritmética de los valores obtenidos en las tres imágenes
obtenidas con los tres gradientes.
En este tipo de imágenes, al igual que el anterior, las zonas con mayor intensidad
(hiperintenso) corresponden a zonas donde la difusión esta restringida por lo que se
tiene una menor atenuación, mientras que las zonas con gran difusión aparecen con
poca señal (hipointenso).
▪ Mapas de ADC: como las imágenes se obtienen con TE largos, pueden presentar el
artefacto de la contaminación de T2, sobre todo si el valor de b es bajo. Para solucionar
este problema y obtener solo información de la difusión se pueden obtener los mapas
de ADC realizando cálculos píxel a píxel mediante dos imágenes isoptrópicas obtenidas
con valores de b diferentes.
Si se aplican dos valores de b, b1 y b2 se obtienen:
S1 = S0 e (-b1. ADC)
S2 = S0 e (-b2.ADC)
De estas dos ecuaciones se puede calcular el valor de ADC para cada píxel:
S1/S2 = e (b2-b1) ADC
ADC = (ln S1 – ln S2) / (b2-b1)
Las zonas de difusión restringida presentan valores bajos de ADC por lo tanto
aparecen hipointensos en los mapas de ADC, mientras que los valores altos aparecen
hiperintenso.
TÉCNICAS DE PERFUSIÓN
La perfusión sanguínea representa el aporte de sangre a un tejido, lo que asegura el
aporte de oxígeno y nutrientes a las células. Para esto la sangre arterial entra en la red
de capilares y tanto el oxigeno y los nutrientes son transportados activa o pasivamente
a través de las paredes de los capilares para ser utilizados por las células. La perfusión
en RM considera los aspectos hemodinámicos y no el intercambio entre la sangre y el
tejido.
Los estudios de perfusión son principalmente utilizados para el estudio de las
patologías cerebrales, por lo que de aquí en más se considera la perfusión cerebral.
La forma de estudiar la perfusión de un tejido es mediante el seguimiento en el primer
paso de un elemento de contraste que no difunde por las paredes de los vasos.
El paso del contraste paramagnético produce cambios locales tanto en la relajación
como en la susceptibilidad magnética. Se produce un decrecimiento de los valores T1 y
T2 de los núcleos de H en el área de influencia del contraste, produciéndose una
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
perdida de señal en las imágenes T2. Este decrecimiento esta relacionado con la
cantidad de contraste, que a su vez esta relacionado con la cantidad de sangre que
pasa a través del tejido. Para seguir el paso del agente de contraste se adquieren
imágenes secuenciales sobre el mismo plano al paso del contraste. La secuencia
utilizada debe tener una resolución temporal del orden o inferior al segundo para
detectar los cambios durante el primer paso del contraste. Para obtener imágenes
potenciadas en perfusión se utiliza la secuencia EPI potenciada en T2.
La variación de señal durante el paso de contraste constituye la curva dinámica de
susceptibilidad que tiene la forma que se muestra en la figura XXXVIII.
Señal
TTP
t0
MTT
t
Figura XXXVIII: Curva dinámica de susceptibilidad.
De la curva de susceptibilidad se puede determinar:
Tiempo de llegada (t0): es el tiempo entre el momento de inyectar el contraste hasta
que se detecta su llegada al voxel.
Caída máxima de señal (Maximal Signal Drop: MSD): corresponde al mínimo valor
de señal.
Tiempo al pico (Time to Peak: TTP): es el tiempo transcurrido desde que se inyecta
el contraste hasta que se detecta el mínimo de señal.
Volumen sanguíneo cerebral relativo (Relative Cerebral Blood Volumen: rCBV): es
definido como el volumen total de sangre dado en una región del cerebro en unidades
de mililitros de sangre por 100 gramos de tejido (ml/100gramos). Se puede calcular de
la integración de la curva de susceptibilidad.
Flujo sanguíneo cerebral relativo (Relative Cerebral Blood Flow: rCBF): es definido
como el volumen de sangre que se mueve a través de la región parenquimatosa en la
unidad de tiempo, lo que representa el flujo capilar en el tejido. Las unidades en que se
expresan el CBF son mililitros de sangre por 100 gramos de tejido por minuto
(ml/100gramos/min).
Tiempo de transito medio (Mean Transit Time: MTT): representa el tiempo
necesario para que una partícula o molécula del contraste pase a través del tejido. Su
valor se puede aproximar midiendo el ancho a la mitad de altura.
Las imágenes potenciadas en perfusión se presentan como mapas de rCBV, rCBF o
MTT. Estos valores son calculados con un software especial.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
SECCIÓN III: APLICACIÓN DE LA TC Y RM EN EL ACCIDENTE
CEREBROVASCULAR
3.1. ACCIDENTE CEREBROVASCULAR: DEFINICIÓN Y TIPOS
El cerebro requiere casi un 20% de la circulación de la sangre para cubrir sus
necesidades, y no dispone de reservas energéticas. Es por esto que las células del
cerebro necesitan un aporte constante de oxígeno y nutrientes para mantenerse sanas
y funcionar correctamente, siendo por lo tanto muy sensible ante la falta de flujo
sanguíneo.
La sangre llega al cerebro a través de dos sistemas arteriales importantes: las
arterias carótidas, que suben por la parte anterior del cuello, y la arteria basilar que se
forma en la base del cráneo a partir de las arterias vertebrales, las cuales recorren la
columna vertebral y llegan por la parte posterior del cuello. Ambos sistemas arteriales,
el carotideo y el vertebro basilar se unen formando el polígono de Willis, constituido por
las arterias comunicantes posteriores, la arteria comunicante anterior y las porciones
proximales de las arterias cerebrales anteriores, medias y posteriores.
Cuando se produce un trastorno de la circulación cerebral esto da lugar al accidente
cerebrovascular (ACV) o ictus. Cuando los vasos sanguíneos se lesionan por una u otra
causa y no llega la sangre adecuadamente provocan la disminución o anulación de la
función cerebral de la zona afectada (isquemia), si esto se mantiene en el tiempo las
células cerebrales del área involucrada se mueren (se infartan) y causan una lesión
permanente en dicha área. El cerebro cuenta con mecanismos de seguridad, existen
muchas conexiones pequeñas entre las distintas arterias del cerebro y si el riego
sanguíneo se disminuye de forma gradual, estas conexiones pequeñas aumentan de
tamaño y sirven de derivación para el área obstruida (a esto se lo denomina circulación
colateral). [34]
El ACV puede clasificarse según el tipo de lesión que sufre el vaso en isquémico,
cuando se obstruye una arteria, impidiendo el paso de sangre hacia el cerebro; o
hemorrágico, cuando se produce la ruptura de un vaso cerebral.
ACV ISQUÉMICO
La mayoría de los ACV son isquémicos (aproximadamente el 80%). El foco
isquémico contiene dos regiones: una región central, donde la reducción del flujo
sanguíneo es mayor, y una región periférica de “penumbra”. La estabilidad de la región
de penumbra depende de la circulación colateral y puede recuperarse o acabar
necrosándose. Cuanto mayor sea el grado de isquemia y su duración más irreversible
será la lesión.
Como respuesta a la muerte celular se produce un aumento del contenido de agua en
las células (edema citotóxico), esto comienza casi inmediatamente. El edema ocupa un
espacio desplazando las estructuras normales (efecto de masa). El edema citotóxico
produce muy poco efecto de masa. Cuando se produce una alteración en los capilares
el agua sale al espacio perivascular (edema vasogénico). El edema vasogénico se
desarrolla seis horas después y produce un efecto de masa mayor. Sin embargo, el
efecto de masa de un infarto suele ser relativamente escaso respecto al tamaño del
área afectada, esto es un signo muy importante de diagnostico radiológico diferencial
con otros procesos patológicos. El efecto de masa del edema puede comprimir los
capilares y propagar la isquemia.
La isquemia cerebral puede ser de dos tipos, dependiendo del tiempo que dure la
interrupción del aporte sanguíneo: infarto cerebral y ataque isquémico transitorio (AIT).
