Source: https://es.scribd.com/doc/114973592/ANGIOGRAFIA-POR-RM
Timestamp: 2016-02-14 21:57:58+00:00

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Alumna: Yamila Evelyn D. Quintana Prácticas: IMAT, Centro Di Rienzo Tutor: Dr. Ricardo Román Fecha: 22 de Septiembre de 2007
INDICE INTRODUCCIÓN Y OBJETIVOS IMÁGENES POR ANGIORESONANCIA MAGNÉTICA FLUJO Turbulencia Relación de Reynolds APARIENCIA DEL FLUJO SANGUÍNEO Factores que generan disminución de la señal - Alta velocidad - Turbulencia - Desfase Factores que generan aumento de la señal - Realce relativo al flujo - Refasaje por ecos pares - Pseudogatillado diastólico FENÓMENO DE FLUJO COMBINADO TÉCNICAS DE ADQUISICIÓN DE IMÁGENES POR ARM Breve descripción de: - Time of Flight (TOF) - Phase Contrast (PC) - Técnicas de Sangre Negra - Técnicas con Gadolinio TÉCNICA TIME OF FLIGHT (TOF) Angulo de inclinación Espesor del plano Tiempo de repetición (TR) Tiempo de eco (TE) Métodos de anulación de la señal de la grasa: - Método DIXON - Secuencia STIR - Técnica SPECIAL - Técnica SPIR TÉCNICA PHASE CONTRAST (PC) Métodos de adquisición: - 2D SLAB PCA - CINE PCA - 3D VOLUME PCA Técnicas de reconstrucción, tratamiento de la información adquirida: - Imagen de Velocidad o Angiográfica - Imagen de diferencia compleja - Imagen de diferencia de fase - Imagen de fase pesada en magnitud
Máxima Velocidad (Venc ) Tiempo de eco (TE) Tiempo de repetición (TR) Angulo de inclinación Tamaño del voxel Número de excitaciones (NEX) TECNICAS CON GADOLINIO POSTPROCESAMIENTO Y VISUALIZACIÓN - Demostración de Superficies Sombreadas (SSD) - Representación de Volumen (VR) - Proyección de Máxima Intensidad (MIP) ARTEFACTOS - Artefactos de Adquisición - Artefactos de Reconstrucción CONCLUSIÓN BIBLIOGRAFÍA
INTRODUCCIÓN y OBJETIVOS Introducción La resonancia magnética (RM) es un fenómeno físico por medio del cual ciertas partículas como los núcleos atómicos con un número impar de protones y/o neutrones, como el núcleo del hidrógeno (H), pueden absorber selectivamente energía electromagnética de radiofrecuencia al ser colocados bajo un potente campo magnético. Cuando se introduce al paciente en el imán, los núcleos de H se alinean con el campo magnético principal (B0) creando un campo magnético que tiene la misma dirección y sentido que la de B0 (magnetización longitudinal) por lo que no puede medirse directamente. En este caso se dice que los núcleos de H se encuentran en estado de equilibrio. Como únicamente se puede medir la magnetización en el plano transversal se aplican, con una bobina emisora, pulsos de radiofrecuencia (RF) que tengan la misma frecuencia que la frecuencia de precesión de los H provocando una transferencia de energía entre estos dos sistemas, entrando ambos en resonancia. Durante éste proceso los núcleos del cuerpo absorben energía y pasan de un estado de reposo a un estado de excitación, es decir que disminuye la magnetización longitudinal y aparece una magnetización transversal. Al cesar el pulso de RF sucede el proceso inverso, los núcleos tienden a regresar a su situación de reposo, de mayor estabilidad, liberando la energía previamente absorbida; a éste fenómeno se lo llama relajación. Esta liberación energética induce una señal eléctrica que es recogida por una bobina receptora, siendo decodificada y reconstruida formando una imagen. Por último, los distintos tejidos pueden diferenciarse potenciando la imagen en T1, que es el tiempo que tarda la magnetización longitudinal en recuperar su estado de equilibrio (también llamado tiempo de relajación longitudinal), o en T2, que es el tiempo que tarda la magnetización transversal en disminuir su valor (también llamado tiempo de relajación transversal). Además, el valor de la magnetización es proporcional a la densidad de H, por lo que también se puede potenciar la imagen en densidad (DP). Por otra parte, hay que destacar que la RM es muy sensible a los movimientos de flujo. Los efectos del flujo son responsables de una cantidad de artefactos que pueden disminuir el valor diagnóstico de las imágenes. Pero también, estos efectos de flujo, pueden ser utilizados ventajosamente para obtener imágenes de la anatomía vascular como técnica no invasiva. Dicha técnica es llamada Angiografía por Resonancia Magnética (ARM), la cual es una representación y caracterización de los vasos sanguíneos y del flujo de sangre. Esta técnica de ARM no siempre es una representación anatómica precisa del lumen de un vaso, también es una representación funcional del mismo la cual refleja el patrón del flujo sanguíneo y de sus velocidades. De ésta forma no
sólo se evalúa la anatomía vascular sino que también se puede cuantificar, por ejemplo, el compromiso hemodinámico de las estenosis vasculares, como también identificar otras patologías. Objetivos En el presente trabajo se describirán las técnicas de adquisición de ARM más utilizadas y sus principales aspectos como método diagnóstico. Se definirán los factores que contribuyen a la formación de las imágenes, siendo el flujo sanguíneo el principal. Además, se describirá brevemente los métodos de reconstrucción de la imagen, así como también, aspectos relacionados con la calidad de la imagen, como lo son los artefactos.
decodificadas y reconstruidas por software. El flujo puede ser laminar o turbulento.
. generando una presión intratorácica que hace disminuir el flujo sanguíneo en la cavidad torácica sobre todo en las venas).IMÁGENES por ANGIORESONANCIA MAGNÉTICA Como he explicado anteriormente. en algunos casos. Por ej. en la diástole (generando. Para comprender la técnica de ARM es necesario definir algunos conceptos como los desarrollados a continuación. seguida de una desaceleración también brusca. ausencia de flujo o flujo retrógrado). La primera es la que se utiliza en las técnicas de flujo TIME OF FLIGHT (TOF) y la segunda se debe a las técnicas de fase PHASE CONTRAST (PC). Los programas de flujo le dan una dimensión funcional al estudio. De ésta forma no sólo se evalúa la anatomía vascular sino que también se cuantifica el aspecto hemodinámico.: la identificación de estenosis vasculares. se aprovecha para generar imágenes en las que se diferencian los núcleos móviles de los estáticos o sea. el arterial presenta una aceleración brusca luego de la sístole. la creación de una imagen mediante ARM requiere. La sensibilidad de la RM a los movimientos de los núcleos de hidrógeno (H) en la obtención de imágenes estándar. En un vaso. o anomalías de los tejidos perivasculares que provocan cambios en la velocidad del flujo sanguíneo. la aplicación de un gradiente de pulsos de RF sobre un área anatómica que posea un campo magnético. por lo que se dice que la velocidad es nula junto a la pared. los tejidos. formando así la imagen. Por el contrario. los elementos de volumen (vóxels) que poseen flujo en su interior de los que no presentan movimiento. al igual que en la obtención de imágenes estándar (IRM). A continuación. el flujo es más rápido en el centro que en los bordes. debido a que con ellos se pueden calcular velocidades (en cm/seg) y volúmenes (en ml/seg). Las diferencias entre los núcleos móviles y los estacionarios pueden deberse a la absorción selectiva de los pulsos de RF o también al desfase generado por su desplazamiento bajo gradientes magnéticos. emiten radioseñales que son recogidas por las bobinas y. y su aceleración (cm/seg²) El flujo venoso tiene generalmente una velocidad constante. aunque puede verse afectado por la respiración o maniobras de Valsalva ( esta maniobra es el intento de hacer una exhalación con la glotis cerrada o la boca y la nariz tapadas. FLUJO Un flujo se caracteriza por: su velocidad (cm/seg).
Turbulencia La turbulencia se define como el movimiento al azar de elementos fluídos. este movimiento al azar produce desfase de los núcleos de H y en consecuencia pérdida de señal.A medida que la velocidad se incrementa o el flujo es perturbado (por ejemplo: por placas de aterosclerosis) se desarrollan turbulencias. La velocidad alta y la turbulencia no son términos equivalentes. Esta apariencia es muy influenciada por factores relacionados a la secuencia de imagen y a la imagen en sí misma. La turbulencia se presenta cuando las velocidades varían al azar. más allá de una estenosis. por ejemplo. Las características de flujo constante en tubos se describen por la relación de Reynolds. Un flujo laminar puede mantenerse a alta velocidad en tubos de diámetro pequeño y.
Figura 1: representación del fenómeno de separación del flujo en laminar y turbulento en arterias normales y anormales (por ejemplo. el torrente que previamente era de líneas paralelas puede separarse y formar turbulencia. La señal de la sangre fluyendo depende de: La posición del corte que contiene el vaso con respecto al resto del volumen de imagen multicorte. placas de aterosclerosis). La sangre fluyendo puede aparecer brillante u obscura dependiendo de la velocidad. por otro lado. Siempre que un vaso se expande.
. El tiempo de repetición (TR) El tiempo de eco (TE) El Nº de eco El espesor del corte. puede ocurrir turbulencia a bajas velocidades en tubos de diámetros mayores.
Por lo tanto se puede predecir una turbulencia con dichos números. 2) R
V(r): perfil de velocidad. R²: radio.seg)) la densidad (g/cm³)
densidad ⋅ velocidad ⋅ diámetrodeltubo vis cos idad
(Ec. para valores superiores a 2100. Esta aproximación es sólo para flujo constante en tubos de paredes lisas y que no se ramifican. la bifurcación o ramificación del vaso. 1)
Para los Nº de Re menores que 2100.El Nº de Reynolds (Re) es adimensional y depende de las siguientes características del fluido: la velocidad (cm/seg) el diámetro (cm) la viscosidad (g/(cm. En el flujo laminar el perfil de la velocidad (V(r)) está dado por la siguiente ecuación: V( r ) = Vmax r2 ⋅ (1 − 2 ) (Ec. Esta ecuación describe el perfil parabólico de la velocidad. generando remolinos y turbulencia. La velocidad promedio en el lumen del tubo es:
V = Vmax (Ec. Es la velocidad medida a una posición radial r. El flujo laminar proviene de las fuerzas entre la pared y el fluido formando capas concéntricas que tienen la misma velocidad. Cualquier irregularidad en la pared (por ej. medida desde el centro. el flujo es turbulento. 3) 2
. Vmax: máxima velocidad en el centro. o la pulsación perturbará el flujo laminar. el flujo es laminar. r²: punto o posición de medición. debido a placas ateroscleróticas).
La apariencia de la sangre fluyendo puede ser influenciada por el efecto TOF (los protones de la sangre al moverse tienen una absorción selectiva de los pulsos de RF) y también por el efecto de cambio de fase (PC) (al desplazarse bajo gradientes magnéticos). APARIENCIA DEL FLUJO SANGUÍNEO La apariencia de la sangre fluyendo puede ser considerada en base a un crecimiento o decrecimiento de la señal recogida por las bobinas. Tres factores.
. así aneurismas. pueden generar un incremento en la intensidad de la señal: • • • REALCE RELATIVO AL FLUJO REFASAJE POR ECOS PARES PSEUDOGATILLADO DIASTÓLICO
Estos fenómenos producen una ganancia de señal que puede ser confundida con una patología. que hay trombosis o que existe sangre estancada. La falta de un flujo nulo esperado puede indicar que el flujo es lento. malformaciones arteriovenosas (MAV) y angiomas venosos pueden ser identificados. que se da en los vasos normales.Figura 2: comparación de flujo laminar y turbulento. también independientes. Tres factores independientes generan una disminución en la intensidad de la señal: • • • ALTA VELOCIDAD TURBULENCIA DEFASAJE
Estos conducen al flujo nulo o ausencia de señal causada por el flujo rápido.
