Conceptos Básicos Sobre Imágenes Por Resonancia Magnética

INTRODUCCION

En 1946 Purcell y Bloch, dos científicos independientes, descubrieron el fenómeno de la resonancia magnética nuclear (RM), que se puede usar para obtener información morfológica y funcional. La RM nuclear puede servir para determinar la estructura electrónica de las moléculas y también para generar imágenes. La producción de imágenes a partir de RM se explica mediante la ecuación de Larmor. Aunque el principio de la RM fue elaborado en 1946, su aplicación en la imagen no fue comercializada hasta los años ochenta. Una de las principales ventajas de la RM es que no se utiliza radiación ionizante para obtener las imágenes y no se han observado complicaciones por daño biológico.



PRINCIPIOS FÍSICOS DE LA IMAGEN MEDIANTE RESONANCIA MAGNÉTICA

La generación de imágenes de RM se basa en un grupo de principios físicos completamente diferentes de los que definen cualquier modalidad radiográfica, como la radiografía simple o la tomografía computada.

Todos los átomos con un número impar de partículas nucleares tienen la propiedad de resonancia magnética nuclear. El núcleo rota alrededor de un eje que pasa por su centro. Al igual que las cargas en movimiento, estas partículas inducen un campo magnético. Cuando los átomos tienen un número par de protones los momentos magnéticos de las partículas individuales se cancelan unos con otros, pero cuando el número de protones es impar, el resultado es un momento magnético que puede medirse (spin). Estos átomos se comportan como dipolos, como si fueran pequeñas brújulas. En un ambiente normal, la dirección de la carga de los dipolos se distribuye aleatoriamente y no existe una carga neta en una dirección particular. Sin embargo, cuando se exponen a un campo magnético, los dipolos se alinean tanto en paralelo como en antiparalelo con las líneas del campo magnético, por lo cual los pares de dipolos con orientación opuesta se cancelan unos con otros. Hay, sin embargo, un pequeño exceso de dipolos que se alinean en la dirección paralela de menor energía; el resultado es un vector de magnetización neta en la dirección del campo magnético externo (dirección z). Si el campo magnético es perturbado por una fuente de energía externa orientada contra el eje z, como la que ocasionan los pulsos de radiofrecuencia (RF) en RM, el resultado es un movimiento del eje del vector llamado movimiento de precesión, parecido al observado cuando se golpea un trompo al girar, de manera que continúe girando inclinado pero sin caerse. El eje del vector resultante tiene un ángulo específico respecto al campo magnético principal o eje z, y la frecuencia del movimiento de precesión es directamente proporcional a la fuerza del campo magnético principal, y es específica para cada núcleo. La fuerza y duración del pulso de RF (su energía) determina el grado de angulación del vector con respecto del eje z; esto se conoce como flip-angle (ángulo de desviación).
En la secuencia de spin-eco (SE), que representa la base de la mayoría de las imágenes de RM, el pulso de RF se elige de manera que produzca una angulación del vector magnético de 90º, esto se denomina pulso de 90º. Cuando el pulso de radiofrecuencia se interrumpe, el objeto del experimento libera la energía recibida en forma de señal de RF, esto se denomina FID o free induction decay (caída libre de la inducción). Esta señal puede recibirse al inducir una corriente eléctrica en una bobina de alambre adecuadamente colocada que actúa como una antena. Las heterogeneidades locales en el campo magnético producen que la FID ocurra muy rápidamente (se desfasa) y para mantener una señal suficiente para la imagen, es necesario “reenfocar” los vectores desfasados con una segundo pulso de RF más potente (pulso de 180º). La señal que se recibe después de esto se llama spin-eco; repetidos pulsos de 180º producen múltiples spin-ecos.

A diferencia de las imágenes spin-eco, las llamadas secuencias rápidas emplean pulsos de RF de menor energía, por lo que la desviación del vector de magnetización (flip-angle) es menor. La señal resultante permite generar imágenes de eco-gradiente.

Mediante un procedimiento matemático, la transformación de Fourier, el computador puede asignar la localización del corte y el origen de la señal del propio corte, reconstruyendo de esta manera las imágenes de RM.


EL HIDRÓGENO SE COMPORTA COMO DIPOLO

En los tejidos biológicos se encuentra el hidrógeno, que tiene un protón y carece de neutrones. Es especialmente abundante en el agua y los lípidos. Constituye entre el 60 y el 90% de la estructura de los tejidos y es el núcleo más fácil técnicamente de tratar con campos magnéticos. La imagen de RM refleja la distribución de los protones móviles de los núcleos de hidrógeno en el organismo, sus propiedades magnéticas y cómo estos protones se recuperan tras la excitación con ondas de RF. En la imagen de RM el equivalente de la densidad radiográfica es la intensidad de señal del protón de hidrógeno, aunque sólo un porcentaje de los protones da lugar a una señal detectada que sirva para la imagen.


SECUENCIA T1

T1 es el tiempo que tarda la magnetización longitudinal en recuperar el 63% de su estado de equilibrio. El parámetro T1 mide el retorno longitudinal de los protones para su alineación con el campo magnético externo después que se ha interrumpido el pulso de RF. El T1 varía con la estructura molecular, es más largo en los líquidos que en los sólidos y es mas corto en los tejidos grasos. Si el tejido esta formado por agua pura o líquido (ej. líquido cefalorraquídeo, saliva, humor vitreo, quistes) las pequeñas moléculas de agua tardan bastante tiempo en transferir su energía. Esto significa que dichos líquidos presentan un T1 prolongado y aparecen de color negro en las imágenes de RM ponderadas en T1. Las moléculas de mayor tamaño, como las del tejido graso, transfieren la energía más rápidamente. La grasa presenta un T1 corto y aparece blanca o brillante en las imágenes de RM ponderadas en T1. Esta secuencia es útil para evaluar la morfología.