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
Cuando se habla de un ataque isquémico transitorio se refiere a un episodio agudo, es
decir que aparece rápidamente " sin aviso", como un "ataque" y posteriormente
desaparece por completo.
Infarto cerebral se produce cuando la falta de irrigación es lo suficientemente
prolongada en el tiempo para producir la muerte de las neuronas. Convencionalmente
se considera como tal cuando las manifestaciones en el enfermo tienen una duración
superior a 24 horas.
Existen diversos tipos de infarto cerebral según sea su mecanismo de producción, su
causa, o su localización. Pero principalmente se distingue:
▪ ACV trombótico: es el tipo más común, y se produce cuando el material que
ocluye el vaso se forma en él. La causa fundamental de los ACV trombóticos es la
arteriosclerosis, la cual se produce por la acumulación de lípidos en la pared interna de
los vasos. Esto hace que la sangre circule más lenta y dificultosamente, lo que facilita
la formación de coágulos de sangre en la pared arterial (trombo). El trombo crece y
termina por ocluir aun más la arteria lo que provoca un déficit neurológico que aparece
en cuestión de horas o días. La sintomatología aparece habitualmente cuando la
presión arterial del paciente es relativamente baja, a primeras horas de la mañana o
durante el reposo.
▪ ACV embólico: se produce por un émbolo (pequeño coágulo desprendido), que
procedente de una zona distante (generalmente desde el corazón o el cuello) llega a
través del torrente sanguíneo a una arteria cerebral. Cuando el émbolo llega a una
arteria cerebral demasiado estrecha como para que pueda pasar, queda detenido allí y
obstruye el paso de sangre a una parte del cerebro. Una causa importante de los ACV
embólicos son los émbolos procedentes del corazón, lo que puede suceder en ciertas
enfermedades cardiacas, como las arritmias (siendo la fibrilación auricular la mas
frecuente) y las enfermedades valvulares. El ACV embólico produce un déficit brusco
(en cuestión de segundos o minutos) y habitualmente aparece durante el día cuando la
persona está activa.
▪ Infarto lacunar: son infartos de pequeño tamaño secundarios a la afectación de
pequeñas arterias perforantes (las que llevan la sangre a zonas profundas del cerebro).
Suelen ser múltiples y situarse en los ganglios basales, tálamo, cápsula interna, tronco
encefálico y sustancia blanca periventricular.
Muchos infartos sufren transformaciones hemorrágicas. La embolia de una arteria
cerebral es la lesión inicial en la mayoría de los casos. Un émbolo se aloja inicialmente
en un vaso y produce una lesión isquémica del parénquima cerebral y el endotelio
vascular. Cuando los émbolos se lisan y se restablece la circulación en el área
isquemica, el endotelio dañado permite la extravasación de la sangre en el parénquima
previamente isquémico o infartado. [35]
ACV HEMORRAGICO
Los ACV hemorrágicos ocurren con menor frecuencia que los isquémicos,
representan alrededor del 20% de todos los ictus. Se define como una extravasación de
sangre en el cerebro o alrededor de él, debido a la ruptura de un vaso sanguíneo,
arterial o venoso. Al producirse la ruptura de un vaso la circulación queda interrumpida
y la sangre extravasada comprime (efecto de masa) el tejido cerebral normal
impidiendo que se oxigene adecuadamente y si la cantidad es suficiente puede
comprimir estructuras vitales del tronco encefálico.
La mayoría de los ACV hemorrágicos se relaciona con la hipertensión arterial. Las
malformaciones
arteriovenosas (conexión anormal entre arterias y venas) y
aneurismas (dilatación de la pared arterial) poseen paredes frágiles que pueden
romperse en ciertas condiciones hemodinámicas provocando un sangrado.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
Los ACV hemorrágicos pueden ser de dos tipos de acuerdo a su localización:
▪ Hemorragia cerebral: se produce dentro del cerebro y dependiendo de la ubicación
del sangrado, puede ser parenquimatosa o ventricular. Suelen ser principalmente
resultado de una hipertensión que ejerce presión excesiva en las paredes arteriales
dañadas ya por la aterosclerosis.
▪ Hemorragia subaracnoidea: esta hemorragia se produce por rotura de arterias con
paso de sangre al espacio subaracnoideo, este espacio comprendido entre la
aracnoides y la piamadre (capas meníngeas) esta ocupado por líquido cefalorraquídeo;
en la mayoría de los casos es secundaria a la rotura de un aneurisma cerebral. [36]
Los efectos de un accidente cerebrovascular pueden ser leves o graves, transitorios o
permanentes. Algunos pacientes se restablecen completamente en cuestión de días,
mientras que otros nunca se restablecen. La gravedad de un accidente cerebrovascular
depende de:
▪ la región del cerebro que haya sido afectada,
▪ la extensión del daño en las células cerebrales,
▪ la rapidez con la que el organismo logra restablecer el flujo sanguíneo a las partes
lesionadas del cerebro,
▪ la rapidez con la que las zonas intactas del cerebro logran compensar o asumir las
funciones que antes eran realizadas por la zona lesionada.
Tabla I: Clasificación de la enfermedad cerebrovascular según su naturaleza.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
3.2 TC: ENCÉFALO
Para el estudio del encéfalo en pacientes que presentan déficit neurológico súbito se
utiliza la TC como prueba inicial, ya que es una técnica altamente disponible en la
actualidad. Puede ser utilizada en personas con implantes ferromagnéticos
(marcapasos, prótesis). Es un examen muy rápido que solo requiere de algunos minutos
para su realización, y es útil en pacientes críticos que necesitan observación directa y de
equipos de soporte vital dentro de la sala de estudio. Con respecto a la TC helicoidal,
sus principales ventajas son la mayor rapidez y el poder evitar los artefactos provocados
por el movimiento.
La TC emite radiación, esto establece una contraindicación relativa durante el
embarazo, aunque en caso necesario, se deberá utilizar un delantal de plomo, para
disminuir los efectos de la radiación sobre el feto.
En pacientes con sospecha de ACV agudo no esta indicada la utilización de medios de
contraste en la valoración inicial. La administración intravenosa de medio de contraste
yodado permite visualizar en la TC los principales vasos sanguíneos, así como las
alteraciones de la barrera hematoencefálica y se utiliza para descartar alguna lesión
poco definida en la TC simple (malformaciones vasculares, tumores, abscesos,
imágenes quísticas). [37]
3.2.1 PREPARACIÓN DEL PACIENTE
Para la realización de la TC cerebral el paciente no requiere de una preparación
especial, pero de debe tener en cuenta lo siguiente:
 Se deben retirar todos los objetos metálicos que pueda tener el paciente en el área
que será estudiada para no afectar la imagen, como joyas, anteojos, hebillas, etc.
 La preparación psicológica del paciente es importante para reducir su ansiedad y
que de esta manera colabore durante el examen, es por esto que se le debe explicar
brevemente y de manera clara el procedimiento. Muchos pacientes sienten alivio
cuando saben que pueden comunicarse con los técnicos a través del
intercomunicador y que el estudio puede interrumpirse o finalizarse ante cualquier
problema inesperado.
 Hay que tener presente que las personas con problemas neurológicos pueden
presentarse alterados y poco colaboradores, por lo que se deben utilizar dispositivos
de fijación para reducir los movimientos.
3.2.2 POSICIONAMIENTO
La posición del paciente en la mesa de exploración o camilla se realizara de la
siguiente manera:
 Acostado boca arriba (decúbito supino).
 La cabeza se ubica en un soporte de manera que no se encuentre rotada (plano
medio sagital perpendicular a la camilla).
 Para asegurar que no se produzcan movimientos durante la exploración se puede
utilizar elementos de fijación (como cintas) para la cabeza y los brazos.
 Brazos a lo largo del cuerpo.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
Figura XXXIX: Ubicación del paciente para la exploración de TC craneal.
3.2.3 PARÁMETROS DEL ESTUDIO
Una vez que el paciente esta ubicado se obtiene un escanograma (Fig. XL), una
radiografía digital por barrido lineal que será utilizada para planificar los cortes que se
van a realizar y el ángulo de los planos.