La señal también puede verse en sangre estancada o sin movimiento (sin estar coagulada) en el momento de la adquisición (pseudogatillado diastólico). no devolverá ninguna señal. La magnitud de la pérdida de señal por alta velocidad es una función lineal de dicha velocidad de los protones y refleja las proporciones relativas de 2 poblaciones de protones: los que están dentro del corte para recibir los pulsos de RF apropiados y aquellos que no lo están. PC: se provoca un movimiento inducido.TOF: se aprovecha el simple movimiento de los protones. la fracción de protones que son expuestos al pulso inicial de 90º y fluyen fuera del corte es: V ⋅ (TE / 2) ∆z (Ec. ALTA VELOCIDAD Una señal de Spin Eco se obtiene al recoger los ecos obtenidos luego de excitar a un grupo de protones con los pulsos de RF 90º y 180º de una secuencia Spin Eco (se los llaman pulsos porque su emisión dura milisegundos. De éste modo. en donde con cada eco se forma una imagen. al cambiarle la fase a los protones. A continuación se describirán brevemente cada uno de éstos efectos. El efecto TOF puede conducir a una pérdida de señal (efecto conocido como TOF Loss o Pérdida de Señal por Alta Velocidad) o a una ganancia de señal (conocido como Realce Relativo al Flujo o Fenómeno de Entrada). El cambio de fase inducido por movimiento (PC) puede ser reversible (efecto conocido Defasaje de Primer Eco y Refasaje por Ecos Pares) o irreversible (Efecto Turbulencia). sólo los protones que se encuentran dentro de un corte bien definido son expuestos a dichos pulsos. y se los identifica con éstos valores debido a que el ángulo de giro de la magnetización tiene esas amplitudes). durante el intervalo entre pulsos (TE/2) cada uno se habrá movido una distancia V*(TE/2). con cada pulso de refase de 180º se genera un eco. La última población puede ser dividida además en protones que fluyen dentro del corte no habiendo adquirido el pulso inicial de 90º y los que fluyen fuera del corte antes de adquirir el pulso de 180º. Si se sigue el curso de todos los protones que estaban en el corte en el momento del pulso inicial. Por eso la pérdida de señal por alta velocidad ocurre cuando los protones no permanecen el tiempo suficiente dentro del corte para adquirir ambos pulsos necesarios para formar un eco de spin. El tiempo que transcurre entre los pulsos de 90º y 180º es llamado intervalo entre pulsos y es el TE/2. por lo que cuando el ciclo de pulsos tiene más de una señal de eco se denomina Secuencia Multieco. 4)
. Estos protones moviéndose una distancia igual a un espesor de corte (∆z) o más. En las técnicas multislice usadas en la actualidad.
la fracción de protones que quedan dentro del corte hasta el pulso de 180º es: V ⋅ (TE / 2) 1− (Ec. el flujo laminar se encuentra en una
. el de 90º y 180º. TURBULENCIA Como se describió anteriormente. Sólo los H que reciban ambos pulsos. 5) ∆z Por lo que la señal de RM es proporcional al Nº de protones que quedan dentro del corte para recibir el pulso de 180º. Los protones que abandonan el corte después del pulso de 180º aun devuelven señal como si estuvieran dentro del corte en el momento del eco de spin.Por consiguiente. la turbulencia se caracteriza por el movimiento al azar de elementos fluidos. Este movimiento al azar produce desfase y en consecuencia pérdida de señal. Los que reciban el pulso de 90º y luego dejan el corte antes de recibir el pulso de 180º no emiten señal. la intensidad de señal es cero. darán señal. Se pueden definir varias regiones en un flujo que pasa por un tubo. Para velocidades mayores que 2∆z/TE.
Figura 3: representación de la pérdida de señal por alta velocidad (TOF loss). La mayor turbulencia está en el centro del tubo. El perfil de velocidad (variación de velocidades dentro del vaso) es más monótono para un flujo turbulento que para un flujo laminar en el que dicho perfil es parabólico.
La pérdida de señal por defasaje se da en el primer eco y en todos los ecos impares. la cantidad de defasaje es mayor. la mayor fluctuación al azar de los componentes de la velocidad es mayor en ésta zona buffer. Curiosamente. la vista axial que presenta el centro turbulento. se observa la vista lateral. En el medio. Si ellos están fuera de fase al momento del eco de spin. la zona buffer y la subcapa con el flujo laminar. En la parte superior.
Figura 4: Flujo transicional en un tubo de radio R.subcapa delgada en el límite del tubo y una zona buffer separa el núcleo turbulento del límite laminar. la señal está perdida. todos los ecos impares tienen la intensidad de señal disminuida (debido al defasaje) y los ecos pares tienen aumento de la intensidad (debido al refasaje). Cuanto más empinado es el perfil de velocidad parabólica del flujo laminar (o sea.
. DEFASAJE El defasaje resulta cuando todos los protones en el voxel no se mueven a la misma velocidad a través de un campo magnético gradiente y así acumulan una cantidad diferente de fases. Cuando múltiples ecos son adquiridos en un eco tren. el defasaje visto en el primer eco puede ser reconstituido (refasaje) en el segundo eco. cuanto mayores son las diferencias de velocidad en el vaso) y cuanto mas fuerte es el gradiente. Si el flujo laminar es constante y continuo hasta que un segundo eco es adquirido.
e imágenes pesadas en T2. ésta puede ser. no ocurrirá refasaje completo del eco par. la señal del flujo nulo normal está perdida y puede verse una alta señal intraluminal. Pero no hay que confundirse ya que. aquellos en los cuales el TE del segundo eco es el doble que el del primer eco. Cuando la adquisición de una imagen de RM es intencionalmente gatillada (aplicada) por la onda R del ECG. Siempre que se observa en el pseudogatillado diastólico de una arteria una señal alta. identificada por error confundiéndola con un trombo o un tumor. Pero esto es posible sincronizando el ciclo cardíaco con la RM. el flujo es alternativamente rápido durante la sístole y lento o ausente durante la diástole.REFASAJE POR ECO PAR El refasaje sólo ocurre para un flujo con velocidad constante en un gradiente lineal. Así cuando aumenta la aceleración del flujo o aumenta el gradiente de campo. en un largo TR (tiempo de repetición). con estancamiento. posicionando al paciente de tal forma que el corte en cuestión esté en el interior del volumen imagen. PSEUDOGATILLADO DIASTÓLICO La alta señal resultante del estancamiento de sangre también puede ser vista en arterias bajo ciertas condiciones. sin el gating cardíaco intencional. Si aun así es vista una señal alta en los cortes adquiridos con un intervalo de R (onda R del ECG) correspondiente a la sístole cardíaca entonces se confirma que hay presente una patología. En tales casos el estudio debe ser repetido con gatillado cardíaco.
Figura 5: Diagrama de un ECG que representa la adquisición de una imagen de RM con gatillado cardíaco. DP (densidad protónica). También el flujo puede ser enlentecido significativamente sólo por el hecho de que el paciente esté incorrectamente posicionado. El refasaje de eco par resulta en una intensidad más alta para ecos pares respecto de los ecos impares precedentes. particularmente. es decir. Durante un ciclo cardíaco dado. se observa una alta señal intraluminal en arterias durante la diástole que durante la sístole. probablemente. esto es visto principalmente para ecos simétricos. Debido a esto la señal alta puede simular una masa intraluminal o un trombo.
2D y 3D. el máximo realce de flujo ocurre en el corte de entrada para un dado sistema de imagen. desmagnetizada. mientras que el resto del tejido estacionario adyacente permanece parcialmente saturado a un cierto grado dependiendo de su propio T1 y el TR seleccionado. cuya intensidad máxima depende del intervalo TR entre excitaciones y de la cantidad de recuperación de la magnetización longitudinal que ha ocurrido (reflejando el T1 de la sangre no coagulada). La señal intraluminal es mayor a una velocidad a la cual toda la sangre que está en el corte es reemplazada en el intervalo TR entre excitaciones.REALCE RELATIVO AL FLUJO Cuando evaluamos los efectos del flujo. El realce relacionado al flujo es así más pronunciado a TR cortos en imágenes pesadas en T1. mientras que la imagen es obtenida solamente en la región homogénea del centro del imán. El efecto es también mayor para tejidos estacionarios con tiempos de relajación T1 más largos. la sangre restante parcialmente saturada (es decir. Cuando el flujo se mueve a la velocidad V (Ec. La ecuación 6 indica ese realce de flujo para TR cortos cuando el flujo va a velocidades altas. El grado de realce relativo de la sangre fluyendo también refleja la limitada recuperación longitudinal del tejido estacionario adyacente. La fuerte señal obtenida de sangre insaturada intraluminal refleja magnetización total. La exposición a los posteriores pulsos de 90º en el interior del volumen imagen devuelve una señal más débil. Cuando el flujo sanguíneo entra lentamente en el primer corte de un volumen de imagen multislice (múltiples cortes por cada TR de la secuencia usada). Esto es cierto para el corte de entrada de ambas adquisiciones. 6). Esto es lo que se conoce como REALCE RELATIVO AL FLUJO O FENÓMENO DE ENTRADA.
. Esto ocurre a la velocidad V: ∆z V= (Ec. 6) TR Cuando los protones que están fluyendo son expuestos a su primer pulso de 90º. para detectar la señal de eco de spin procedente de ese corte. Esto es donde la bobina de RF es posicionada para excitar selectivamente protones dentro de un corte delgado y. en consecuencia. es importante recordar que la sangre puede llegar a ser magnetizada en cualquier parte dentro del diámetro interior del imán. devuelven una señal más fuerte. con un valor cada vez menor de la componente longitudinal de la magnetización) proveniente de la secuencia previa es reemplazada por sangre totalmente insaturada.
3. siendo separados por el intervalo entre la excitación de cortes sucesivos. uno debe estar familiarizado con unos pocos detalles de la técnica de imagen multislice (que varia entre los distintos fabricantes). Generalmente la excitación ocurre para los cortes consecutivos (es decir: 1. el Realce Relativo al Flujo puede verse en cortes profundos. Para entender el mecanismo del realce de flujo para cortes profundos con respecto al corte de entrada. cocurrent (en la misma dirección) o contra ella. proporcionando un realce de flujo en una zona más profunda en el volumen de imagen.2. esto es: ∆z (Ec. sin embargo.
.η).…. Los pulsos de 90º para un corte dado están separados en el tiempo por un intervalo TR. Así para velocidades superiores a V. el intervalo entre excitaciones a sucesivos niveles es TR/η. 7) V0 = TR / η La intensidad de señal intraluminal depende de si el flujo es en la dirección de la onda de excitación del corte. los pulsos de 90º son aplicados más frecuentemente. esto es. insaturados. Considerando sólo la excitación de cortes consecutivos. countercurrent (en dirección opuesta). Si la sangre fluyendo puede evitar la exposición al pulso de 90º en el primer corte. retiene completamente su magnetización hasta que llega a un corte interno. La intensidad de señal es mucho mayor para flujo countercurrent que para flujo cocurrent. Si η cortes son adquiridos durante un intervalo TR. la sucesión de pulsos de 90º aparece como una onda de excitación del corte que se mueve a través del volumen de imagen a una velocidad Vo para un corte de espesor ∆z durante el intervalo TR/η. aunque también es comúnmente usada en cortes impares. o sea. Para el volumen de imagen como un conjunto.Figura 6: los spins que se mueven ingresando al corte están totalmente relajados. generando un alta intensidad de señal.
Si la alta señal se nota en un corte interno durante la sístole cardíaca. El defasaje aumenta a medida que aumenta la velocidad. puede estar asociado el realce relativo al flujo.