SECUENCIA T2

T2 es el tiempo que tarda la magnetización transversal en descender en un 63% de su fuerza máxima (o, lo que es igual, persiste un 37%). Con respecto al agua pura y otros líquidos, estas moléculas permanecen al paso durante un largo período de tiempo, por lo que la secuencia T2 es prolongada y aparecen blancas o brillantes en las imágenes ponderadas en T2. En cambio, la imagen de la grasa es de menor señal.

Como la mayor parte de los procesos patológicos da lugar a un incremento en la cantidad de agua libre o de volumen, las imágenes en T2 se utilizan con mayor frecuencia para detectar cuadros patológicos.

El concepto de secuencias o imágenes ponderadas en T1 y en T2 sirve para la comprensión de la escala de grises de las imágenes de RM.


SECUENCIA DE DENSIDAD PROTONICA

Esta secuencia minimiza el contraste en T1 (despondera en T1) y T2 (despondera en T2). Lo que ocurre aquí es que se valora la cantidad de protones que tiene un tejido, entonces el contraste obtenido expresa las diferencias de densidad protónica entre los tejidos. Si no existen diferencias en la señal de dos tejidos significa que ambos poseen la misma densidad protónica; por el contrario si hay diferencia en la señal esto se debe a que un tejido tiene más protones que el otro.


AGENTES DE CONTRASTE EN RM

La intensidad de señal emitida por un tejido puede ser modificada mediante la inyección endovenosa de un medio de contraste para RM. Este elemento cambia la intensidad de señal de algunos tejidos al cambiar los tiempos de relajación en T1. El realce del contraste está determinado principalmente por la vascularización y por el espacio vascular intersticial del tejido analizado. En los maxilares se utiliza medio de contraste para estudiar la presencia de realce en el interior de una lesión, o para analizar el límite de un tejido patológico como puede ser un tumor o un quiste.
El medio de contraste utilizado es el gadolineo, elemento para-magnético que acorta los tiempos de relajación T1 y se concentrará selectivamente en los tejidos patológicos (tumor o inflamación), ya que la concentración del contraste es mucho menor en los tejidos normales. El gadolineo es inocuo y por ello no posee contraindicaciones. Los estudios contrastados se realizan ponderados en T1 y con supresión grasa.


SUPRESIÓN O SATURACIÓN DE LA GRASA

La supresión de la señal de la grasa es especialmente útil cuando se utiliza el gadolineo. Como la grasa presenta una intensidad de señal elevada en las imágenes ponderadas en T1, la supresión de ella permite incrementar la certeza de que una señal hiperintensa representa sólo el realce obtenido por el uso del contraste. También es útil para acentuar la señal de edema en los tejidos en las imágenes potenciadas en T2.


EFECTOS BIOLÓGICOS Y CONSIDERACIONES DE SEGURIDAD

Aunque no se reconoce ningún peligro biológico de la RM, está contraindicada en los pacientes con implantes eléctricos, magnéticos o activados mecánicamente, como marcapasos cardíacos y bombas de infusión. Los riesgos potenciales asociados a la aplicación de RM en pacientes con implantes ferromagnéticos o materiales de este tipo están relacionados con la inducción de corrientes eléctricas o calor, la interpretación errónea de artefactos y la posibilidad de movimiento o desprendimiento del implante. Para los estudios de cerebro, cara y ATM es recomendable retirar aparatos de ortodoncia por el artefacto que generan en la imagen. Los pacientes con materiales ortopédicos, diafragmas anticonceptivos, implantes de lentes intraoculares, obturaciones dentales, implantes de titanio pueden ser estudiados sin problemas mediante RM.
Los pacientes pueden presentar reacciones emocionales o sicológicas antes o durante la realización del estudio con RM, siendo la razón más frecuente las escasas dimensiones al interior del gantry. Cuando se les informa bien respecto de los aspectos específicos de la exploración mediante RM, incluyendo el nivel de ruido que se produce por la acción de las bobinas emisoras, las dimensiones internas del equipo y la duración de la exploración, habitualmente toleran la RM sin problemas.

COMENTARIO FINAL

Por su excelente resolución de contraste en los tejidos blandos, la RM ha demostrado su utilidad en una gran variedad de circunstancias relacionadas con el territorio maxilofacial; diagnóstico de lesiones en partes blandas de cavidad bucal, cuello suprahioideo, glándulas salivales, articulación témporomandibular (para visualización del disco articular), cavidades paranasales y también para el estudio de lesiones quísticas y tumorales de los maxilares (para ver contenido de la lesión y posible infiltración de tejidos blandos adyacentes). El hueso cortical carece de spines móviles, por lo tanto se observa como vacío de señal (negro) en todas las secuencias de imagen, pero el hueso esponjoso se aprecia con una señal intermedia debido a que contiene cantidades definidas de agua y tejido graso.El disponer de varias secuencias para analizar la naturaleza de los tejidos patológicos y la posibilidad de obtener directamente imágenes multiplanares sin modificar la posición del paciente son dos ventajas que también deber ser consideradas.