Figura XL: En el escanograma se planifican los cortes.
Los cortes se realizan desde la base del cráneo hasta el vértex cubriendo todo el
encéfalo. La anulación de los cortes se realiza de acuerdo a la línea orbitomeatal (Fig.
XLI); esta línea une el lado externo de la orbita con el conducto auditivo externo, y forma
un ángulo de 15º con el plano horizontal.
El grosor de corte determina el volumen del voxel o lo que es lo mismo el ancho del
corte, y el intervalo la distancia entre un corte y otro. Generalmente en la TC cerebral se
utilizan cortes de 4mm de espesor y 4mm de intervalo desde la base del cráneo hasta
finalizar peñascos (fosa posterior) y desde peñascos hasta el vértex cortes de 10mm
cada 10mm, por lo que no quedan regiones sin explorar. En la región de la fosa
posterior se utilizan cortes más finos para mejorar la resolución y reducir al máximo los
artefactos por endurecimiento del haz que provocan los huesos temporales.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
Figura XLI: El centrado se realiza paralelamente a la línea orbitomeatal. En esta imagen se
observa la posición correcta de la cabeza del paciente.
El campo de visión o FOV determina el diámetro del corte y depende de la zona de
estudio, para TC de cerebro se suele utilizar FOV de 25cm.
El Kv y mA corresponden a las características del disparo, como en cualquier aparato
convencional de rayos X; los equipos ya tienen establecidas estos valores de forma
protocolizada para cada tipo de exploración, aunque se pueden variar manualmente. El
valor del Kv suele ser fijo.
Una vez obtenidas las imágenes, estas se visualizan con ventana de partes blandas.
En la siguiente tabla se resume los parámetros de la TC cerebral:
Tabla II: Protocolo TC cerebral
Inicio de los cortes
Final de los cortes
Inclinación del gantry
Base del cráneo
Vértex del cráneo
Paralelo a la línea orbitomeatal
Espesor de corte
4 mm Fosa posterior
10 mm Región supratentorial
Intervalo
FOV
mA
Kv
Ventana de visualización
4 mm Fosa posterior
10 mm Región supratentorial
25 cm.
70
120
Nivel de ventana: +35-50 UH
Ancho de ventana: 70-100 UH
3.2.4 IMAGEN NORMAL DE TC
En la exploración por TC del encéfalo se obtienen cortes axiales. El estudio comienza
en la base del cráneo y continua en dirección ascendente, y debido a que las imágenes
se orientan como si los cortes se vieran desde abajo, todas las estructuras aparecen con
inversión derecha/izquierda.
La TC recoge imágenes en tonalidades de grises, que representan las diferentes
densidades tisulares de la anatomía estudiada. Las densidades se miden en Unidades
Hounsfield, y por convención el agua posee densidad cero.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
En el siguiente cuadro se presentan las densidades de los distintos tejidos en forma
decreciente.
Tabla III: Densidades en UH para distintos tejidos
Tejidos
Hueso o calcio
Sangre coagulada
Sustancia gris
Sustancia blanca
Agua
Grasa
Aire
Densidades
> 250 UH
Alrededor de 70 UH
36-46 UH
22-32 UH
0 UH
-100 UH
-1000 UH
Denominación
Hiperdenso (blanco)
Hiperdenso
Isodenso (gris claro)
Isodenso (gris oscuro)
Hipodenso
Hipodenso
Hipodenso (negro)
A continuación se presentan una serie de imágenes normales en donde se puede
observar la densidad de las distintas estructuras.
Figura XLII: Imágenes axiales normales obtenidas sobre distintos planos.
En las imágenes anteriores pueden observarse la hiperdensidad del hueso y de las
calcificaciones normales de la glándula pineal y de los plexos coroideos. La sustancia
gris y blanca son isodensos, y aparecen en gris oscuro la sustancia blanca, y gris claro
la sustancia gris.
El los primeros cortes el tronco se ve oscurecido por artefactos provenientes de los
peñascos.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
En las siguientes imágenes se observan los ventrículos laterales con LCR hipodenso,
el cual también ocupa el espacio subaracnoideo (ESA). Se debe comprobar que los
ventrículos laterales sean simétricos y que no haya desviación de la línea media. Hay
que tener en cuenta que si la cabeza presenta pequeñas inclinaciones esto puede
provocar imágenes marcadamente asimétricas de un sistema ventricular totalmente
normal.
También hay que observar que los surcos no estén borrados, lo que puede indicar
edema cerebral. Un factor importante al evaluar el ESA es la edad del paciente. Se debe
distinguir un buen contraste del limite entre la sustancia gris y blanca
Luego de evaluar las imágenes en ventana de partes blandas se debe realizar una
inspección detallada de la ventana ósea, la cual no siempre se fotografía, para no pasar
por alto algún hallazgo patológico.
3.2.5 APLICACIÓN CLÍNICA EN EL ACCIDENTE CEREBROVASCULAR
La TC cerebral esta indicada como el primer examen que debe realizarse ante la
sospecha de ACV para descartar la presencia de hemorragia debido a su alta
sensibilidad.
La hemorragia intracraneal produce una imagen hiperdensa desde el inicio del
proceso. Esta hemorragia puede aparecer en el espacio subaracnoideo,
parenquimatoso o intraventricular.
La TC diagnostica prácticamente el 100% de las hemorragias intracerebrales (HIC).
Las características tomográficas de las HIC varían según el tiempo de evolución.
En el estado hiperagudo (hasta 4 horas del inicio), la sangre extravasada aun no se ha
coagulado, y produce una colección irregular hiperdensa intracerebral.
En el estado agudo (5 a 72 horas del inicio), la sangre se hace mas densa como
resultado de la formación del coagulo y de la pedida de suero, lo que produce una
concentración de hemoglobina que da como resultado una imagen mas hiperdensa. Se
produce un halo hipodenso alrededor del hematoma debido a edema (Fig. XLIII). La TC
demuestra el efecto de masa debido al coagulo y al edema, que incluye borramiento de
los surcos, desviación ventricular, desplazamiento de la línea media. También
demuestra la eventual presencia de hidrocefalia o de invasión sanguínea al sistema
ventricular (Fig. XLIV).
En el estado subagudo (4 días a 3 semanas), la densidad del hematoma comienza a
decaer debido a la degradación de la hemoglobina, desde el exterior al centro, por lo
que se produce un aumento de la zona periférica hipodensa. El efecto de masa va
desapareciendo gradualmente.
Con el tiempo (estado crónico) aumenta el contenido de agua en el tejido patológico y
se forma una cavidad residual (encefalomalacia) que se caracteriza por una
hipodensidad con respecto al tejido cerebral sano y sin efecto de masa. En la TC el
aspecto de las pequeñas hemorragias profundas y subcorticales son iguales a la de los
infartos lacunares. [38]
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A
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
B
C
Figura XLIII: Imágenes de HIC en tres pacientes distintos. a) TC de un hematoma parenquimatoso a
nivel del núcleo lenticular derecho que produce compresión ventricular por efecto de masa (flecha). b) y
c) hematoma parenquimatoso hiperdenso rodeado de edema que produce una imagen hipodensa.
Figura XLIV: TC axial de dos pacientes distintos que demuestran la extensión de la
hemorragia al sistema ventricular.
La TC también tiene alta sensibilidad para detectar hemorragia aguda en el espacio
subaracnoideo (ESA), aunque puede ser negativa cuando la hemorragia es pequeña
[39]. En ausencia de trauma, la causa mas común de hemorragia subaracnoidea (HSA)
es la rotura de aneurismas. En TC, aparece la ocupación del ESA (cisternas, cisura de
Silvio, interhemisferica, etc.) por una imagen hiperdensa. La hemorragia subaracnoidea
puede tener asociado hemorragia intraventricular e hidrocefalia.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
A
B
b
Figura XLV: HSA en dos pacientes distintos. a) imagen hiperdensa en las cisuras y cisternas. b)
imagen hiperdensa en ESA (flecha cortas) en un paciente con hemorragia de la arteria
cerebral media izquierda. Note el aneurisma de la arteria (flechas largas).