. el realce puede ser notado en cortes más profundos. Por consiguiente. achicando el espesor de los cortes aumentan las pérdidas de señal por efecto TOF. el perfil parabólico laminar se empina. Esta tendencia a la pérdida de señal disminuye parcialmente la ganancia de la misma que había resultado del realce relativo al flujo. siendo máximo en el primer corte a velocidad V (Ec. Como la velocidad aumenta desde cero. el refasaje de eco par reconstituye la señal perdida que había ocurrido durante el desfase del primer eco. aumentando los efectos de defasaje – refasaje. el realce relativo al flujo es excluido de las causas de alta señal. es importante distinguir la intensidad de señal aumentada a causa del realce relativo al flujo de aquella causada por un tumor o un trombo. Debido a que la alta señal solamente puede verse en una arteria si el pseudogatillado diastólico está presente. debe sospecharse un realce relativo al flujo.FENÓMENO DE FLUJO COMBINADO Los fenómenos de flujo ya descriptos a menudo ocurren en combinación. el pseudogatillado diastólico puede estar presente. si la señal intraluminal en una segunda imagen de eco es aquella esperada en base a los tiempos T1 y T2 de la sangre estancada. su influencia no puede estar clara o manifiesta hasta el segundo eco. Para velocidades y diámetros vasculares comparables. 6). la intensidad de la señal puede empezar a decrecer en el primer corte debido a las pérdidas de compensación y el defasaje. debido al empinamiento del perfil parabólico de la velocidad y a la disminución de la coherencia en la orientación de los spins dentro del voxel. se incrementa en la imagen del segundo eco porque un período mas largo está ahora disponible para el flujo de spins saliendo antes de la exposición al segundo pulso de 180º. Si un segundo eco es adquirido y el flujo laminar continúa a la misma velocidad hasta el segundo TE. Cuando la intensidad de la señal de una vena es particularmente fuerte en la segunda imagen del eco. Pueden tener un efecto aditivo o compensatorio en una sola adquisición de spin eco. La pérdida de señal se debe al efecto TOF. ya que este realce puede ser enmascarado por defasaje en la primera imagen de eco. el realce relativo al flujo se incrementa inicialmente en los cortes cerca de la superficie de entrada. sin embargo. sin embargo. Clínicamente. Como el diámetro vascular disminuye para una dada tasa (o velocidad) de flujo. Cuando la alta señal es vista en una arteria. el estudio debe repetirse con gatillado cardíaco. Como la velocidad continua incrementándose. El refasaje de ecos pares debe restaurar solamente la señal que estaba perdida en el primer eco. disminuyendo la intensidad de señal.
según la velocidad del flujo. Este desfase se puede medir. La sangre. en consecuencia.TÉCNICAS DE ADQUISICIÓN DE IMÁGENES POR ARM La Angiografía por RM se puede realizar actualmente mediante cuatro técnicas las cuales se describen brevemente a continuación: Time of flight (TOF) Se basa en el realce de los vasos aumentando la señal de los protones móviles de la sangre y. La alta señal de la sangre se basa en el fenómeno de Realce de Flujo que muestran los vasos en las secuencias de eco de gradiente. pero es más lenta que la 2D y posee menos sensibilidad en las estenosis. Las imágenes se pueden adquirir en 2D y 3D. los protones de la sangre fuera del corte que llegan con un vector de magnetización longitudinal grande no tienen tiempo de saturarse durante su paso por el corte. Las secuencias usadas en PC son las de eco de gradiente con ángulo limitado. También. La 3D muestra más detalle y está indicada en vasos finos y tortuosos. en vasos periféricos y en estudios en fase venosa. la cual se basa en la evaluación de cada voxel seleccionando el de máximo valor que es el que representa. manteniendo un vector de magnetización longitudinal grande por lo que. Se aplican gradientes bipolares en las 3 direcciones del espacio. principalmente en estudios 3D en estenosis críticas. siendo posible observar selectivamente arterias o venas. ignorando las otras intensidades. aplicando bandas de saturación para eliminar el flujo en una dirección determinada. La señal de los tejidos que rodean los vasos (tejidos estacionarios) se atenúa o suprime por la aplicación de tiempos TR muy cortos que saturan su señal. que no se compensa con el segundo gradiente. cuya principal característica es la obtención del eco mediante la aplicación de
. La técnica 2D es más rápida pero tiene menor resolución espacial. suprimiendo la señal de los protones de los tejidos estacionarios. Los cortes obtenidos se reconstruyen y se visualizan habitualmente mediante técnica MIP. mantiene un cierto cambio de fase al moverse fuera del plano. sin embargo. La selección y amplitud de los gradientes permiten mostrar sangre arterial o venosa. en estudios arteriales la técnica 2D tiende a sobreestimar el grado estenótico apareciendo zonas (o gaps) de ausencia de señal segmentaria en estenosis críticas. Los vasos se muestran mejor si son perpendiculares a la dirección del corte. simultáneamente. Los tejidos estacionarios no presentan una ganancia neta de la fase al compensarse el gradiente positivo con el negativo. Phase contrast (PC) 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. muestran una alta señal. Por el contrario. Al igual que la TOF se puede adquirir en 2D y 3D reconstruyendo y visualizando las imágenes por técnica MIP. En ésta técnica TOF la señal puede realizarse con gadolinio endovenoso.
Con ésta técnica los tiempos de exploración son más cortos que en las técnicas anteriores (del orden de segundos) pudiendo hacerse con respiración sostenida. que permiten la utilización de TR mucho más cortos que en SE. como el gadolinio. A continuación se describen con más detalle. y la posterior formación de dos o más ecos de spin producidos por pulsos de refase de 180º. mayor es el grosor del corte y mayor es el parámetro TE. en vez de pulsos de refase de RF de 180º. como la secuencia TurboSE (TSE). El efecto también se aprecia en las secuencias SE multieco. Generalmente se utiliza la técnica 3D con secuencias de eco de gradiente con TR y TE muy cortos. Esta combinación de ángulo limitado y refase por gradientes permite acortar el tiempo de adquisición de la imagen notablemente. Técnicas con gadolinio La ARM con contraste se basa en el acortamiento del T1 de la sangre cuando se inyecta una sustancia paramagnética. El ciclo de pulsos de esta secuencia se caracteriza por la aplicación de un pulso de excitación de 90º. Las dos Técnicas más utilizadas son TOF y PC. no emiten señal. la señal proviene de los tejidos estacionarios. mientras que la sangre se visualiza negra. igual que en SE. que debe ser transformada por la ecuación de Fourier para obtener una imagen interpretable) con una fase distinta. El gadolinio produce una rápida recuperación del vector magnetización longitudinal (acortamiento del T1) de la sangre. y la consiguiente pérdida de señal. Los protones estacionarios reciben ambos. mientras que los móviles que han abandonado el corte antes del pulso de refase. Este efecto de sangre negra aumenta a medida que aumenta la velocidad de la sangre. Para producir una señal los protones deben recibir un pulso de excitación y otro de refase de 180º. ésta última es una secuencia rápida desarrollada como modificación de la secuencia SE multieco. que no se satura aunque se usen tiempos de repetición muy cortos. menores de 90º para no saturar la muestra. Al contrario de lo que sucede en las 2 técnicas anteriores. Junto con éste tipo de refase se utilizan ángulos de excitación limitados. La característica básica es que cada eco se codifica en el espacio K (que es una matriz que contiene la información adquirida de la relajación de los spins. Técnicas de sangre negra Se basan en la pérdida de señal que presentan los protones móviles en las secuencias basadas en los ecos de spin. mientras que los tejidos estacionarios sufren el efecto de la saturación.
.gradientes alternantes o inversos.
Este efecto es llamado fenómeno de entrada al corte (entry phenomenon) o realce de flujo (flow related enhancement). ello implica que aunque la sangre salga del plano inicial podrá ser seguida y obtener de ella un eco a lo largo de otros planos mientras conserve la diferencia con los voxels estacionarios correspondientes. Es fundamental. cuanto mayor sea el número de spins relajados que ingresan en el corte durante cada TR. incluyendo parámetros específicos del tejido como el T1. alcanzando un valor máximo en el caso de que todos los spins sean reemplazados por sangre nueva. Las diferencias observadas en la señal son equivalentes a las diferencias que hay en la magnetización longitudinal de los voxels estacionarios con respecto a los voxels que contienen flujo o movimiento. Si el TR es suficientemente largo como para que los spins de los voxels estacionarios se relajen completamente no veremos diferencias entre los estacionarios y los móviles. El flujo sanguíneo en el vaso mueve los spins fuera del corte.
. Esto quiere decir que para tiempos de repetición más cortos que el tiempo de relajación longitudinal de los spins estacionarios que se encuentran dentro del corte. el valor de la magnetización va disminuyendo hasta alcanzar un estado estacionario que será el que defina el valor que presentarán los voxels estacionarios y los móviles. y parámetros geométricos como el espesor del corte o la velocidad del flujo sanguíneo. Si se aplica otro pulso de RF después de un tiempo TR los voxels estacionarios darán una señal diferente a la que proporcionen los voxels donde circula sangre. los cuales no pueden ser sometidos a los pulsos de RF. siendo reemplazados por núcleos nuevos no excitados (totalmente relajados) que ingresan en el plano con sangre nueva. En los voxels donde circula sangre. y el TR. Después de cada TR. mayor será la señal. la señal es disminuida debido a los efectos de saturación parcial (o sea que la señal es menor que cuando los spins están totalmente saturados o. dicho de otra manera. Para recoger la señal es imprescindible obtener un eco durante el tiempo de vuelo por el plano (el cual se obtiene por inversión del gradiente. que no es selectivo del plano como el obtenido en SE). parámetros específicos de la secuencia como el flip angle (ángulo de giro). Esta diferencia de señal es la que se utiliza para visualizar los vasos. por lo que se utilizan las secuencias GE. es decir que cuanto menor sea el TR habrá más diferencia en las intensidades de señal.TÉCNICA TIME OF FLIGHT (TOF) Los núcleos de H móviles que se encuentran en el plano de imagen en el momento de la excitación absorben el pulso de RF y se relajan mientras van saliendo de dicho plano siguiendo la corriente sanguínea. La cantidad de realce de flujo depende de varios factores. que la magnetización no está completamente relajada). Dichos spins insaturados o totalmente relajados tienen un completo equilibrio de magnetización y por lo tanto al entrar al corte producen una fuerte señal. para esto. mucho más fuerte que la de los spins estacionarios. trabajar con valores pequeños de TE.
que permite formar una imagen con los valores de la relajación de los núcleos del voxel excitado.Las secuencias GE utilizan un pulso inicial con un ángulo determinado αº y un gradiente bipolar. TE el tiempo de eco y TR el tiepo de repetición de la secuencia. que los pone en fase nuevamente.
. la obtención de la imagen se hace de forma que el plano sea perpendicular a la dirección del vaso. los tiempos de adquisición. En la TOF 2D. para luego aplicar un gradiente de refase. Las imágenes GE potenciadas en T1 se obtienen mediante αº altos (tendiendo a 90º) y TR cortos (los líquidos en reposo se ven hipointensos). Una vez aplicado el pulso inicial αº se aplica un gradiente de desfase. +Gx y -Gx es el gradiente bipolar. La Secuencia GE potencia la imagen en T2* y no en T2. Donde aº es el ángulo de inclinación. siendo mucho más cortos que en las secuencias SE. repitiéndose la adquisición sucesivamente. el cual está formado por dos gradientes. uno de desfase y otro de refase. Adquirir los planos paralelamente uno a continuación del otro le da el nombre de ARM secuencial. En ésta secuencia la obtención de una señal de eco mediante gradientes bipolares permite que se consiga con TE muy cortos.
Figura 7: esquema de la secuencia GE. de igual amplitud. Las ARM por método TOF se pueden realizar de dos maneras: TOF 2D: en ésta técnica se divide el volumen de estudio en planos que serán adquiridos independientemente. Una vez obtenida la imagen el plano es ligeramente desplazado. igual tiempo de aplicación pero de signos opuestos. que potencia el desfasamiento normal de los núcleos. haciendo aumentar la señal hasta el valor que le correspondería por su decaimiento normal en T2*. lo que también permite que los tiempos TR sean mas cortos disminuyendo. con ésto se puede detectar una señal Eco de Gradiente. porque no se corrigen las heterogeneidades externas. en consecuencia. TOF 3D: aquí se adquiere la señal de todo el volumen a al vez.
La TOF 2D es sensible a los flujos lentos. la TOF 3D tiene una sensibilidad más baja para los flujos lentos debido a que la sangre tiene que atravesar un volumen de imagen mayor que en TOF 2D. el cual está condicionado por los gradientes magnéticos. distinguiendo así el flujo lento proveniente de las estenosis. intentando mejorar la resolución espacial mediante solapamientos parciales (overlapping) de los planos. En consecuencia sólo queda en la imagen la señal en la dirección que no está presaturada. Lo ideal sería usar la adquisición llamada walking sat o traveling sat. En cambio. Esto se debe a que usa divisiones muy finas como volúmenes de imagen en las que la sangre no se satura tan rápido como en un volumen grande.La resolución de la imagen 2D depende del espesor elegido para cada plano. estén en la misma situación que los estacionarios (no generando contraste) anulándose la señal del vaso. generando que los spins móviles al ingresar al plano. El número de cortes adquiridos depende del tamaño del vaso y del espesor de corte. Una desventaja de la TOF 2D es que tiende a sobreestimar el grado de las estenosis apareciendo zonas sin señal. Como la señal del flujo se observa en ambas direcciones en el plano imagen. que se basa en colocar dichas bandas de saturación justo antes de que la sangre entre en el plano y trasladarlas con el plano imagen. estas bandas reciben un pulso de RF determinado. se quita la señal de los vasos en los que el flujo circula en dirección opuesta utilizando bandas de presaturación adyacentes al plano y en el lado de la circulación que se quiere anular. Antes de obtener la imagen.
