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Timestamp: 2019-04-22 03:03:03+00:00

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Figura XXXV - Proyecto final integrador
2.7 ANGIOGRAFÍA POR RM (ARM)
2.8 ESPECTROSCOPIA POR RM
TECNICA Y OBTENCION DE LOS ESPECTROS
Posicionamiento de la bobina
Homogenización del campo magnético.
2.9 TÉCNICAS DE DIFUSIÓN Y PERFUSIÓN Estas técnicas, al igual que la ERM, ofrecen información funcional del tejido estudiado. TÉCNICAS DE DIFUSIÓN
S = S 0 . e (-b.D)
S = S 0 . e (-b . ADC) Imágenes potenciadas en difusión
Volumen sanguíneo cerebral relativo ( Relative Cerebral Blood Volumen : rCBV)
Flujo sanguíneo cerebral relativo (Relative Cerebral Blood Flow: rCBF)
Tiempo de transito medio ( Mean Transit Time : MTT)
SECCIÓN III: APLICACIÓN DE LA TC Y RM EN EL ACCIDENTE CEREBROVASCULAR 3.1. ACCIDENTE CEREBROVASCULAR: DEFINICIÓN Y TIPOS
Tabla I: Clasificación de la enfermedad cerebrovascular según su naturaleza.
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]
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.
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.
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 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.
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.
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]
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 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.
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.
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.
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 (fA) puede expresarse mediante su desplazamiento químico (δA), definido por la expresión:
δA = (fA – fr) 106
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 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]
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.
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.
Los tejidos y los órganos de diferentes personas presentan diferente susceptibilidad magnética que causa cambios en la intensidad del campo magnético. Cuando estos cambios se producen dentro del volumen a estudiar, un núcleo en una determinada célula presenta gran variación en sus frecuencias de resonancia, y esto produce espectros de baja resolución con picos muy anchos y de menor intensidad. Este problema se soluciona colocando la bobina en el centro del imán o muy cerca de el, para así obtener la mayor homogeneidad del campo magnético.
Para eliminar este problema los equipos ya vienen equipados con un conjunto de bobinas que generan gradientes de campo magnético, la corriente que circula por estas bobinas sé varia de manera que se compensen estas in homogeneidades del campo principal. Esto se puede hacer para toda la región sensible de la bobina, o en forma localizada para el voxel del que se quiere obtener el espectro.
Este proceso se realiza siempre con el núcleo de hidrógeno ya que la gran intensidad de la señal del agua permite ser observada en menor tiempo. Se registran sucesivos espectros de protón mientras se varía la corriente que circula por la bobina y se observan las variaciones en la señal del agua hasta que la anchura de la resonancia sea mínima y la intensidad máxima. Conseguir una buena homogeneidad del campo magnético es un paso clave para obtener un espectro del que se pueda obtener la información deseada.
Obtención del espectro
Para diseñar un protocolo de ERM se debe tener en cuenta una serie de factores. La correcta selección del núcleo de observación es básica ya que la sensibilidad magnética y la abundancia natural entre otros factores, determinaran la posibilidad de detectar el metabolito de interés.
Un paso básico en la espectroscopia es la localización de la región de interés en las tres dimensiones del espacio, produciendo el volumen de interés (VOI).
La espectroscopia puede realizarse utilizando dos métodos: espectroscopia de voxel único (single voxel spectroscopy o SVS) o imagen de desplazamiento químico (chemical-shift imaging o CSI). La técnica SVS es la más fácil y rápida para obtener 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.
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.
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.
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 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 S0. Si se repite la secuencia activando un gradiente en una dirección determinada, los núcleos que se mueven en esa dirección van a presentar un mayor desfase y por lo tanto la señal S será menor. Estas dos señales se relacionan por la siguiente ecuación:
S = S0 . e (-b.D)
Donde D es el coeficiente de difusión, y b se denomina factor de difusión que depende de los gradientes utilizados (amplitud, duración e intervalo entre gradientes).
El método para obtener imágenes sensibles a la difusión consiste en una secuencia basada en la SE a la que se le agrega dos pulsos de gradientes que actúan como gradientes bipolares por lo que no se produce efectos sobre la fase de los núcleos estacionarios. Estos pulsos de gradiente se colocan en forma simétrica alrededor del pulso de 180º, separados por un intervalo de tiempo Δ (Fig. XXXVII). El TE debe ser largo para poder aplicar los gradientes, por lo que se potenciara en T2.
Figura XXXVII: Diagrama de la secuencia para las imágenes de difusión. La potenciación de la difusión es función de la duración del gradiente (δ), la amplitud (G) y del intervalo entre los gradientes (Δ).
Esta secuencia es sensible a la difusión solo en la dirección que se aplica el gradiente. Cuanto mayor sea b mayor será la potenciación en difusión, si b es pequeño el contraste en dominado por T2 (contaminación T2 o T2 shine-through). [33]
La ecuación de la difusión considera la difusión libre (isotropica), pero en los tejidos biológicos el movimiento del agua libre esta restringida por la presencia de membranas naturales, como las membranas celulares (difusión anisotropica). Por esta razón en los medios biológicos se debe hablar del coeficiente aparente de difusión (apparent diffusion coefficient: ADC). En consecuencia la atenuación de la señal se expresa como:
S = S0 . e (-b . ADC)
Imágenes potenciadas en 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 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 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.
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.
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.
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). 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]
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.
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]
▪ 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.
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]
Figura x: proyección obtenida cuando el haz pasa a través del objeto representado por f (x, y). rayo suma:
Figura xv: efecto de rayado en una imagen causado por objetos metálicos. ▪ endurecimiento del haz:
Figura xxix: corte de un imán superconductor para irm. bobinas de gradiente
Figura lv: a)
Figura lvii: a)
Figura lxiii:

References: resolución 
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