Las lesiones isquémicas producen edema y necrosis, por lo que tomográficamente
son proporcionalmente hipodensas a la edad de la misma.
En el infarto agudo, de menos de 24 horas de evolución, un estudio tomográfico
puede no visualizar una lesión. La TC tiene poca sensibilidad para detectar infartos
dentro de las primeras horas de evolución, y más aun los infartos lacunares. También
hay que tener en cuenta que las estructuras de la fosa posterior se visualizan con
dificultad, lo que impide la localización de zonas de isquemia.
El edema citotóxico que ocurre en el infarto cerebral agudo produce la pérdida de
diferenciación entre las estructuras, lo que se conoce como signos tempranos de infarto
cerebral, estos son:
a) Pérdida de diferenciación entre la sustancia gris y la blanca.
b) Borramiento de la sustancia gris de la ínsula y del claustrum.
c) Oscurecimiento o pérdida de definición del núcleo lenticular y de la cápsula interna.
d) Arteria cerebral media hiperdensa debido a la presencia de un trombo-émbolo
intraluminal. Estas pueden adoptar la forma de estructuras redondas pequeñas o
ligeramente alargada, hiperdensas, dentro de una arteria (signo de la arteria
hiperdensa), que corresponden al coagulo fresco intravascular.
e) Signo del punto (del ingles, Dot sign) definida como una hiperdensidad puntiforme
de una estructura arterial en la cisura de Silvio.
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A
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
C
B
Figura XLVI: Imágenes de distintos signos tempranos de infarto. a) hipodensidad en el hemisferio
izquierdo con pérdida de definición del núcleo caudado y lenticular. b) alta densidad en la arteria cerebral
media derecha (flechas cortas) en comparación con la arteria cerebral media izquierda normal. c)
Imagen tomográfica de un infarto cerebral en el territorio de la arteria cerebral media izquierda en el que
se observa una lesión hipodensa con una imagen puntiforme hiperdensa secundaria a un trombo
intravascular (dot sign).
En la etapa subaguda del infarto aumenta la sensibilidad de la TC (Fig. XLVII), debido
a una hipodensidad mayor representada por un edema tanto citotóxico como
vasogénico. La cantidad de edema y el efecto de masa son variables. El efecto de
masa de los edemas grandes, que ocurren principalmente en los infartos masivos del
territorio de la arteria cerebral media (Fig. XLVIII), ocasionan borramiento de los surcos
corticales, desplazamiento del ventrículo lateral y de las estructuras de la línea media.
La transformación hemorrágica de un infarto suele ocurrir entre el primer y cuarto día,
produciendo lesiones hiperdensas.
Figura XLVII: TC sin contraste obtenidas de un paciente con ictus cerebral, a) horas después del
accidente cerebrovascular. b) 3 días después mostrando una hipodensidad derecha.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
Figura XLVIII: TC axial. Extenso infarto isquémico de la arteria cerebral media derecha. El efecto de
masa produce borramiento de los surcos y desplazamiento de la línea media.
Entre la segunda y tercera semana la densidad del infarto puede retornar a niveles
normales y ser isodensa, este efecto se denomina efecto de niebla (fogging effect). En
este periodo este efecto puede ocultar o encubrir la lesión [40]. La administración de
contraste puede ser util para delinear los infartos en el periodo subagudo, se produce
un refuerzo intenso en la periferia de la lesión (Fig. XLIX). [41]
Figura XLIX: TC axial post contraste que demuestra refuerzo giriforme del infarto subagudo
en el lóbulo frontal derecho (flecha).
En la etapa crónica el tejido infartado es removido de la lesión, lo que puede producir
una cicatriz parenquimatosa con retracción de la región (atrofia) y dilatación del ESA y
sistema ventricular vecino. En la zona de la lesión se forman cavidades de contenido
líquido (encefalomalacia) que presentan una señal similar al LCR (Fig. L).
A
Figura L: Encefalomalacia. Infartos lacunares crónicos periventriculares (flechas).
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
3.3 RESONANCIA MAGNÉTICA: ENCÉFALO
Aunque la IRM es más sensible que la TC en la demostración de un infarto agudo, no
la puede sustituir en la valoración inicial de un paciente con enfermedad vascular. La
TC es el mejor método para excluir una hemorragia aguda.
Los estudios de RM requieren de una mayor colaboración de los pacientes, lo que
puede resultar difícil en pacientes alterados, puede inducir claustrofobia, y consume
mas tiempo para su realización. También hay que tener en cuenta que los pacientes
críticos que requieren equipos de monitoreo o respiradores no pueden ser explorados
por RM.
La IRM no utiliza radiaciones ionizantes y no se le reconocen daños biológicos, pero
debido a que utiliza campos magnéticos esta contraindicada en pacientes con
fragmentos ferromagnéticos intraoculares o intracraneales, marcapaso cardiaco,
prótesis metálicas, neuroestimuladores, clips de aneurismas, implantes cocleares,
válvulas cardiacas metálicas. [42]
3.3.1 PREPARACIÓN DEL PACIENTE
Al igual que la TC, la realización de la RM de encéfalo no requiere una preparación
previa. Pero es muy importante que el paciente sea cuidadosamente interrogado antes
de ingresar a la sala de exploración para conocer la presencia de los elementos
nombrados en el apartado anterior y que constituyen contraindicaciones absolutas para
realizar el estudio. También es importante saber si alguna vez sufrió herida por arma de
fuego o algún tipo de accidente que pueda haber dejado partículas metálicas en el
cuerpo.
Otros puntos a tener en cuenta son:
 Pedirle al paciente que se quite todos los objetos metálicos, ya que estos pueden
ser atraídos por el imán, y además pueden crear artefactos que dificultan o
imposibilitan ver la anatomía del paciente. Estos objetos incluyen: dentadura,
audífonos, hebillas, joyas, anteojos, llaves, monedas, lapiceras, etc. Tampoco se
pueden ingresar tarjetas magnéticas, relojes, ni teléfonos celulares, ya que estos
pueden resultar dañados.
 El paciente debe retirarse la ropa y colocarse una bata, de manera que cierres o
botones no molesten en la adquisición.
 Explicarle al paciente el procedimiento y brindarle instrucciones para que colabore
durante el estudio. La utilización del espejo de la bobina y el timbre de emergencia
ayuda a reducir la claustrofobia.
 Ofrecerle protección auditiva.
3.3.2 POSICIONAMIENTO
 Acostado boca arriba (decúbito supino).
 Brazos al costado del cuerpo.
 Colocar la bobina de cráneo. La cabeza del paciente se acomoda de manera que
no quede rotada, el centrado horizontal se realiza paralela a la línea interpupilar y el
vertical pasa por el nasion en el plano medio sagital. La inmovilización de la cabeza
se puede realizar colocando pequeñas almohadillas rectangulares a los costados.
 Se pueden colocar almohadas por debajo de las rodillas para mayor comodidad del
paciente.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
Figura LI: Izquierda: posicionamiento del paciente en la camilla de exploración.
Derecha: Colocación de la bobina de cráneo.
3.3.3 PROTOCOLO DEL ESTUDIO
En IRM se obtienen imágenes en distintos planos (Fig. LII), no solo en el plano axial
como en TC. Para planificar los cortes de las distintas secuencias se adquiere primero
una secuencia localizadora en el plano sagital (scout) mediante una medición rápida.
Sobre esta imagen se planifican los cortes axiales y coronales.
SAGITAL
Figura LII: Planos de adquisición.
La angulación para los cortes axiales es paralela a una línea que une rodilla y rodete
del cuerpo calloso. Para los cortes coronales se utiliza una angulación paralela al
tronco.
Figura LIII: Localizador sagital en donde se marcan los cortes axiales (rojo) y coronales (azul).