Figura 8: la TOF 2D se basa en la adquisición de múltiples cortes finos en diferentes zonas de un vaso. en el que la sangre se satura si no fluye rápido. Generalmente se utilizan espesores de 2 a 3 cm. mostrando una alta intensidad de señal de la sangre.
La resolución espacial a lo largo de la dirección del slab es similar a la resolución en el plano con una codificación de fase apropiada. Estos 2 métodos pueden utilizarse juntos. Pero si no fluye suficientemente rápido puede saturarse antes de terminar de atravesar todo el slab por lo que se vería bien el ingreso de los vasos en el volumen de imagen pero no se vería la porción final. A ésta variante se la llama TECNICA MOTSA (múltiple overlapping thin slab acquisition). En ambas imágenes derechas se observa una sobreestimación de la estenosis (A) en una placa ulcerada (B).
Figura 10: en ésta técnica se excita todo el volumen a la vez. En ésta técnica es importante que la sangre fluya rápidamente atravesando todo el slab para no saturarse. el cual se divide en 32 o 64 planos o particiones. combinando la buena resolución espacial de la TOF 3D con la gran sensibilidad de la TOF 2D a los flujos lentos. para evitar una significativa saturación de los spins dentro del slab. En las dos imágenes de la izquierda se ve flujo nulo (A) donde hay una estenosis crítica (B).Figura 9: Imágenes de TOF 2D (ambas A) comparadas con Angiografía digital (ambas B). ya que la señal desaparece a medida que el flujo circula. consiguiendo una mayor resolución espacial con respecto a la TOF 2D. Por lo tanto la circulación venosa y los vasos que presentan tortuosidades tienen dificultades dentro del volumen imagen. En la TOF 3D se obtiene todo un volumen (slab) a la vez. El tamaño del slab es de 3 a 8 cm. y ligeramente superpuestos. Se basa en adquirir muchos slabs muy delgados. La ventaja de éste método es que las particiones pueden tener un espesor menor a 1 mm.
TE: debe ser el menor posible para lograr una mayor señal de la sangre inflow y evitar la dispersión propia de las irregularidades del flujo. Los factores son: Angulo de inclinación (Flip Angle): influye en la saturación de los spins. Como se dijo anteriormente. suprimiendo bastante la señal de fondo. Por el contrario. o sea. en el momento de la reconstrucción por MIP.debido a las imperfecciones del perfil de corte. Los ángulos de inclinación suelen ser mayores en campos magnéticos bajos ya que el T1 depende del valor del campo magnético y en campos magnéticos menores los tejidos se recuperan más rápido. Si se aplica un ángulo grande proporciona alta intensidad de señal en la entrada al plano.
. en las técnicas TOF el realce de flujo depende de varios factores del tejido y de la secuencia de imagen usada. y saturando rápidamente la señal de los spins fluyendo (flujo sanguíneo). lo que generaría una muy rápida saturación del flujo disminuyendo el contraste con respecto al fondo. pero no tan corto para que no afecte al flujo sanguíneo. TR: tiene que ser el más corto posible para que el tejido estacionario durante el tiempo de vuelo por la imagen reciba suficientes pulsos para que quede lo más saturado posible. Estos varían según los vasos a estudiar y deben ser adaptados a las características hemodinámicas de cada paciente.
Figura 11: representación de la técnica MOTSA. El área gris representa el solapamiento. los tejidos estacionarios no quedan muy atenuados y el flujo sanguíneo tendrá menos saturación. Espesor del plano: cuanto mayor es el espesor mayor es la distancia a recorrer por la sangre y por lo tanto mayor cantidad de pulsos de RF recibirá. por lo tanto necesitan solaparse un 20% o 30% para que no quede ninguna zona sin explorar evitando así cualquier clase de efecto de persiana veneciana en las áreas entre los slabs. si se selecciona un ángulo pequeño se evita la saturación de spins a costa de una baja intensidad global (poco contraste) de la imagen. pudiendo recorrer así un distancia mayor antes de perderse el contraste.
mediante la creación de campos magnéticos adicionales haciendo pasar corrientes contínuas adecuadas por bobinados que se colocan dentro del imán. antes de aplicar la técnica de imagen. anula la señal de la grasa utilizando el tiempo de inversión (TI) de la secuencia Inversión. Actualmente es una técnica que se usa rutinariamente con la TOF. ya que en IR la grasa es hiperintensa con un TI alto. el cual también puede ser confundido con flujo por su intensidad de señal. que selecciona la frecuencia del pulso inversor automáticamente mediante un espectro previo. ya que se pueden recuperar entre cada TR (saturándose menos que otros tejidos). que consiste en la saturación espectral de la grasa. Pero esto tiene una desventaja en el caso de que existan placas de lípidos en los vasos debido a que la señal presenta alta intensidad confundiéndose con flujo. en las técnicas TOF y en las ARM en general. se trata de anular la señal de la grasa.
TÉCNICA PHASE CONTRAST (PC)
. -Otra estrategia es la técnica SPECIAL. Aunque. Por lo tanto. el método más usado actualmente se llama técnica SPIR. que se basa en aprovechar la diferencia de presesión del H en el radical OH y en el radical CH2 – CH3.Recuperación (IR). Métodos de anulación de la señal de la grasa -El método DIXON. Consiste en aplicar al volumen imagen un pulso inversor a la frecuencia de la grasa y después de un tiempo TI se aplica la técnica de imagen anulándose así la señal de la grasa.En las técnicas TOF se aprovecha el tiempo de relajación T1 corto de los tejidos. -También se puede obtener la grasa en negro utilizando una secuencia GE con un ángulo inicial y un TE adecuado. Pueden utilizarse adicionalmente a la técnica TOF secuencias de MTC (Magnetization Transfer Contrast) con el fin de saturar tejidos estáticos. y para esto existen varios métodos. o con la presencia de un hematoma subagudo. Por lo tanto si se baja el TI se disminuye la señal pudiendo obtener así. que es la compensación de las heterogeneidades del campo magnético. para cada valor del campo magnético un TI que anula la señal de la grasa. lo cual permite visualizar vasos distales con menor señal de flujo. Para lo que es necesario un buen shimming magnético. aplicando un pulso de RF a la frecuencia exacta a la que presesionan los triglicéridos. -La secuencia STIR. por lo que éstos aparecen con intensidad de señal alta.
El proceso de PC consiste en 3 pasos: Adquirir.La angiografía por contraste de fase abarca una variedad de técnicas de ARM que proporcionan información anatómica y de flujo del sistema vascular. Primero. a su velocidad. donde la imagen es proyectada desde un grueso slab. por lo tanto. se basa en el movimiento sanguíneo. es decir. Inmediatamente se aplica el segundo lóbulo. O sea. una fase diferente a los spins en movimiento. se realizan adquisiciones. Un pulso de gradiente bipolar está compuesto por dos lóbulos de igual amplitud y duración pero de signos opuestos. La codificación de flujo se consigue aplicando gradientes de campo magnético bipolares. y los cambios de fase no volverán a cero. Si el pulso de RF produce un ángulo de giro de 90º. Por esto la intensidad de la señal es proporcional a la velocidad del flujo. utilizan la relación de velocidad-fase intrínseca a la Angiografía por Contraste de Fase (PCA ó PC) para obtener información fisiológica con respecto al flujo sanguíneo. con la consecuencia que los spins estacionarios retroceden perdiendo la fase acumulada. los spins del tejido estacionario y del tejido en movimiento empiezan a acumular fase. Un factor importante que distingue a ésta técnica de otras es que la intensidad del píxel representa diferencias en las fases en lugar de diferencias de magnetización. se substraen las fases de dichas adquisiciones (con un algoritmo determinado) y las diferencias resultantes se asignan a una intensidad de píxel. dando cada una. Por lo tanto. la magnetización girará hacia abajo para quedar en el plano transversal. La magnetización transversal puede definirse por la longitud del vector magnetización (M) y por su ángulo de fase (ø) con respecto al eje de referencia. un tamaño de campo diferente al primero. experimentando. la técnica PC se basa en la fase o en la dirección transversal en la que apunta el vector magnetización del tejido. Luego. 3D VOLUME PC. asignar una intensidad de píxel. Cuando se aplica el primer lóbulo. en estas secuencias de pulsos. mientras que los que se mueven ya habrán viajado una determinada distancia localizándose en un punto diferente al que estaban. la Técnica de PC se basa en el Principio físico que muestra que los spins que se mueven en la dirección del gradiente de campo magnético bipolar
. substraer y. tiene muy buena resolución como método angiográfico. para generar contraste. sirve entre otras cosas para evaluar el flujo pulsátil.
El mecanismo de contraste. que la amplitud del pulso de RF (pulso de gradiente) determinará el ángulo de inclinación de dicho vector. CINE PC. Así. Dichas técnicas son: • • • 2D SLAB PC. mejoran la detección de vasos pequeños o fluídos lentos por supresión del fondo y. Es decir. Los spins en movimiento se irán de ése punto con un cambio de fase residual que es proporcional a la distancia que ellos se movieron.
La amplitud de los gradientes es proporcional a la máxima velocidad (llamada Venc). aunque el operador podría elegir la dirección a lo largo de cualquier eje (en la dirección de selección de corte. la cual es codificada y es una variable adicional que se debe seleccionar antes del estudio de PC. como las variaciones en el campo magnético por inhomogeneidades o la susceptibilidad del tejido. el tejido del fondo no acumula ninguna fase. El primer juego de datos es adquirido con el gradiente de codificación de flujo bipolar con una polaridad específica (por ejemplo.adquirirán un cambio de fase proporcional a su velocidad que es definida por un ángulo de fase (ø). Para ejecutar una secuencia es necesario que el gradiente codifique en las tres dimensiones. La substracción también permite usar material de contraste intravenoso para reducir los efectos de saturación en los spins en movimiento y aumentar la
. 8) Dónde Ø es el cambio de fase (desfase de flujo). El cambio de fase (ó desfase de flujo) también es proporcional a la amplitud y duración del gradiente. Un punto importante en PC es que los vasos que corren perpendicular a la dirección de codificación del gradiente no se pueden ver. Esto se representa en la siguiente ecuación: Ø = γVTA (Ec. Esta señal se suprime realizando 2 scans (exámenes) y haciendo una substracción de los 2 conjuntos de datos. teniendo una señal muy baja. T es el intervalo de tiempo entre los lóbulos del gradiente y A es el área de cada uno de los lóbulos del gradiente. V es la componente de la velocidad en la dirección del gradiente bipolar aplicado. Pero la fase de los spins estacionarios puede ser alterada por otros factores. γ es la constante de proporcionalidad giromagnética. La eliminación del tejido estacionario por substracción ha conseguido que cualquier tejido estacionario con T1 corto. de fase). sean eliminados y que los vasos estén más visibles. o sea material con alta intensidad de señal. el producto de ambas es el área del gradiente (A). un lóbulo negativo seguido de uno positivo) y el segundo es recogido bajo las mismas condiciones con la excepción de que el gradiente tiene polaridad opuesta al anterior (haciendo esto se consigue que la señal del cambio de fase inducida por velocidad también sea invertida en la segunda adquisición). Finalmente se substraen ambas adquisiciones generando un aumento en la diferencia de fase de los spins en movimiento y cancelando los errores debidos a los cambios de fase (por inhomogeneidades) que eran producidos en ambas adquisiciones. Una característica importante de la PC es que los gradientes bipolares que codifican el flujo pueden variar en amplitud o duración para sensibilizar el estudio para flujo rápido o lento. sólo los spins que se mueven a lo largo de la dirección de codificación del gradiente sufren un cambio de fase. en la dirección de codificación de frecuencia o. Idealmente. como la metahemoglobina o la grasa. que generan cambios de fase.
