(RMN) 2007-QUINTANA YAMILA

8/3/2019 (RMN) 2007-QUINTANA YAMILA

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ANGIOGRAFA POR

RESONANCIA MAGNTICA

Proyecto Final Integrador

Universidad Nacional de GeneralSan Martn

Alumna: Yamila Evelyn D. QuintanaPrcticas: IMAT, Centro Di Rienzo

Tutor: Dr. Ricardo RomnFecha: 22 de Septiembre de 2007


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INDICE

INTRODUCCIN Y OBJETIVOS

IMGENES POR ANGIORESONANCIA MAGNTICA

FLUJOTurbulenciaRelacin de Reynolds

APARIENCIA DEL FLUJO SANGUNEOFactores que generan disminucin de la seal

- Alta velocidad- Turbulencia- Desfase

Factores que generan aumento de la seal- Realce relativo al flujo- Refasaje por ecos pares- Pseudogatillado diastlico

FENMENO DE FLUJO COMBINADO

TCNICAS DE ADQUISICIN DE IMGENES POR ARMBreve descripcin de:

- Time of Flight (TOF)- Phase Contrast (PC)- Tcnicas de Sangre Negra- Tcnicas con Gadolinio

TCNICA TIME OF FLIGHT (TOF)Angulo de inclinacinEspesor del planoTiempo de repeticin (TR)Tiempo de eco (TE)Mtodos de anulacin de la seal de la grasa:

- Mtodo DIXON- Secuencia STIR

- Tcnica SPECIAL- Tcnica SPIR

TCNICA PHASE CONTRAST (PC)Mtodos de adquisicin:

- 2D SLAB PCA- CINE PCA- 3D VOLUME PCA

Tcnicas de reconstruccin, tratamiento de la informacin adquirida:- Imagen de Velocidad o Angiogrfica- Imagen de diferencia compleja

- Imagen de diferencia de fase- Imagen de fase pesada en magnitud


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Mxima Velocidad (Venc )Tiempo de eco (TE)Tiempo de repeticin (TR)Angulo de inclinacinTamao del voxel

Nmero de excitaciones (NEX)

TECNICAS CON GADOLINIO

POSTPROCESAMIENTO Y VISUALIZACIN- Demostracin de Superficies Sombreadas (SSD)- Representacin de Volumen (VR)- Proyeccin de Mxima Intensidad (MIP)

ARTEFACTOS- Artefactos de Adquisicin- Artefactos de Reconstruccin

CONCLUSIN

BIBLIOGRAFA


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INTRODUCCIN y OBJETIVOS

Introduccin

La resonancia magntica (RM) es un fenmeno fsico por medio del cual ciertas

partculas como los ncleos atmicos con un nmero impar de protones y/oneutrones, como el ncleo del hidrgeno (H), pueden absorber selectivamenteenerga electromagntica de radiofrecuencia al ser colocados bajo un potentecampo magntico.

Cuando se introduce al paciente en el imn, los ncleos de H se alinean con elcampo magntico principal (B0) creando un campo magntico que tiene lamisma direccin y sentido que la de B0 (magnetizacin longitudinal) por lo queno puede medirse directamente. En este caso se dice que los ncleos de H seencuentran en estado de equilibrio.

Como nicamente se puede medir la magnetizacin en el plano transversal seaplican, con una bobina emisora, pulsos de radiofrecuencia (RF) que tengan lamisma frecuencia que la frecuencia de precesin de los H provocando unatransferencia de energa entre estos dos sistemas, entrando ambos enresonancia. Durante ste proceso los ncleos del cuerpo absorben energa ypasan de un estado de reposo a un estado de excitacin, es decir quedisminuye la magnetizacin longitudinal y aparece una magnetizacintransversal.Al cesar el pulso de RF sucede el proceso inverso, los ncleos tienden aregresar a su situacin de reposo, de mayor estabilidad, liberando la energapreviamente absorbida; a ste fenmeno se lo llama relajacin.Esta liberacin energtica induce una seal elctrica que es recogida por unabobina receptora, siendo decodificada y reconstruida formando una imagen.

Por ltimo, los distintos tejidos pueden diferenciarse potenciando la imagen enT1, que es el tiempo que tarda la magnetizacin longitudinal en recuperar suestado de equilibrio (tambin llamado tiempo de relajacin longitudinal), o enT2, que es el tiempo que tarda la magnetizacin transversal en disminuir suvalor (tambin llamado tiempo de relajacin transversal). Adems, el valor de lamagnetizacin es proporcional a la densidad de H, por lo que tambin se puedepotenciar la imagen en densidad (DP).

Por otra parte, hay que destacar que la RM es muy sensible a los movimientosde flujo. Los efectos del flujo son responsables de una cantidad de artefactosque pueden disminuir el valor diagnstico de las imgenes. Pero tambin,estos efectos de flujo, pueden ser utilizados ventajosamente para obtenerimgenes de la anatoma vascular como tcnica no invasiva.Dicha tcnica es llamada Angiografa por Resonancia Magntica (ARM), lacual es una representacin y caracterizacin de los vasos sanguneos y delflujo de sangre.