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
Para el estudio del encéfalo mediante IRM se realizan las siguientes secuencias:
▪ Axial SE-T1
▪ Axial FSE-T2
▪ Axial FLAIR
▪ Sagital SE-T1
▪ Coronal FSE-T2
En caso de hemorragia se agrega:
▪ Axial GRE-T2*
Tabla IV: Parámetros de las secuencias de IRM
Axial
SE-T1
Axial
FSE-T2
Axial
FLAIR
Sagital
SE-T1
Coronal
FSE-T2
Axial
GRE-T2*
TR (mseg)
450-600
3500-4500
5000
450-600
3500-4000
675
TE (mseg)
12-25
100-120
100
12-25
100-120
20
TI (mseg)
-
-
1900
-
-
-
Angulo de
inclinación
-
-
-
-
-
15º
FOV (cm)
24x18
24x18
24x18
24x24
24x18
24x18
5-6 mm
5-6 mm
5-6 mm
5-6 mm
5-6 mm
5-6 mm
1,5-2 mm
1,5-2 mm
1,5-2 mm
1,5-2 mm
1,5-2 mm
1,5-2 mm
Espesor de
corte
Distancia
entre cortes
3.3.4 IMAGEN NORMAL: APARIENCIA DE LA RM
En la exploración del encéfalo mediante IRM se obtienen imágenes en los tres planos.
Los cortes axiales son generalmente mejores para evaluar la morfología de las
estructuras. Los cortes coronales y sagitales son más adecuados para evaluar la fosa
posterior y el tronco cerebral.
Las imágenes potenciadas en T1 tienen alta resolución, permiten obtener mayor
información anatómica, además poseen alta sensibilidad para los medios de contraste
paramagnético, la grasa y la hemorragia subaguda.
Las imágenes potenciadas en T2 poseen alta sensibilidad para la mayoría de los
procesos patológicos ya que detecta fácilmente las colecciones liquidas.
La secuencia FLAIR posee aun más sensibilidad, pero menor resolución. Debido a
que se anula la señal del LCR esta secuencia es muy util para detectar lesiones
periventriculares y corticales.
La señal de las estructuras encefálicas normales cambia de intensidad según la
potenciación de la imagen utilizada. En el siguiente cuadro se representa las
denominaciones utilizadas en IRM para describir los tonos de grises.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
Existen estructuras que aparecen hipointensas en cualquier potenciación como el
aire, hueso y las calcificaciones densas.
Los vasos sanguíneos aparecen sin señal en las secuencias SE, tanto en imágenes
potenciadas en T1 como en T2, debido al fenómeno de “vacío de señal” que se produce
por el rápido flujo de sangre. Las estructuras vasculares se observan fácilmente sin la
necesidad de utilizar medios de contraste.
El liquido cefalorraquídeo (LCR) que ocupa los ventrículos y el espacio subaracnoideo
posee una alta concentración de agua por lo que los tiempos de relajación T1 y T2 son
altos. En las imágenes T1 el LCR posee una señal pequeña y por eso aparece negro.
En cambio, en las imágenes T2 aparece brillante debido a que presenta una alta señal.
En FLAIR ya que se utiliza un TI largo la señal del LCR queda anulada y aparece negra
en la imagen.
Los ventrículos laterales se pueden observar bien en las imágenes axiales y
coronales. Los tres planos son útiles para evaluar el tercer ventrículo y las estructuras
que lo rodean. El acueducto de Silvio es visible en su total extensión en el corte sagital
medio. A veces se puede ver una perdida de señal en el acueducto, incluso en las
imágenes T2 debido al rápido flujo del LCR. El cuarto ventrículo se observa como una
estructura triangular en el plano medio.
Por ultimo, en las imágenes potenciadas en T1 la sustancia gris aparece en un gris
intermedio con menor señal que la sustancia blanca, esta aparece hiperintensa por su
corto T1. En T2, por el contrario, la sustancia blanca aparece más hipointensa que la
sustancia gris por tener un T2 mas corto. [43]
Tabla V: apariencia de los tejidos en las distintas secuencias
SECUENCIAS
T1
T2
FLAIR
LCR
SUSTANCIA
GRIS
SUSTANCIA
BLANCA
HUESO
CORTICAL
AIRE
FLUJO
GRASA
EDEMA
Hipointenso
Hiperintenso
Hipointenso
Gris
Gris
Gris claro
Hiperintenso
Gris oscuro
Gris oscuro
Hipointenso
Hipointenso
Hipointenso
Hipointenso
Hipointenso
Hiperintenso
Hipointenso
Hipointenso
Hipointenso
Gris
Hiperintenso
Hipointenso
Hipointenso
Gris
Hiperintenso
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
A continuación se presentan una serie de imágenes normales potenciadas en T1, T2
y FLAIR obtenidas sobre un mismo plano, donde se pueden evaluar la señal de los
distintos tejidos.
A
B
C
Figura LIV: IRM normal de cerebro. a) Corte axial del cerebro potenciada en T1. b) corte axial del
cerebro potenciado en T2. c) corte axial del cerebro en secuencia FLAIR.
3.3.5 HALLAZGOS POR RM EN EL ACCIDENTE CEREBROVASCULAR
La RM convencional es mucho más sensible que la TC para demostrar pequeños
incrementos en la proporción de agua durante las primeras horas de evolución de la
isquemia [44]. Es particularmente superior en la detección de las lesiones de la fosa
posterior y del tronco cerebral donde la TC esta limitada por el artefacto de
endurecimiento del haz (Fig. LV). También se ven mejor los infartos lacunares y los
pequeños infartos corticales.
A
B
Figura LV: a) TC axial a nivel de la fosa posterior donde se observa una muy discreta área de baja
atenuación (flecha) en el hemisferio cerebeloso izquierdo pero que es difícil de identificar con precisión
debido al extenso artefacto de rayas. b) Imagen axial ponderada en T2 obtenida al mismo nivel muestra
hiperdensidad correspondiente a infarto.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
Los cambios mas precoses (fase hiperaguda) en la IRM son:
▪ Perdida de vacío de flujo intravascular normal.
▪ Tumefacción de la sustancia gris.
▪ Incremento de la señal en T2 y FLAIR.
En el caso de flujo disminuido o ausente se pierde el vacío de flujo, por lo que hay
señal dentro del vaso afectado. Esto puede observarse inmediatamente después de la
oclusión.
Los cambios morfológicos debidos a la tumefacción celular aparecen antes que la
hiperintensidad en T2, aunque son muy sutiles. El efecto de masa producido por el
edema citotóxico produce la compresión de los ventrículos y surcos.
Los cambios de señal que resultan del incremento de liquido intracelular se verán
hiperintensos en las imágenes T2 (entre las 6 y 8 horas) y FLAIR, en esta ultima se
suprime la señal del LCR pero se mantiene la hiperintensidad proveniente del proceso
patológico, por lo que muestra mejor los infartos lacunares y corticales. Las imágenes
T1 son menos sensibles, los cambios en la señal se observan entre las 16 y 24 horas
del inicio, y aparece como hipointensidad. Estos cambios de señal son independientes
del tamaño del infarto y de su etiología.
Figura LVI: imagen axial flair obtenida aprox 4 horas después de la aparición de los síntomas, que
muestra hiperintensidad de la arteria cerebral media derecha lo que indica la perdida del “vacío de flujo”
debido a una oclusión.
A
C
B
Figura LVII: a) TC obtenida 4 horas después de la aparición de los síntomas no demuestra
anormalidades. b) imagen axial FLAIR obtenida 5 horas después demuestra claramente un infarto
en el territorio de la arteria cerebral media derecha. c) en la imagen axial T2 la extensión
del infarto es empañada por la señal del LCR adyacente.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
Luego de las primeras 24 horas, en la fase aguda (1-7 días), el edema aumenta
produciéndose mayor efecto de masa y los cambios en la señal de RM se vuelven más
evidentes (Fig. LVIIIb). El área isquemica continúa apareciendo como un área
hiperintensa en T2 y FLAIR e hipointensa en T1.