En ARM. En PC los gradientes de codificación difieren en varias adquisiciones por una cantidad δM1. Después de que un gradiente bipolar es aplicado. definen los cambios de fase inducidos por movimiento que ocurren con la presencia de campos magnéticos gradientes. Y. la diferencia de fase resultante puede resumirse como: 2ø = γδM1V (Ec. y V es la componente de la velocidad en la dirección del gradiente bipolar aplicado. 9) Donde. Z). aceleraciones). 2 en cada dirección de codificación del flujo (X. Esta diferencia en el primer momento causa (en los spins que se mueven a lo largo del gradiente de codificación) cambios de fase diferentes en las 2 adquisiciones. para la mayoría de las aplicaciones vasculares. y Z. Esto lleva de 2 a 3 veces más tiempo que codificando a lo largo de una dirección. Al principio se utilizaba una técnica de 6 puntos. en la cual. 2ø es la diferencia en el ángulo de fase entre las 2 adquisiciones (por ejemplo: ø primer scan – [-ø segundo scan]). el segundo momento describe un efecto en los spins que experimentan tirones (sacudidas. como la mucosa nasal. Los momentos son derivados de la posición y del tiempo. Los datos del scan pueden ser adquiridos más eficientemente usando la aproximación de codificación de flujo multíplice de Hadamard (Hadamard
. Muchos autores prefieren describir las técnicas de PC con respecto al “primer momento gradiente”. La adquisición de un solo corte grueso (>20 mm de espesor) es equivalente a proyectar las estructuras vasculares de ese corte o slab sobre un solo plano. En los cambios de fase un gradiente bipolar codificador de flujo es añadido a la secuencia de estudio. Así. el primer momento del gradiente describe un efecto de gradientes en la fase de los spins con velocidad constante. codificando con respecto al flujo a lo largo de un eje en particular.señal intravascular sin disimular ni obscurecer las estructuras vasculares por tejidos demasiado realzados. el tiempo es relativamente corto. cuando los datos de las 2 adquisiciones son substraídos. γ es la componente giromagnética. se deben recoger los datos de las 3 direcciones ortogonales sensibles al flujo para generar una imagen que represente un estudio completo de flujo. Un estudio angiográfico sensible al flujo debe ser adquirido con gradientes de codificación de flujo a lo largo de cada uno de los 3 ejes. eran adquiridos 6 scans. δM1 diferencia en el primer momento gradiente. porque los gradientes de codificación deben ser aplicados en los diferentes ejes en adquisiciones separadas. Pero luego éstos 6 scans fueron combinados para producir sólo 4 componentes: Magnetización del tejido estacionario y codificación del flujo en X. Y. el momento cero describe un efecto de gradientes en los spins estacionarios. La adquisición “2D PC slab” (o “PC slab”) es básicamente una extensión de una secuencia de pulsos de imagen GRE convencional. el cambio de fase inducido por velocidad puede describirse por el primer momento de gradiente (M1). Al adquirir un estudio en 2D de un solo corte grueso (a diferencia de una adquisición 3D o una con gatillado cardíaco). Sin embargo. y así sucesivamente. y la adquisición con la codificación en cada dirección es aún relativamente rápida.
2) + (exit. Técnica 2D SLAB PC
. El resultado son tan sólo 4 (en vez de 6) excitaciones necesarias para cada punto en la matriz de datos.(exit.2) + (exit. 3) + (exit. 3) + (exit.2) + (exit. La sustracción compleja ∆S de dos juegos de datos. Z pueden ser calculadas tomando combinaciones lineales de la adquisición de datos para generar el conjunto de 4 datos. la dirección del gradiente codificador de corte.(exit. 4) Componente de flujo X = . 4) Componente de flujo Z = .1) + (exit. con una única combinación de polaridades del pulso de gradiente de codificación de flujo. Un pulso bipolar de codificación de flujo se aplica en las diferentes direcciones.1) + (exit. En ésta técnica la codificación del flujo ocurre en todos los ejes del gradiente. 4)
Figura 12: Idea básica de una angiografía por PC.(exit. los cuales han sido adquiridos con un valor diferente de sensibilidad de flujo (S1 es con flujo compensado y S2 es sensible al flujo) produce una imagen con intensidades de señal que dependen de las velocidades de flujo locales. Tejido estacionario = + (exit. las imágenes de tejido estacionario y las imágenes de flujo para las direcciones X. 3) + (exit.(exit.
Figura 13: diagrama de la secuencia típica para PC. 3) . 4) Componente de flujo Y = .(exit.(exit. Y.Multiplexed Flow-Encoding).1) . Entonces. la del gradiente de codificación de fase y la del gradiente codificador de lectura. para cada excitación.1) + (exit.2) .
Seleccionando una Venc baja o variándola durante el ciclo cardíaco. También proporciona imágenes en las que las estructuras vasculares pueden ser visualizadas con resolución temporal. es que obteniendo un estudio con un gran NEX los artefactos por pulsación son reducidos. La técnica de cine está bien preparada para la evaluación del sistema vascular periférico. La técnica de reconstrucción CD es usada junto con una proyección de gradiente de desfase o gradiente spoiler para proporcionar mejor supresión del fondo para imágenes de slabs gruesos. Una ventaja es que el método de adquisición de cine supera el desdoblamiento de imagen (ghosting) y los problemas temporales causados por pulsaciones. Las adquisiciones de codificación de flujo se obtienen continuamente durante el ciclo cardiaco y son reconstruidas en un modo que muestra la información de flujo durante varias partes del ciclo. de manera que haya una pequeña Venc en la diástole y una grande en la sístole. Una ventaja. También se puede mostrar flujo contracorriente. la intensidad en la imagen puede aparecer muy diferente a la de los vasos. en la que las imágenes se obtienen a varios puntos del ciclo cardíaco. Desafortunadamente. Técnica CINE PC Esta técnica es una variante de 2D PC. La adquisición se sincroniza con el ciclo cardíaco por medio del gatillado cardíaco o periférico. Una variedad de flujos patológicos se pueden apreciar por inspección de las imágenes que usan cine loop o modo cine en los que las imágenes son rápidamente mostradas en serie. al usar la CD la habilidad para determinar la dirección del flujo o medir cuantitativamente la velocidad o medir la proporción de volumen de flujo se pierde. gracias a esto es muy útil para evaluar vasos con flujo pulsátil muy alto (como el sistema vascular periférico). Esta técnica es más rápida y mejora la relación CNR. por lo tanto pueden tener alguna pérdida de contraste y con un promedio de fases que presentan fluctuaciones en el fondo. y en consecuencia. Los estudios de cine se pueden obtener como un grueso slab (> 20 mm) usando la reconstrucción CD (imagen de diferencia compleja) o como finos cortes (< 20 mm) con la reconstrucción PD (imagen de diferencia de fase). estos estudios no pueden ser postprocesados para formar otras proyecciones. Otra desventaja es que en la intersección de los vasos puede haber fases opuestas. que puede ser de cualquier espesor. Los vasos son adquiridos en un slab relativamente grueso. Algo de esta señal se puede reducir gracias a los gradientes spoiler de slab.
. A diferencia de los estudios 3D. las diferentes técnicas de reconstrucción serán descriptas más adelante. creando el efecto de sangre en movimiento. la técnica puede ser sensible al flujo rápido y al lento en diferentes puntos del ciclo cardíaco.Un método relativamente rápido es adquirir un solo corte 2D o slab.
En 3D PC se usa el procesamiento de PD para generar imágenes de magnitud. la técnica de 3D PC es generalmente útil cuando uno desea proyectar retrospectivamente los datos vasculares en múltiples vistas. La selección de la Venc en la técnica 3D es similar a la 2D. e imágenes de flujo en todas direcciones (anteroposterior. imágenes rápidas. Los datos son obtenidos en 3D GRE como adquisiciones de cuatro intervalos de volumen. y prevenir el aliasing. En cambio. La reconstrucción también requerirá varios minutos. uno debe seleccionar una Venc alta (80 a 100 cm/seg. La desventaja de la 3D PC es el tiempo de examen relativamente largo asociado con la adquisición. la fase de las imágenes de 3D PC se pueden usar para crear imágenes de flujo direccionales. Una desventaja de este proceso es que reduce la delineación de vasos muy pequeños o vasos con una intensidad de señal baja. se pueden mostrar estructuras vasculares específicas de un modo selectivo y pueden ser girados interactivamente optimizando la visión de una estructura determinada. En 3D PC se pueden obtener estudios con divisiones gruesas para cubrir un área de interés grande. En consecuencia. haciendo posible aislar subvolúmenes y proyectar.
. También. debido a la técnica de rastreo con rayo MIP que tiende a eliminar vasos pequeños con flujo lento de la imagen.Se pueden obtener imágenes de CINE CD PC o CINE PD PC e imágenes de flujo para cada dirección de flujo pudiendo verse en modo película o modo loop y mostrar la dirección del flujo en un modo de tiempo resuelto.). disminuye la cantidad de desfase intravoxel y mejora la definición del flujo complejo y turbulento. Como la adquisición es con voxels muy pequeños. los vasos pequeños tampoco son bien delineados. Esto se hace mejor usando la técnica de proyección MIP donde el rayo traza (rastrea) un acercamiento. derecha-izquierda o superior-inferior). Técnica 3D VOLUME PC: Los datos son adquiridos como una adquisición TOF 3D de GRE. para que las velocidades y proporciones de flujo sean representadas por una intensidad de señal que resulte de valores promediados. similar a la adquisición de datos de 2D PC cuatro puntos. conservar la dirección del flujo. un volumen de datos de imagen y las estructuras vasculares dentro de dicho volumen pueden ser retrospectivamente segmentadas y proyectadas en cualquier plano deseado. Los estudios de 3D PC se obtienen a través del ciclo cardíaco. Cuando se quiere mantener la relación cuantitativa de fase-velocidad. Similarmente a la 2D PC. Para visualizar estructuras vasculares pequeñas o flujo lento en condiciones patológicas se debería seleccionar una Venc baja (20 a 30 cm/seg. Se usa la técnica cuatro puntos (four-point). durante muchos ciclos. Al comparar esta adquisición con una de PC slab (plano de vóxels). las cuales pueden se proyectadas en cualquier orientación que se desee.).
se la puede tratar de diferentes maneras para generar distintos estudios para diferentes propósitos: Imagen de velocidad (speed). imagen angiográfica. Intensidad de imagen de velocidad = √(X² + Y² +Z²) Así. Imagen de velocidad o angiográfica Es calculada tomando la raíz cuadrada de la suma de los cuadrados de la componente de la velocidad en cada una de las 3 direcciones.Las técnicas de reconstrucción anteriormente mencionadas serán descriptas a continuación: Una vez que la información es adquirida. Imagen de diferencia de fase signed (PD). Los estudios por Técnica PC se pueden realizar usando dos métodos diferentes de substracción: CD y PD Imagen de diferencia compleja (CD) En estas imágenes se ve una intensidad de píxel proporcional al seno del ángulo de la fase. pero no en una dirección específica. Imagen de diferencia compleja (CD). da información de la velocidad del flujo pero no de su dirección. La información con respecto a la dirección del flujo de sangre está perdida desde que la información de cada dirección del flujo es elevada al cuadrado. El término “Speed” se usa para describir la señal asociada con el estudio debido a que representa la señal vascular en cm/seg. tiene algunas características para visualizar anatomía. Esto se debe a
. la intensidad de señal permanece fuerte. o Imagen de diferencia de fase unsigned. la imagen es la suma de las 3 componentes del vector velocidad. Esta relación se define como: Intensidad de señal (CD) = 2M |sin (ø)| En CD. Imágenes de fase pesadas en magnitud. cuando la velocidad de la sangre excede la Venc. muestran una señal brillante del flujo que se mueve en la dirección del eje de codificación del mismo pero ninguna señal del flujo que se dirige en dirección contraria a dicha codificación. por lo que no distingue la dirección del flujo. es mejor para visualizar las velocidades y la dirección del flujo.
no tienen sentido. Imágenes de fase pesadas en magnitud Las medidas de los ángulos de fase de estructuras con una magnetización muy pequeña. Debido a que los vasos son mucho más delgados que el slab del tejido estacionario. muestra el ángulo de fase basándose en píxel por píxel. Este ruido se puede reducir multiplicando la fase de la imagen por una “máscara de magnitud”. De ésta forma. Luego de aplicar los gradientes spoiler. la señal del tejido estacionario disminuye. Imagen de diferencia de fase (PD) Este método. como el aire y el hueso. el desfase a través de los vasos es despreciable. En PC 2D. Para reducir la señal de un grueso slab de tejido estacionario. mientras que la que proviene de los vasos es apenas afectada (al contrario del procesamiento PD). Estos artefactos son causados por interferencias entre las fases de los spins estacionarios y los spins en movimiento. Una desventaja de este procesamiento es que la relación fase-velocidad es más difícil de obtener. En resumen. el análisis PD produce una imagen en la que la intensidad de señal del píxel representa la velocidad y dirección de la sangre. con una fase cero. pero contribuyen al ruido del fondo en las imágenes de PC. El tejido estacionario. la imagen tiene una apariencia aceptable. se representa con pixels grises. se usa el procesamiento de CD cuando los cortes gruesos ya han sido representados en imagen. Esto quiere decir. las intensidades de píxel son asignadas de acuerdo al ángulo de fase. todas las fases correspondientes a una magnetización menor que un valor umbral hacen que el conjunto sea cero. la intensidad de señal del píxel también será proporcional a la velocidad. Como el ángulo de fase es proporcional a la velocidad. Una desventaja es que los estudios de PC PD de slab grueso son degradados por artefactos “pitting”. refleja las relaciones cuantitativas de fase-velocidad. se aplica un gradiente spoiler a lo largo de la dirección de proyección. El brillo en una imagen de PD refleja la velocidad y la dirección del movimiento. el flujo en dirección opuesta tendrá un cambio de fase negativo que será representado por un píxel oscuro. El resultado de la fase pesada en magnitud continúa mostrando el flujo en la dirección del eje de codificación de flujo como una intensidad de señal brillante
. La técnica de reconstrucción de PD es generalmente usada sólo para cortes con un espesor menor a 20 mm. El flujo en dirección positiva a lo largo del eje de codificación de flujo tendrá una fase positiva. Además. por lo tanto será representado por un píxel brillante. que cada ángulo de fase es multiplicado por la magnetización o. que tienen relación con el defasaje de la proyección.que muestra tan intensa la señal del flujo en dirección positiva a lo largo del eje de codificación del gradiente como la señal del flujo en dirección opuesta. alternativamente. Por eso.