A
B
Figura LVIII: a) Imagen axial FLAIR obtenida 6 horas después del inicio de los síntomas demuestra una
zona hiperintensa en la región posterior del lóbulo parietal izquierdo. b) Imagen axial FLAIR
obtenida un dia después muestra la extensión del infarto y el mayor efecto de masa.
En la fase subaguda (> 7 días) el edema comienza a resolverse y el efecto de masa
se vuelve menos evidente, sin embargo el área infartada continua apareciendo
hipointensa en T1 y con alta señal en las imágenes T2. Durante esta fase se produce
un refuerzo con gadolinio que se observa en las imágenes T1, tomando entre 1 y 6
meses en resolverse (Fig. LIX).
En la fase crónica (> 1 mes) el edema se resuelve completamente y los procesos de
atrofia producen el aumento de los surcos y los ventrículos adyacentes [45]. Debido a la
perdida de tejido en el área infartada se produce un aumento de agua que es fácilmente
visible en las imágenes de RM.
Figura LIX: Refuerzo giriforme cortical con Gadolinio.
En el caso de hemorragia, las secuencias SE convencionales son altamente sensibles
para detectarla en su etapa subaguda y crónica. La deoxihemoglobina,
metahemogobina, y la hemosiderina son los productos de degradación de la
hemoglobina. Estas sustancias son paramagnéticas y con la modificación del coagulo
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
causan marcadas alteraciones en las propiedades de relajación. En la fase hiperaguda
de la hemorragia, en la que hay una degradación mínima de la oxihemoglobina y no
existe un coagulo maduro las secuencias de resonancia convencionales son menos
sensibles. Sin embargo, las secuencias eco de gradiente son particularmente sensibles
a las inhomogeneidades del campo magnético inducidas por la presencia de los
productos paramagnéticos de la sangre, produciéndose una disminución de la
intensidad de la señal (Fig. LX).
La mayor utilidad de la RM en el estudio de la HIC es ayudar a establecer la
antigüedad de la hemorragia, ya que posee la capacidad de detectar los diferentes
estadios de la transformación química de la molécula de hemoglobina. Las hemorragias
crónicas son indistinguibles del agua en la TC, por lo que a veces es difícil diferenciar
una imagen secuelar de un hematoma o un infarto, pero si con la RM porque el
hematoma tiene restos de hemosiderina en la periferia.
Tabla VI: señal de la sangre en RM.
Fase
Periodo
Hemoglobina
T1
Hiperaguda
<24
horas
Oxihemoglobina
(intracelular)
Iso o
hipointenso
Hiperintenso
Aguda
1-3 días
Deoxihemoglobina
Hipointensa
(intracelular)
Hipointenso
Subaguda
temprana
>3 días
Metahemoglobina
Hiperintensa
(intracelular)
Hipointenso
Subaguda
tardía
>7 días
Metahemoglobina
Hiperintensa
(extracelular)
Hiperintenso
Crónica
>14 días
Hemosiderina
(periférica)
Hipointensa
T2
Hipointenso
En la fase hiperaguda de la hemorragia intracerebral, la RM mostrará imágenes hipo
o isointensas en T1, con hiperintensidad en T2. En las imágenes en T2 se suele
observar un anillo hipointenso. En estado agudo, la masa de la hemorragia es rica en
deoxihemoglobina, y se comporta hipointensa en T1 y en T2. En estado subagudo
temprano la deoxihemoglobina se transforma en metahemoglobina intracelular, la cual
da una alta señal en T1 en la periferia del hematoma, cambio que subsecuentemente
involucra el centro del hematoma a medida que los cambios químicos progresan desde
la periferia al centro. El T2 es típicamente hipointenso. En el periodo subagudo tardío
se observa metahemoglobina extracelular que produce hiperintensidad tanto en T1
como en T2. En el estado crónico, la hemoglobina se ha degradado en hemosiderina,
localizada principalmente dentro de los macrófagos. Este cambio bioquímico se
correlaciona con una marcada hipointensidad en T1 y en T2. [46]
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
A
B
Figura LX: a) imagen coronal FLAIR que muestra una hiperintensidad izquierda, b) imagen
coronal T2 GRE* que muestra el hematoma hiperagudo con una señal intermedia rodeado de
un marcado anillo hipointenso, c) en la imagen sagital T1 aparece isointenso.
A
B
Figura LXI: a) Corte axial T1. b) Corte axial T2. Estos cortes axiales muestran un gran hematoma
subagudo con hiperintensidad en T1 y T2, con un halo de hipointensidad que corresponde a
hemosiderina, ubicado en la region del nucleo lenticular y capsula externa.
La RM es menos sensible que la TC para detectar hemorragia subaracnoidea [47]. La
HSA es isointensa al cerebro en T1, mientras que las imágenes FLAIR poseen mayor
sensibilidad para detectar la presencia de HSA agudas, subagudas y crónicas.
A
B
C
Figura LXII: Hemorragia subaracnoidea. a) Imagen sagital T1. b) Imagen sagital FLAIR. c) Imagen
coronal FLAIR. Las imágenes FLAIR son más sensibles para detectar hemorragia subaracnoidea, la cual
aparece como un área hiperintensa en la cisterna cuadrigeminal (flecha).
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
3.4 TÉCNICAS DE IMAGEN COMPLEMENTARIAS
La Radiología ha experimentado un gran progreso técnico en los últimos tiempos, al
clásico escáner de rayos X (TC) se incorporó en los años ochenta la RM.
En los ‘90 se produjo el desarrollo de la TC helicoidal, con las múltiples posibilidades
de reconstrucción bidimensional y tridimensional y de obtención de estudios
angiográficos (angio-TC). En esta década también han explotado las posibilidades de la
RM, con el desarrollo de técnicas nuevas, como las secuencias de difusión, perfusión,
espectroscopia y angiografía por RM (o angio-RM). Estas técnicas, que no siempre
están disponibles, abren nuevas posibilidades en el diagnóstico de la patología vascular
cerebral y pueden ser muy útiles en el pronóstico y en el tratamiento.
A continuación un breve resumen de algunas de estas técnicas y de su interés
potencial.
3.4.1 IMAGEN DE DIFUSIÓN Y PERFUSIÓN
Las técnicas funcionales ofrecen la posibilidad de observar las imágenes del ataque
isquémico cerebral en su etapa hiperaguda. Así, las técnicas de difusión y perfusión
permiten una rápida evaluación de todos los procesos que ocurren desde las primeras
horas de la isquemia.
Las imágenes potenciadas en difusión pueden demostrar cambios de señal antes que
sean detectadas en imágenes T2 (Fig. LXIII). [48] La imagen de difusión es sensible al
movimiento microscópico de los protones del agua. Las áreas que tengan una difusión
rápida sufrirán un grado mayor de atenuación de la señal que las áreas con difusión
lenta.
A
B
C
Figura LXIII: Imágenes obtenidas 5 horas después de la aparición de los síntomas. a) Imagen axial
ponderada en T1. b) Imagen axial ponderada en T2. c) Imagen axial ponderada en difusión. Las imágenes
T1 y T2 muestran un leve borramiento de los surcos (flecha), mientras que la imagen de difusión muestra
claramente la extensión del infarto.
Mediante el seguimiento de los valores del coeficiente de difusión aparente (ADC) y la
imagen potenciada en T2 se puede seguir la evolución de un ataque vascular desde la
isquemia aguda al infarto.
Se distinguen tres fases:
a) FASE AGUDA o de EDEMA CITOTOXICO
En los minutos posteriores al accidente isquémico se detecta una caída de los valores
de la difusión del agua. La causa mas probable de la disminución del valor del ADC es la
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
redistribución del agua desde el espacio extra al intracelular por la falla de la bomba de
sodio y potasio.
Esta fase se caracteriza por:
- Las imágenes potenciadas en T2 son prácticamente normales.
- Las imágenes potenciadas en difusión presentan un aumento de señal debido a la
restricción en la difusión (hiperintenso).
- Los mapas de ADC muestran una disminución del valor (hipointenso).