la dirección del flujo.para mejorar la visualización de flujo lento a lo largo de la pared del vaso. Codificar velocidades de flujo más lentas puede ser ventajoso en dos situaciones: . Se varía solamente la amplitud y no la duración del gradiente bipolar. En CD. se debe elegir la Venc para aumentar la señal para el rango deseado de velocidad. Los flujos con velocidad muy alta tendrán la intensidad de señal disminuida debido a que se enrolla la fase.para visualizar flujo lento dentro de estructuras venosas pequeñas y . La Venc es la que permitirá mostrar un flujo sanguíneo rápido (Venc = 80). En consecuencia. se define la velocidad en cm/seg y produce un cambio de fase de 180º con una intensidad de señal máxima. se puede detectar flujo patológico si el patrón flujo está alterado. si se mueven a una velocidad menor que la Venc tendrán una intensidad de señal reducida. Es importante considerar que la relación señal/ruido (SNR). Ocurre cuando la Venc seleccionada no es igual o excede la máxima velocidad presente dentro del vaso de interés. intermedio (Venc = 40). por ejemplo: imagen de flujo anteroposterior).(valores positivos de velocidad) y el flujo en la dirección opuesta a codificación del flujo se muestra con intensidad oscura (valores negativos velocidad). Sin embargo. la máxima intensidad de señal será cuando haya un cambio de fase de 90º. Si la Venc seleccionada es igual a la velocidad de los spins. ya que la intensidad de señal de cada codificación de flujo es elevada al cuadrado no mostrando así. para mantener el TE lo más corto como sea posible. Por conveniencia estas imágenes son llamadas simplemente “imágenes flujo” (en cada dirección. en cambio. seleccionando valores muy altos se pueden obtener imágenes que conserven la relación cuantitativa fase-velocidad (para la reconstrucción PD) y destacar las estructuras con velocidad muy alta (para CD). ya que la intensidad de la señal es proporcional al seno (ø). o lento (Venc = 10). Esto se llama phase wrap o velocity aliasing. Para una reconstrucción PD.
. El proceso de selección de la Venc tiene las mismas complicaciones para ambas técnicas de reconstrucción. no dejando ver bien la velocidad y la dirección del flujo. Consideraciones en la selección de parámetros:
Venc: antes que el estudio sea adquirido. si los spins se mueven con una velocidad superior a la Venc sufrirán un cambio de fase mayor que 180º pareciendo que tienen una velocidad negativa. éstos experimentarán un cambio de fase de 180º y tendrán la más alta intensidad de señal. Por el contrario. esto no es un problema para las imágenes de velocidad. en estudios de PC es mas grande para los spins que tienen una velocidad igual a la Venc. en consecuencia las imágenes de flujo serían incorrectas porque van a mostrar la más alta velocidad de los spins como si se movieran en dirección opuesta. Afortunadamente. La Venc es determinada por el área del gradiente bipolar.
NEX: el gran número de excitaciones (NEX) mejora la relación SNR y la relación contraste/ruido (CNR). Los desfases intravoxel pueden reducirse usando una adquisición 3D que usa voxels pequeños. unido a diversas sustancias que actúan como agentes quelantes.
. Al igual que en la TOF. que es paramagnético.TE: el TE es ligeramente más largo que el TE de la TOF. Los quelatos de gadolinio (Gd-DTPA) tienen una biocinética similar a otros contrastes: distribución intravascular. Los métodos de PC son menos sensibles a los efectos de los TR cortos debido al proceso de sustracción que aumentan la claridad de los vasos. disminuye su toxicidad teniendo una gran seguridad para el uso en medicina diagnóstica. Un ángulo de inclinación relativamente pequeño (20º a 30º) proporcionará una señal adecuada para detectar vasos muy pequeños con flujo lento y minimizará los efectos de saturación. Esto puede llevar a una cancelación de la señal o un realce de la señal en los puntos de solapamiento (enrollamiento) de los vasos. hay más probabilidad de dispersión intravoxel. o sea. Las moléculas quelantes más utilizadas son la DTPA (Magnevist). paso al espacio intersticial y eliminación por filtración glomerular en los riñones. TR: una ventaja de las técnicas de PC con respecto a la TOF es que tienen habilidad para usar TR cortos sin saturar la señal de la sangre tanto como el fondo. el usar un TE lo mas corto posible es mejor para minimizar los artefactos de susceptibilidad (por ejemplo: en base de cráneo). TECNICAS CON GADOLINIO Los medios de contraste por vía intravenosa más frecuentemente utilizados en la práctica clínica son los contrastes paramagnéticos basados en las moléculas de gadolinio (Gd). Este paramagnetismo favorece la relajación de los protones de su alrededor por lo que disminuyen sus valores de T1 y de T2. Sin embargo. Los voxels muy grandes en técnica PC 2D no son una seria limitación para su uso. TR demasiado cortos aumentarán los efectos de saturación. El ión Gd es de elevada toxicidad en su forma básica pero. Angulo de inclinación: es necesario usar un ángulo de inclinación que optimice los efectos de la TOF dentro de un estudio de PC. eso se debe al tiempo adicional requerido para actuar fuera del gradiente bipolar. HP-DO3A (ProHance) y DOTA (Dotarem). Tamaño del voxel: cuanto más grande sea el tamaño del vóxel. Los TE cortos y el eco parcial de muestreo (partial echo sampling) también reducen la pérdida de señal resultando en una mejor representación de flujos complejos. El gadolinio es una tierra rara y tiene susceptibilidad magnética positiva.
modifican el T1 de los tejidos. Posteriormente. éste provoca un aumento de la señal de la luz vascular (arterial y luego venosa) que se vuelve hiperintensa en secuencias potenciadas en T1. la fase capilar intensificando la señal de los tejidos. etc. ó en pacientes con transplantes de riñón.El Gd-DTPA produce cambios en la susceptibilidad magnética de los tejidos y provoca modificaciones en sus tiempos de relajación. Esto tiene un resultado óptimo cuando la adquisición de datos ocurre justo cuando el contraste llega a los vasos que queremos estudiar. necesita mucho menos tiempo de adquisición. Durante el tiempo de tránsito del contraste por el torrente circulatorio. alcanza la circulación capilar y pasa al espacio intersticial. finalmente el contraste es “lavado” de los tejidos y eliminado por filtración glomerular. Los quelatos de gadolinio tienen menos probabilidad de inducir reacciones adversas y son menos nefrotóxicos que los contrastes yodados. en consecuencia. La ventaja de las técnicas con gadolinio es que junto con técnicas ultrarrápidas y la posibilidad de obtener imágenes en 2D y 3D. También aumenta la sensibilidad para analizar la luz vascular. se observa el importante realce local de la señal de la sangre.
Figura 14: Secuencia del paso del contraste: primero por la fase arterial. por lo que pueden utilizarse en pacientes con insuficiencia renal.). el contraste. luego por la fase venosa y. tumores. por último. Siguiendo la inyección de contraste intravenoso.
POSTPROCESAMIENTO Y VISUALIZACIÓN Los datos de una imagen son adquiridos y manipulados en una matriz de voxels (elementos de volumen) y la imagen se construye analizando cada voxel
. las estenosis y estudiar la perfusión de los tejidos sólidos (como el miocardio. como se dijo anteriormente. comparadas con las técnicas TOF y PC sin contraste. provocando un aumento de intensidad de los tejidos vasculaizados. fundamentalmente acortan los tiempos de relajación longitudinal y.
mejorando bastante el valor diagnóstico de la proyección. más bien se conserva su magnitud. Esta
. Por lo tanto. por lo que no se los verá en la imagen. Esto produce una serie de imágenes que. La ventaja de éste algoritmo es que las intensidades más altas no se promedian con las más bajas del fondo. que es el que representa. El contraste de una imagen proyectada se puede mejorar seleccionando un subconjunto del volumen total adquirido. El valor del sombreado para un vóxel está definido por la orientación original de la superficie y la localización del vóxel. SSD (shaded surface displays): es una técnica que determina superficies aparentes en el interior del volumen de datos obteniendo una imagen de superficies. Existe una gran variedad de algoritmos de reconstrucción que pueden transformar las imágenes obtenidas en 2D a 3D. Trata al objeto como si fuera completamente opaco. A los diferentes valores de vóxel se asignan distintos valores de opacidad. A los vóxels transparentes se les asigna un valor de opacidad 0.y proyectando el resultado en una superficie 2D que es una matriz de pixels (elementos de imagen). mostrando las diferentes propiedades de los tejidos como la densidad. Por lo tanto. Las técnicas más usadas son: Demostración de superficies sombreadas. Otro inconveniente es que estas imágenes necesitan una estación de trabajo (work station). en la imagen de un hueso se ve la superficie pero no el hueso trabecular). la intensidad en el punto donde el rayo pasa atravesando los cortes es interpolada a los puntos adyacentes. impidiendo el análisis de las estructuras internas de dicho objeto (por ej. Todo lo que está fuera del volumen elegido es removido (grasa u otros vasos o tejidos). y a los que son completamente opacos se les asigna 1 y sí serán visualizados. ignorando las otras intensidades. Proyección de máxima intensidad. Representación de volumen. Una desventaja es que los vasos pequeños son difíciles de estudiar en una imagen en movimiento. no siempre atravesará exactamente puntos en un cortre. la imagen 3D reconstruida por ésta técnica muestra sólo la parte externa del objeto. El resultado es semejante a la fotografía de un objeto tomada con un foco de luz ubicado en un punto determinado y el valor de la sombra definido por el ángulo de la luz reflejada. A los de opacidad intermedia se los muestra semitransparentes. Normalmente. La mayoría de las personas prefieren fotografiar el juego de proyecciones e interpretarlos como imágenes estáticas. representadas en modo cine. Si se selecciona la proyección a lo largo de una dirección oblicua. muestra el vaso girando alrededor de un eje. las proyecciones se calculan en más de una dirección. MIP (maximum intensity projection): es una técnica de representación tridimensional que evalúa cada vóxel a lo largo de una línea que pasa a través del volumen de datos (slices) y selecciona el vóxel de máximo valor. VR (volume rendering): Esta técnica usa todo el volumen de datos y suma la contribución de cada vóxel a lo largo de una línea desde el ojo del observador a través del volumen de datos. pasando entre ellos. la línea de proyección (o rayo).
por lo tanto. el pico de señal del fondo excede el valor de los bordes del vaso sanguineo apareciendo entonces el vaso artefactuadamente mas estrecho. La solución a éste problema es determinar el volumen a proyectar o especificar más de una orientación para la proyección. al igual que sus diámetros.interpolación es la parte que mas tiempo consume en el cálculo de proyección. Inconvenientes de la MIP: El algoritmo de MIP no sabe que intensidades corresponden al fondo y cuales a un vaso. Esto se soluciona analizando los cortes individuales. segundo que el flujo de sangre es más lento junto a la pared del vaso generando menor señal. La información de profundidad (o la de distancia del observador) no queda representada en una imagen proyectada. cuando hay calcio depositado en el borde de un vaso (visto en Tomografía computada. a medida que se incluyan más cortes en el cálculo de proyección. Por eso es mas rápido evitar esta operación haciendo la proyección de los rayos perpendicular a las imágenes adquiridas pasando así exactamente por los pixels (por ejemplo. Generalmente. por lo que si los cortes individuales son muy ruidosos los pixels del fondo tendrán intensidades altas que serán seleccionadas por el algoritmo MIP generando que la señal de fondo de la imagen proyectada aumente. Por ejemplo. hace que ese diámetro parezca normal. Esto provoca una gran pérdida de contraste (entre los vasos y el fondo) que se nota mucho en los bordes de los vasos. Los vasos de baja intensidad siempre se ven mejor en los cortes individuales que en la proyección MIP. Esto último se debe a dos factores: primero. Como en MIP se selecciona el rasgo de mayor intensidad la información del diámetro se pierde. ya que la intensidad es más alta en el centro que en la pared del vaso. Se realiza a menudo como una proyección preliminar para obtener resultados intermedios cuando es muy difícil remover las estructuras no deseadas. o cuando hay un trombo en el borde del vaso tan extenso como éste. si se obtiene un conjunto de datos coronales es más rápido calcular la proyección frontal). por eso es muy importante fotografiar cada corte que fue usado para formar la imagen proyectada. es difícil separar la señal de dos vasos solapándose.
.TC). A esto se lo denomina a vista colapsada. que los pixels del borde son parcialmente promediados con el fondo de baja intensidad y.
que es característica de este tipo de reconstrucción.
Figura 16: Aplicación de la técnica MIP a un juego de datos adquiridos del cuello. Se observa la falta de sensación de profundidad.
Figura 17: Representación de Reconstrucción MIP.Figura 15: Proyección de máxima intensidad. A lo largo de cada rayo solo se proyecta el píxel de mayor intensidad en cada plano.
. Se pueden calcular diferentes vistas retrospectivamente para crear una percepción 3D de las arterias carótidas.
. al paciente. y a la presencia de objetos indeseados. a componentes eléctricos no bien protegidos en el cuarto del imán (por ejemplo un ventilador que genera un efecto buzz en la dirección de frecuencias). La solución es proteger bien dichos componentes o quitarlos del cuarto. a la secuencia usada. entre otras cosas. Se los puede clasificar en dos grupos: • • Artefactos de adquisición Artefactos de reconstrucción
Los de Adquisición son: Ruido en la recepción de frecuencias El ruido en una imagen se puede deber. ARTEFACTOS Los artefactos pueden deberse a problemas del equipo.Figura 18: En reconstrucción MIP el calcio depositado en las paredes del vaso no permite ver la información que hay por detrás de él. en TC.
La imagen de la derecha muestra los nervios craneales VII y VIII mientras que la de la izquierda no. en los que la corriente en la bobina blindada circula en dirección opuesta a la bobina de gradiente
. Generalmente en el bore (apertura del imán principal). la solución es hacer cortes finos o del tamaño de la estructura (si se conoce). En consecuencia. Una es modificar la forma del gradiente aplicado poniendo un pre-énfasis o pre-compensación en la forma de onda de la corriente para que la corriente neta inducida sea cero. Las corrientes de Eddy conducen a errores de fase y como consecuencia mancha o degrada la imagen a lo largo de la dirección de codificación de fase Estas corrientes son problemáticas particularmente en técnicas de fase sensible. por lo tanto la señal resultante es un promedio de todas las señales. Existen dos soluciones para reducir dichas corrientes. Por lo tanto.
Figura 20: ambas imágenes son adquiridas en T1 y exactamente en la misma localización. Corrientes de Eddy Estas se forman rápidamente en la superficie de cualquier metal conductor. o en las paredes del crióstato del imán. La segunda (es más cara pero puede dar mejor resultado) consiste en construir gradientes llamados activamente protegidos. los pequeños gradientes de campo magnético que generan dichas corrientes pueden persistir después de que los gradientes pulsados se apagan.Figura 19: las imágenes muestran una fuga de radiofrecuencia que afectan a las mismas en el momento de codificación de las frecuencias. Esto se debe a que la imagen izquierda se obtuvo con un espesor de corte de 10 mm mientras que la imagen derecha se obtuvo con un espesor de 3 mm. En cambio si la estructura es del mismo ancho que el corte entonces sólo esa estructura aporta señal a la intensidad. lo que puede causar que la señal individual desaparezca. sobre todo en PC. Promedio de volumen parcial Un volumen parcial se da cuando una estructura pequeña está contenida en el ancho del corte junto con otro tejido.
La imagen es adquirida en modo
. entonces pueden solaparse. Una manera de evitar éste artefacto es adquirir la imagen de forma intercalada. L4-L5 y L5-S1).generando un campo magnético opuesto y. en la que los cortes numerados impares sean adquiridos primero y luego se adquieren los numerados pares. principalmente en la región lumbar. Si dos niveles se obtienen con una intersección de los cortes en la parte posterior. Artefacto de corte solapado (slice-overlap) Este se da generalmente en la columna vertebral.
Figura 21: la distorsión se presenta en toda la imagen. la suma de estos es cero en el bore pero no dentro del paciente.
Figura 22: La imagen izquierda muestra el artefacto como bandas oscuras y la imagen derecha la planificación de los cortes. Las zonas oscuras y brillosas son la característica de este artefacto. Si los cortes obtenidos de los distintos espacios discales no son paralelos. debido a la angulación que se debe dar al copiar la anatomía discal (por ejemplo. en consecuencia. entonces el segundo nivel adquirido tendrá spins que ya fueron saturados por el primer nivel. Esto causa una banda oscura en la parte posterior.
Los movimientos son difíciles de evitar en chicos y en pacientes con enfermedades neurológicas y motrices.multiplanar. Los artefactos de Adquisición también pueden deberse a movimientos del paciente. particularmente de los pulsos y los gradientes usados. generando un patrón de imágenes fantasmas en la imagen. se puede solucionar explicándole al paciente la necesidad de quietud para la realización del estudio. en el espacio K. debido a esto se saturan los spins en la zona donde los cortes se cruzan. Pero. generar imágenes fantasma. Generalmente la decodificación de frecuencias se hace rápido. en la mayoría de los casos. ya que el objeto de estudio esta en diferentes posiciones a través del tiempo. Artefactos por movimientos voluntarios: • Borroneado y fantasmas en la dirección de codificación de fase: el movimiento en cualquier dirección genera problemas. como también estropear la imagen entera. Si en un voxel no hay movimiento. que al hacerla se reconstruye la imagen. un valor promedio modulado por una función M(k). facilitándole ciertos elementos para su comodidad durante el estudio (por ejemplo. almohada debajo de las piernas). Un mecanismo de generación de fantasmas se debe a que el movimiento modifica el vector magnetización que es usado como dato para generar las imágenes. La gravedad del artefacto dependerá de la amplitud y la intensidad del movimiento y de la técnica de adquisición. y también. tanto voluntarios como involuntarios.
. Estos pueden borronear la imagen. El movimiento genera que los datos obtenidos sean. pero la de fase lleva más tiempo y es ahí donde el movimiento afecta a la imagen. Pero la relación no se cumple si el objeto se mueve. su magnetización y el espacio K están relacionados por una transformada de Fourier. enmascarar lesiones al modificar el contraste de la imagen.
Este artefacto se produce aunque en cada TE la estructura se encuentre en la misma posición. Esto tiene tres tipos de efectos: 1) Produce imágenes fantasmas.Figura 23: representación de la formación de una imagen con el objeto en movimiento respecto a una con el objeto estático.
Figura 24: Fantasma por movimiento del paciente durante parte del estudio. si la velocidad del flujo cambia entre distintos intervalos de TE. Artefactos por movimientos involuntarios: Efectos de cambios de fase producidos por movimientos durante el TE: los movimientos que ocurren cuando se aplican los gradientes para decodificar la imagen pueden generar cambios de fase.
Los movimientos respiratorios y cardíacos pueden solucionarse utilizando sincronización respiratoria y cardiaca respectivamente. entonces están todos en fase pero por el movimiento no están todos juntos. se solucionan utilizando compensación de flujo.
Figura 25: artefacto de flujo. Los movimientos involuntarios son respiratorios.
Figura 26: La imagen izquierda se ve borrosa porque es adquirida sin compensación respiratoria. Se ven puntos brillantes en la dirección anteroposterior (dirección de codificación de la fase).2) Dispersión de fase intravóxel. viscerales. se produce cuando dentro de cada voxel hay diferente distribución de velocidades de los spins. haciendo que la señal sea pequeña o en algunos casos haciendo que desaparezca. se debe a un desfase entre la medición de la fase y la frecuencia. mientras que los viscerales se pueden reducir administrando sustancias antiespasmódicas. por movimiento de la circulación sanguínea en las arterias ilíacas.
. generalmente. y de flujo. cardíacos. 3) Determinación errónea de la intensidad de la imagen. Los de flujo. mientras que la derecha es adquirida con compensación.
A continuación se desarrollarán los artefactos causados por el flujo sanguíneo. Para identificar los artefactos hay dos cosas que están a nuestro favor. Esto implica que habrá menos contraste cerca de la pared cuando se usan métodos de imagen sensibles a la velocidad del flujo. La saturación es común en el flujo sanguíneo lento de venas. en lugar de aumentarla (por ejemplo. o cambiar la orientación del corte. • Artefacto de saturación: la saturación de sangre es reconocida en la TOF por la disminución progresiva de la intensidad del vaso y del diámetro aparente (los vasos parecen más estrechos de lo que son por el flujo lento junto a la pared). mientras que el turbulento puede causar artefactos. los artefactos generalmente reducen la intensidad de la señal vascular.Figura 27: La imagen de la izquierda se obtuvo sin ninguna compensación del movimiento cardíaco. que la mayoría de los artefactos se repiten de paciente en paciente. También se pueden elegir secuencias menos saturadas como la TOF 2D. mientras que la imagen derecha se obtuvo con gatillado cardíaco. lo que tiene una representación parabólica. En el principio de éste trabajo he mencionado que el flujo laminar (que se da generalmente en venas) fluye a la misma velocidad en el centro del vaso y con un valor casi cero cerca de la pared. y son el resultado de rasgos anatómicos específicos y de las secuencias utilizadas. Primero. es importante entender como surgen los artefactos y como se los puede controlar. Como he comentado anteriormente. pueden producir falsas estenosis. o saturando menos los parámetros. El movimiento de sangre constante y ordenado produce un contraste uniforme. La velocidad de la sangre también varía con el ciclo cardíaco. donde no las hay. pero las verdaderas no las disimulan). Se la puede minimizar usando un volumen de TOF más delgado. el movimiento de flujo es el que principalmente gobierna el contraste en ARM. en las arterias de las extremidades inferiores. la PCA. También disminuirá si se
. en aneurismas grandes. con la respiración y con la distancia de la pared al centro del vaso. como aplicar un TR más largo y un ángulo de inclinación (flip angle) más pequeño. Para interpretar los estudios cuando hay flujo perturbado. Segundo.
ya que reduce el grado de saturación de la sangre durante la diástole. el artefacto. Hay dos factores que influyen en que la sangre parezca turbulenta. Los artefactos de saturación también pueden aparecer como resultado de una mala colocación de una banda de presaturación. o el flujo postestenótico) es el artefacto más notorio de ARM debido a que exagera el grado de una estenosis y mancha la imagen en la dirección de codificación de fase (debido a la dispersión de fase intravoxel que produce). para que no haya variación en el contraste entre la sístole y la diástole. El primero. Para eliminar el artefacto. las venas ilíacas. se debe usar gatillado sistólico. y las femorales. la distancia entre las bandas de saturación que se colocan y el corte tiene que aumentarse. los gradientes y el propio patrón de flujo. pero solo para flujos con velocidad constante. En las imágenes. como por ejemplo. Este artefacto se puede reducir usando gatillado cardiaco. en lugar de estar perpendicular a estos. Si las bandas de saturación se ponen demasiado lejos. la pérdida de señal vascular en áreas de flujo turbulento (como en vasos con componentes de aceleración en el flujo y en los que hay cambios de dirección. Fantasmas de codificación de fase: El flujo pulsátil es el causante de los fantasmas de los vasos distribuidos a lo largo de la dirección de codificación de fase. Artefacto por variación cardíaca: durante la diástole. Aunque. Artefacto por turbulencia: la mayoría de las secuencias tienen compensación de velocidad. mostrando un pequeño o ningún contraste vascular en métodos que dependen del movimiento sanguíneo. produciéndose una línea oscura en esa zona central (se las puede diferenciar de los trombos debido a que continúan una distancia larga y no hacen contacto con la pared). o parámetros de adquisición menos saturados (por ejemplo. como la TOF o PC. puede ser regulada por la respiración. se ve como bandas brillantes y oscuras alternadamente a través de la arteria. la velocidad de flujo arterial se reduce e incluso puede revertirse.