A
B
Figura LXIV: IRM en el ACV agudo. a) imagen potenciada en difusión obtenida 35 minutos después de la
aparición de los síntomas. b) mapa de ADC obtenida del mismo paciente al mismo tiempo.
b) FASE SUBAGUDA
El valor del ADC se normaliza aproximadamente a los 10 días del ataque y tiende a
aumentar con el tiempo a causa del edema vasogénico.
Esta fase se caracteriza por:
- En imágenes potenciadas en T2 aumenta la señal.
- En las imágenes potenciadas en difusión baja la señal como consecuencia del
aumento de la difusión por la mayor movilidad del agua libre.
- En los mapas de ADC se observa una recuperación hacia los valores normales.
Se diferencia en esta fase dos zonas:
Zona intermedia: con ADC bajo y T2 que va aumentando a medida que la necrosis
aumenta.
Zona de pseudo normalización; con ADC normales y T2 elevados, este termino se
utiliza ya que la vuelta a los valores normales de ADC no significa una vuelta a la
normalidad del tejido sino una progresión hacia el infarto.
c) FASE CRONICA
Presenta como características:
- En imágenes potenciadas en T2 alta señal debido a la necrosis.
- En imágenes potenciadas en difusión se observa una zona hipointensa por la mayor
difusión.
- En los mapas de ADC se obtienen valores mas elevados.
La comparación entre las imágenes T2 y el mapa de ADC puede ser util para valorar el
estadio del infarto. [49]
Las imágenes de perfusión valoran como los agentes de contraste en RM se movilizan
a través del cerebro y determinan la zona de tejido cerebral con compromiso del flujo.
Presentan una alta sensibilidad y especificidad en la detención temprana de la isquemia
cerebral.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
Esta técnica demuestra las zonas isquemicas como áreas con un flujo sanguíneo
cerebral relativo (rCBF) y un volumen sanguíneo cerebral relativo (rCBV) reducidos, así
como un incremento en el tiempo de transito medio (MTT) de la sangre a través del
tejido afectado con una imagen hiperintensa (Fig. LXV).
Figura LXV: Cortes axiales de RM por perfusión. En A se observa una zona isquémica con un flujo
sanguíneo cerebral reducido, en B un volumen sanguíneo cerebral disminuido, y en C un incremento en el
tiempo medio de transito de la sangre a través del tejido infartado.
La imagen de perfusión es complementaria de la imagen de difusión. Es util comparar
(matching) las zonas alteradas visibles por uno y otro método. Por lo general el área de
perfusión anormal suele ser mayor que el área de difusión anormal, y el área no
concordante representa la zona de penumbra isquemica [50], la cual progresa hacia el
infarto a menos que exista una rápida reperfusión. La imagen de perfusión sola suele
sobreestimar la zona final de infarto.
Utilizar las imágenes de difusión y perfusión es muy importante porque juntas
proporcionan información sobre la situación y magnitud de infarto desde los primeros
minutos del ACV. Ofrecen información sobre la evolución de la lesión isquémica. Esto
es de gran importancia para escoger el tratamiento apropiado así como para predecir el
resultado y pronóstico.
Figura LXVI: Diferencia entre la imagen de difusión y perfusión obtenidas 3 horas después de la
aparición de los síntomas. El área de perfusión anormal (derecha) es mayor al área de difusión anormal
(izq.), indicando la penumbra isquemica que esta en riesgo de infarto.
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
3.4.2 ANGIOGRAFÍA POR RESONANCIA (ARM) Y ANGIO-TC
Las angiografías por TC y RM son técnicas complementarias muy útiles en la
patología vascular cerebral. Su valor reside en el diagnóstico de lesiones
potencialmente tratables por medios quirúrgicos o endovasculares (accidentes
isquémicos transitorios y placa de ateroma ulcerada) o cuyo diagnóstico influya en el
tratamiento médico.
La ARM se está imponiendo frente a otras técnicas diagnósticas vasculares gracias a
su inocuidad. Permite la valoración de la vascularización cerebral sin la administración
de contraste, por lo tanto, no provoca reacciones alérgicas. Es una técnica en absoluto
agresiva, no necesita punción vascular percutánea ni por lo tanto introducción de
catéteres, con el peligro que éstos suponen en cuanto a probable desprendimiento de
placas de ateroma y embolismos a distancia, disección de la íntima, etc. La ARM es
más sensible en áreas de flujo laminar perpendicular al plano de imagen; en el caso de
flujo turbulento que se produce en las regiones de estenosis o vasos tortuosos se
produce perdida de señal [51]. También presenta una pobre demostración de las
calcificaciones. Presenta el inconveniente de largos tiempos de exploración lo que
puede resultar en artefactos por movimiento, y la evaluación de los pacientes post
operados que contienen clips metálicos no es posible mediante ARM.
Para la obtención de las imágenes angiograficas por RM se utilizan las técnicas TOF
que obtienen las imágenes por la excitación de las estructuras en movimiento (flujo
vascular) saturando la de los tejidos estacionarios (sin flujo) que aparecen sin señal, y
la técnica PC (contraste de fase) que adecua unos pulsos de gradientes a la velocidad
de la sangre en una dirección espacial conocida. La realización de la ARM no requiere
una preparación especial.
Figura LXVII: Polígono de Willis. Técnica TOF 3D.
Durante los últimos años con el avance de la TC helicoidal la angio-TC se convirtió
también en una importante técnica para la evaluación de los vasos cerebrales.
Comparada con la ARM la angio-TC es más rápida, generalmente más disponible, más
sensitiva para detectar calcio en las paredes de los vasos, puede ser usado en
pacientes con clips y otros objetos metálicos incompatibles con la ARM. Las
limitaciones de la angio-TC son el uso de contraste intravenoso y exposición a la
radiación por lo que esta contraindicado en pacientes embarazadas, con insuficiencia
renal, mieloma múltiple, insuficiencia cardiaca congestiva y en pacientes con alergia a
los medios de contraste.
En la realización de la angio-TC se requiere una inyección rápida y uniforme del
material de contraste con una tasa de flujo de al menos 3-4ml/seg y se debe tener en
cuenta que para alcanzar un contraste vascular grande hay que sincronizar con
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
exactitud la adquisición de los datos y el paso inicial del contraste por los vasos.
Existen técnicas para medir el tiempo de circulación del contraste en pacientes
individuales, pero por lo general un tiempo de demora entre la inyección del contraste y
el comienzo del estudio de 15-20 segundos es suficiente para la mayoría de los
pacientes en el estudio del Poligono de Willis (Fig. LXVIII) a fin de que el contraste no
llegue a los senos venosos, en este caso el tiempo se extendería hasta unos 100
segundos (Fig. LXIX). Para del estudio de las arterias carótidas (Fig. LXX) el tiempo de
demora es de 12-15 segundos. Una vez obtenidos los datos se pueden reconstruir las
imágenes utilizando las técnicas MIP (proyección de máxima intensidad) o VRT (técnica
de reconstrucción volumétrica). [52]
A
B
Figura LXVIII: a) MIP axial y b) MIP coronal del polígono de Willis donde se reconocen claramente los
troncos de las arterias cerebrales anterior (91a) y media (91b).
Figura LXIX: MIP sagital de los senos venosos que muestra el contraste en la vena de Galeno (100)
y en los senos recto (102a) y sagital superior (101a).
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A
Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
B
C
Figura LXX: a) MIP lateral, b) MIP anterior y c) reconstrucción VRT de un sujeto normal donde se
observan la arteria carótida común (85), y las arterias carótidas interna (85a) y externa (85b).
El estudio con ARM de las lesiones de la arteria carótida se realizan inicialmente con
TOF-2D, ya que es la que mejor cubre volúmenes extensos de tejidos, pero esta
técnica tiende a sobrestimar el grado de estenosis en la bifurcación carotídea debido a
la perdida de señal por flujo turbulento. La TOF-3D se reserva para la obtención de
detalles adicionales en áreas seleccionadas debido a que este método es más efectivo
en pequeños volúmenes y posee mayor resolución [53], además que es menos
sensible al artefacto de flujo turbulento. La angio-TC ofrece una mayor resolución
anatómica de las lesiones y es especialmente útil en la patología de la bifurcación
carotídea (Fig. LXXI).
A
B
Figura LXXI: las proyecciones a) MIP y b) VRT muestran una deficiencia doble de llenado del contraste:
la arteria carótida interna izquierda (85a) presenta un estrechamiento luminal (flecha roja) poco
después de la bifurcación, y también se observa una estenosis anterior (flecha gris) de la
arteria carótida común (85) cerca del origen de la arteria carótida externa (85b).
En cuanto al diagnóstico etiológico de la HSA, la ARM presenta una gran sensibilidad
para el diagnostico de aneurismas (Fig. LXXII), permite su localización así como la
valoración de sus características específicas y, de este modo, teniendo en cuenta el
lugar de asiento, el tamaño, etc. estudiar la técnica más apropiada para su tratamiento
[54]. El mejor método para el estudio de los vasos intracraneales y Polígono de Willis es
la TOF-3D debido a su mayor resolución (Fig. LXXIII). Sin embargo la angio-TC no
presenta los artefactos por turbulencias o flujo lento que posee la ARM.
- 71 -
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A
________
Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
B
C
Figura LXXII: a) y b) ARM TOF-3Ddel Polígono de Willis en donde se demuestra claramente un
aneurisma gigante de la porción intrapetrosa de la carótida interna izq. c) Imagen coronal T1. Se observa
la señal intensa de la lesión aneurismática (flecha) en su exacta posición anatómica.
Figura LXXIII: ARM TOF-3D muestras obstrucción proximal de la arteria cerebral media derecha
(flecha).
3.4.3 ESPECTROSCOPIA POR RM (ERM)
La ERM proporciona información química del metabolismo celular. Tanto la
resonancia del hidrogeno (1H) y del fósforo 31 han sido usadas para estudiar el tejido
cerebral, pero la sensibilidad a la resonancia magnética de los protones es mayor que
la del fósforo [55]. La espectroscopia de protón permite determinar las concentraciones
de algunos compuestos como lactato, N-acetil aspartato (NAA), la creatina (Cr) y los
derivados de la colina (Cho). En el espectro del fósforo se puede determinar la
fosfocreatina y el ATP.
En el espectro normal del H1, el pico mas alto corresponde al marcador neuronal
N-acetil aspartato (NAA), este es un pico único asignado en un cambio químico de 2.0
ppm. El segundo pico más grande es la colina (Cho) la cual forma parte de la
membrana celular, este es asignado a 3.2 ppm, es único y localizado a la izquierda del
NAA. Si se utiliza con un TE = 20mseg, el nivel de colina puede ser menor que el de la
creatina (Cr) pero siempre menor que el del NAA. El pico de Cr es asignado a 3.03
ppm, se localiza entre los picos de Cho y NAA. Este pico permanece estable en la
mayoría de las condiciones y es usado como un nivel estándar para comparar el nivel
de otros metabolitos. El lactato se encuentra en niveles muy bajos o se encuentra
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Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
ausente, es asignado a 1.32 ppm esta localizado a la derecha del NAA y consiste en
dos picos diferentes denominado “dupleta”. Los lípidos se encuentran en las
frecuencias de 0.8, 1.2, 1.5 y 6.0 ppm, de esta manera pueden ocultar otros
metabolitos. Generalmente los lípidos son resonancias no deseadas que se presentan
por contaminación grasa de la muestra sin embargo esta contaminación depende de la
técnica empleada y si se usa TE largo la contaminación es mínima.
Inmediatamente después de una isquemia aguda hay una pérdida progresiva de ATP
intracelular y de fosfocreatina. La ERM del P31 puede demostrar estas alteraciones
durante los primeros minutos de la isquemia, frente a los cambios de la señal de las
secuencias convencionales de RM.
En la ERM de H1, la depresión del NAA es el hallazgo más consistente en el ictus
agudo. Se cree que el NAA sólo se localiza en los cuerpos neuronales y se ha
demostrado con ERM que disminuye o desaparece del tejido infartado. Esta
disminución puede ocurrir a las horas y continúa en la etapa subaguda y crónica,
posiblemente debido a la perdida de neuronas.
El aumento del nivel de lactato que ocurre de inmediato es otro hallazgo importante y
ha sido atribuido al metabolismo anaeróbico en el tejido isquémico. El estudio de otros
metabolitos, como la colina y creatina, demuestran disminución en sus niveles en el
ictus agudo.
Se piensa que el aumento de la concentración de lactato, con niveles normales de
N-acetil aspartato (NAA), puede representar una isquemia tisular potencialmente
recuperable [56].
Una de las mayores contribuciones de la ERM a la neurología clínica es su capacidad
de cuantificar la perdida neuronal y demostrar daño neuronal reversible.
Figura LXXIV: Espectroscopia normal, de derecha a izquierda aparece el pico más alto del
N-acetil aspartato (NAA) después el pico de la Creatina (Cr) y más hacia la Izquierda aparece
el pico de la Colina (Cho) con una relación normal de 0.5.
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________
Técnicas de imagen para el diagnostico del ACV: TC y RM
CONCLUSIÓN
Es evidente que la detección temprana del ACV es uno de los principales objetivos
del diagnostico por imagen, de manera de poder identificar el área de tejido en riesgo y
que es potencialmente recuperable, ya que esto permitiría tomar las medidas
terapéuticas adecuadas para cado caso y poder predecir la evaluación del paciente con
ictus.
Después de lo expuesto en este trabajo queda claro la gran utilidad de la resonancia
magnética en el ACV, no solo proporciona información anatómica, sino también
funcional y bioquímica.
La RM saca ventaja del hecho de que los protones del agua tienen diferentes
propiedades de relajación dependiendo del entorno bioquímico. La isquemia aguda se
caracteriza por cambios en el balance de electrolitos y agua que alteran el entorno.
Estas diferencias son explotadas para incrementar el contraste y como resultado la RM
es extremadamente sensible en la detección del área isquémica de forma más
temprana que la TC, la cual puede ser normal en las primeras 24 horas. Además, la
IRM es superior en el estudio de la fosa posterior, donde la TC tiene ciertas
limitaciones.
A la gran sensibilidad de las secuencias convencionales de RM se le suman las
imágenes de difusión y perfusión, que son capaces de identificar las regiones afectadas
por la isquemia en la etapa hiperaguda del ictus. La combinación de ambas técnicas
(difusión y perfusión) podría entregar información pronostica ya que diferencian el tejido
cerebral isquémico de aquel con daño irreversible.
La combinación de la IRM y la espectroscopia por RM también debería ofrecer una
información importante y muy útil para el diagnostico y pronostico de los pacientes con
ictus, debido a que se ha estudiado que el aumento de la concentración de lactato con
concentraciones normales de NAA puede representar una isquemia potencialmente
reversible. La principal ventaja de la ERM es que puede estudiar “in vivo “ diferentes
procesos metabólicos sin intervenir en ellos y sin utilizar técnicas agresivas. La utilidad
de la ERM se debe a que posibilita la realización de una caracterización cualitativa y
cuantitativa del tejido y seguir la evolución de estos parámetros a medida que se
desarrolla la enfermedad o con la terapia.
Sin embargo, la TC continúa siendo una exploración muy útil para el estudio del
paciente con ACV dada su mayor disponibilidad, menor costo y menor necesidad de
colaboración por parte del paciente. Además, sigue siendo la técnica de elección para
el estudio de los ictus hemorrágicos. La IRM presenta una menor sensibilidad para la
detección de la hemorragia aguda, y más aun las hemorragias subaracnoideas. No
obstante, esta sensibilidad aumenta en la fase subaguda y crónica, y la IRM puede ser
útil cuando la demostración del hematoma es difícil por TC.
Otras exploraciones, como la angio-TC y especialmente la angio-RM son de gran
utilidad para el diagnóstico etiológico del ACV y tienen la gran ventaja de ser técnicas
no invasivas, en contraposición de la angiografía por cateterismo.
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