. hay una saturación específica de la TOF 2D que se da cuando los flujos sanguíneos están paralelos al plano de los cortes adquiridos. los estudios deben realizarse con respiración sostenida (apnea). El uso de compensación de flujo tiene menos éxito en el centro de los vasos ya que es donde está la mayor diferencia de velocidad entre la sístole y la diástole. Por lo tanto. debido a que la intensidad de un vaso tiene relación con el ángulo de entrada del vaso en el corte 2D. Generalmente se los ve en TOF 2D.acorta el T1 de la sangre inyectando gadolinio. Para evitar el artefacto producido por esa variación respiratoria. la sangre puede recuperar la señal después de dejar la banda y antes de entrar en el corte. una bifurcación. largo TR o pequeño flip angle). • Artefacto por variación respiratoria: la velocidad en la vena cava inferior. En PC hay saturación pero no es grave ya que es poca. o con técnica de compensación respiratoria. Otro modo de reducirlo es disminuyendo el ángulo de inclinación. cuando sea posible.
discos vertebrales. La imagen de la derecha no muestra aliasing porque
. se producirán menos variaciones en la fase. Artefacto de envolvimiento ó aliasing Se caracteriza por la aparición de una parte del objeto de imagen. Este artefacto es causado porque el FOV seleccionado es más pequeño que el tamaño del objeto de imagen. Cuando se hace la transformada de Fourier de un pulso.
Figura 28: La imagen izquierda muestra aliasing de la parte posterior de la cabeza en la parte frontal. en esta imagen la dirección de codificación de la fase es anteroposterior. por lo que menos zonas de un vaso parecerán turbulentas. La solución es manipular los datos de modo que se puedan extrapolar en el espacio K valores de frecuencias en las cuales los datos no fueron adquiridos. la proporción digitalizada de la señal es menor que el rango de frecuencias que hay en la FID o el eco. ajustar la posición del centro de la imagen o elegir una bobina que no excite o detecte los spins de los tejidos que están fuera del FOV elegido. Si las secuencias de pulsos son mejor diseñadas.causa cambios en la fase dependiendo del desplazamiento de la sangre. dentro del FOV. meniscos de rodilla). que está fuera del campo de visión (FOV). y el segundo. Los de reconstrucción son: Artefactos de borde ó Gibbs Estos se ven como líneas paralelas sobre la imagen que se repiten desde cualquier borde agudo. Por lo tanto. O más específicamente. Particularmente se dan en estructuras con bordes paralelos (por ejemplo. si se mide sólo un número limitado de frecuencias y se reconstruye la imagen con ésta información se verán artefactos de bordes repetidos o copiados cerca de éstos. la representación en el espacio K de éstas estructuras tiene valores en todas las frecuencias. causa la mezcla de esas diferentes fases en un voxel. La solución a éste artefacto es elegir un FOV más grande.
La solución a este problema es sacar los metales que se puedan (como la dentadura postiza).se cambiaron las direcciones de la fase y la frecuencia. o en el aire alveolar pulmonar. como en ARM. dentadura postiza. son los que en presencia de un campo magnético son capaces de generar su propio campo). Esto es más exagerado en secuencias de GRE. Se usó oversampling (sobremuestreo) en la dirección de frecuencias para eliminar el aliasing. -Susceptibilidad magnética: los artefactos por ésta causa se ven en imágenes GRE y son un problema en ARM. no en la dirección de fase. que en secuencias SE. implantes. Este error se puede minimizar con TE corto y voxels pequeños pero nunca pueden ser eliminados.
Figura 29: El paciente tiene puesta la dentadura postiza. o si se ponen que no sean ferromagnéticos. stens. como también en implantes metálicos que pueden tener propiedades paramagnéticas. en el gas del intestino. Si la frecuencia de un spin es diferente a la esperada debido a las inhomogeneidades del campo. no poner implantes. Artefactos debidos a spins fuera de resonancia Hay tres factores que los causan: -Inhomogeneidades del campo: se debe a la presencia de objetos ferromagneticos (clips. Esto genera una señal nula en imágenes de RM y en secuencias de ARM. Estos se ven cerca de hueso. o ciertos maquillajes femeninos.
. la imagen estará desplazada y deformada en la dirección de decodificación de frecuencias.
algunos núcleos aparecen desplazados debido al entorno bioquímico. las flechas rojas alrededor de los riñones.
Figura 31: En la imagen de la izquierda el artefacto se ve como un contorno negro alrededor de tejidos como señalan. Este artefacto aparece comúnmente en la dirección de codificación de las frecuencias. en éste caso. en la dirección de frecuencias. a la derecha e izquierda del riñón como muestran las flechas.
. Este desplazamiento aumenta si aumenta el campo magnético y el FOV. en la imagen de la derecha se presenta como bordes brillantes y negros.Figura 30: En la imagen se observa un oscurecimiento en la parte anterior de la cabeza debido al maquillaje que tiene puesto el paciente en los ojos. Cuando el desplazamiento es mayor que el tamaño del píxel aparece una suma de la señal en un píxel mientras disminuye la señal en el voxel original. cada núcleo de hidrógeno tendrá una frecuencia de precesión ligeramente diferente. y si disminuye el ancho de banda de frecuencias y el tamaño de la matriz de frecuencias. Como en la reconstrucción de la imagen a cada frecuencia le corresponde una posición. lo que provoca el artefacto. -Corrimiento químico: dado que los electrones en las moléculas modifican el campo magnético percibido por los núcleos (creando un campo magnético local). En cambio. pero también puede aparecer en la dirección de selección del corte.
omisión de vasos de baja intensidad. usando gradientes alternativos que corrijan las diferencias de fase.Artefactos debidos a ecos estimulados Se deben a la no idealidad de los pulsos. puede suceder que el eco estimulado haya visto sólo uno de los pulsos de 180º con lo cual tendrá la fase contraria a la imagen del eco estimulado. se deben adquirir slabs muy delgados. Estas diferencias de fase se pueden deber a inhomogeneidades del campo. La manera más eficaz de superar éstos inconvenientes es fotografiar los cortes individuales seleccionados del conjunto de datos no post-procesado. hay parte de la magnetización que pierde la fase y genera un eco en momentos no esperados. debido a la baja intensidad de dichos vasos. Este artefacto se puede dar por ejemplo al abrir la puerta durante la adquisición del estudio. solapamiento de vasos. que se da por pérdida de señal causada por el flujo sanguíneo que provoca un efecto de saturación. Estos son: a) Zipper: puede suceder que el eco estimulado no esté codificado en fase. para evitar la saturación de los spins dentro del slab y ligeramente solapados. no reconoce qué intensidades pertenecen al fondo y cuales a vasos. Por lo tanto genera una imagen fantasma. generando una línea tipo cierre en la dirección de la fase. También para evitar el artefacto de ventana veneciana. Esto es muy útil en TOF donde la intensidad de fondo puede ser relativamente alta y es recomendable cuando se calculan proyecciones en más de una orientación. para que no quede ninguna zona sin explorar. En consecuencia. c) Rayas de zebra o corderoy: si la imagen del eco estimulado está en fase con la original entonces se puede producir un efecto positivo ya que se logra una señal más potente y mejora la relación señal/ ruido. Por lo tanto produce estrechamiento artefactuado de vasos. con estructuras no vasculares de alta intensidad. Artefactos de reconstrucción MIP Como se dijo anteriormente. el eco está bien decodificado en frecuencia pero no en fase.
. Pero si hay una pequeña diferencia de fase entre ambas imágenes éstas se pueden sumar destructivamente. Los artefactos producidos por ecos estimulados se pueden revertir generando mejores pulsos. el algoritmo MIP no distingue intensidades por zonas. que como pueden variar en el espacio generan imágenes que tienen como rayas de diferente intensidad. por ejemplo. entonces cuando se produce la imagen. b) Fantasmas: si los pulsos que generaron un eco estimulado son el pulso inicial de 90º y los dos de 180º de una secuencia multi-eco.
usando un método en el que la sangre fluyendo se vea oscura mientras que un coágulo o una hemorragia mantienen su alta intensidad.Otras fuentes de artefactos son: • Una selección incorrecta del gradiente de codificación de velocidad (Venc). También el problema se puede prevenir realizando un cálculo de velocidad con gatillado cardíaco para medir el pico de velocidad antes de comenzar la secuencia. las hemorragias y los trombos se pueden diferenciar entre ellos usando varios métodos. Pero el flujo sanguíneo. puede parecer que la sangre se mueve en dirección opuesta. que genera un artefacto de aliasing en la dirección de fase en el método PC.
. una con Venc pequeña y una con Venc grande. La solución es rehacer la secuencia con un valor más alto de Venc. La alta intensidad de señal de los tejidos no vasculares con T1 cortos puede parecerse a la señal de los vasos o a la de aneurismas. ya que en este último método dicha señal se puede substraer. Las hemorragias viejas o los trombos recientes pueden aparecer con mucha intensidad en secuencias pesadas en T1. si se supera mucho el valor de Venc. Cuando la velocidad en las arterias excede el valor máximo esperado para que la fase sea mayor a 180º. Por ejemplo. Generalmente este problema se da en TOF y no en PC. o alternativamente. No obstante. la fase volverá a cero y podrá medirse la velocidad que causa que el segmento arterial aparezca oscuro. se podría incluir en el protocolo dos adquisiciones de PC.
El estudio puede ser selectivo poniendo bandas de saturación que anulen la señal de los vasos o tejidos no deseados. Con respecto a los Ultrasonidos. Es particularmente útil en pacientes pediátricos en los que la radiación ionizante está contraindicada. A diferencia de la ARX. Un inconveniente de la ARM son los artefactos. éstos no pueden hacer reconstrucciones 3D. en la ARM se ven todos los vasos dentro del FOV elegido incluyendo ramas colaterales. marcapasos. prótesis. válvulas cardíacas de determinados materiales ferromagnéticos.CONCLUSIÓN Como se sabe para la realización del estudio hay que tomar ciertas precauciones. Los Ultrasonidos pueden hacer mediciones de flujo como la ARM pero el inconveniente que presentan es que su utilidad está limitada a zonas sin huesos o aire. y en mujeres embarazadas durante el primer trimestre de gestación. La ARM tiene el mismo grado de riesgo que la IRM convencional. restos metálicos de su trabajo. e informarnos si tiene implantes. también se pueden incluir estructuras vecinas y no tiene el riesgo de las radiaciones ni de las reacciones alérgicas del contraste iodado. etc. Comparando la ARM con otras modalidades se observan ciertas ventajas y desventajas. implantes cocleares. El paciente debe ser interrogado antes de entrar en la sala de examen. asi como también
. válvulas cardíacas. El estudio está contraindicado para las personas con marcapasos. La adquisición con resolución alta. teléfono móvil. también se pueden hacer estudios selectivos mediante postprocesamiento de la señal obtenida haciendo reconstrucciones selectivas. En comparación con la TC no presenta el inconveniente de los artefactos óseos. también reducirá los artefactos de solapamiento en la PC 2D. Se los puede evitar o disminuir con determinadas estrategias. para descartar la posibilidad de ingresar con objetos metálicos (como llaves. disminuirá algunos tipos de dispersión de fase intravoxel. donde el estudio se hace con contraste iodado y sólo se ve la porción de los vasos por donde pasa el yodo. También en pacientes con claustrofobia. clips metálicos. porque menos fases se sumarán en el volumen del vóxel más pequeño. mientras que la ARM se puede aplicar en cualquier zona del cuerpo.. reloj. etc. o sea con vóxels muy pequeños. tarjetas de crédito. Los estudios realizados con gadolinio pueden aplicarse en pacientes con insuficiencia renal debido a su baja nefrotoxicidad. que son reconocidos por la experiencia del técnico y por comparación con la apariencia normal del flujo sanguíneo y de las estructuras anatómicas. La ARM no se limita a estudiar los vasos. monedas).
y también la quietud del paciente. el gradiente de linealidad y la compensación de la corriente de Eddy. Para mejorar la calidad de las angiografías. A pesar de las diferencias mencionadas la ARM no desplaza a los otros métodos de imagen. la colocación de bandas de saturación para suprimir tejidos. la sustracción de tejidos. se puede aumentar la sensibilidad del estudio mejorando el shimming. Su aplicación para diagnosticar una cierta patología es mucho más útil complementándola con otros métodos.
.reduce la dispersión de fase inducida por corrientes de Eddy al seleccionar un TE largo.
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