Esta tcnica de ARM no siempre es una representacin anatmica precisa del

lumen de un vaso, tambin es una representacin funcional del mismo la cualrefleja el patrn del flujo sanguneo y de sus velocidades. De sta forma no


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slo se evala la anatoma vascular sino que tambin se puede cuantificar, porejemplo, el compromiso hemodinmico de las estenosis vasculares, comotambin identificar otras patologas.

Objetivos

En el presente trabajo se describirn las tcnicas de adquisicin de ARM msutilizadas y sus principales aspectos como mtodo diagnstico.Se definirn los factores que contribuyen a la formacin de las imgenes,siendo el flujo sanguneo el principal. Adems, se describir brevemente losmtodos de reconstruccin de la imagen, as como tambin, aspectosrelacionados con la calidad de la imagen, como lo son los artefactos.


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IMGENES por ANGIORESONANCIA MAGNTICA

Como he explicado anteriormente, la creacin de una imagen mediante ARMrequiere, al igual que en la obtencin de imgenes estndar (IRM), la aplicacinde un gradiente de pulsos de RF sobre un rea anatmica que posea un

campo magntico. A continuacin, los tejidos, emiten radioseales que sonrecogidas por las bobinas y, decodificadas y reconstruidas por software,formando as la imagen.

La sensibilidad de la RM a los movimientos de los ncleos de hidrgeno (H) enla obtencin de imgenes estndar, se aprovecha para generar imgenes enlas que se diferencian los ncleos mviles de los estticos o sea, los elementosde volumen (vxels) que poseen flujo en su interior de los que no presentanmovimiento.Las diferencias entre los ncleos mviles y los estacionarios pueden deberse ala absorcin selectiva de los pulsos de RF o tambin al desfase generado por

su desplazamiento bajo gradientes magnticos.La primera es la que se utiliza en las tcnicas de flujo TIME OF FLIGHT (TOF)y la segunda se debe a las tcnicas de fase PHASE CONTRAST (PC).

Los programas de flujo le dan una dimensin funcional al estudio, debido a quecon ellos se pueden calcular velocidades (en cm/seg) y volmenes (en ml/seg).De sta forma no slo se evala la anatoma vascular sino que tambin secuantifica el aspecto hemodinmico. Por ej.: la identificacin de estenosisvasculares, o anomalas de los tejidos perivasculares que provocan cambios enla velocidad del flujo sanguneo.

Para comprender la tcnica de ARM es necesario definir algunos conceptoscomo los desarrollados a continuacin.

FLUJO

Un flujo se caracteriza por: su velocidad (cm/seg), y su aceleracin (cm/seg)

El flujo venoso tiene generalmente una velocidad constante, aunque puedeverse afectado por la respiracin o maniobras de Valsalva ( esta maniobra es elintento de hacer una exhalacin con la glotis cerrada o la boca y la nariztapadas, generando una presin intratorcica que hace disminuir el flujosanguneo en la cavidad torcica sobre todo en las venas).Por el contrario, el arterial presenta una aceleracin brusca luego de la sstole,seguida de una desaceleracin tambin brusca, en la distole (generando, enalgunos casos, ausencia de flujo o flujo retrgrado).

El flujo puede serlaminaro turbulento.En un vaso, el flujo es ms rpido en el centro que en los bordes, por lo que se

dice que la velocidad es nula junto a la pared.


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A medida que la velocidad se incrementa o el flujo es perturbado (por ejemplo:por placas de aterosclerosis) se desarrollan turbulencias.

Figura 1: representacin del fenmeno de separacin del flujo en laminar yturbulento en arterias normales y anormales (por ejemplo, placas deaterosclerosis).

Turbulencia

La turbulencia se define como el movimiento al azar de elementos fludos.Siempre que un vaso se expande, por ejemplo, ms all de una estenosis, eltorrente que previamente era de lneas paralelas puede separarse y formarturbulencia.

La velocidad alta y la turbulencia no son trminos equivalentes. Un flujolaminar puede mantenerse a alta velocidad en tubos de dimetro pequeo y,por otro lado, puede ocurrir turbulencia a bajas velocidades en tubos dedimetros mayores.La turbulencia se presenta cuando las velocidades varan al azar, estemovimiento al azar produce desfase de los ncleos de H y en consecuenciaprdida de seal.

La sangre fluyendo puede aparecer brillante u obscura dependiendo de lavelocidad. Esta apariencia es muy influenciada por factores relacionados a lasecuencia de imagen y a la imagen en s misma.

La seal de la sangre fluyendo depende de: La posicin del corte que contiene el vaso con respecto al resto del

volumen de imagen multicorte. El tiempo de repeticin (TR) El tiempo de eco (TE) El N de eco El espesor del corte.

Las caractersticas de flujo constante en tubos se describen por la relacin deReynolds.


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El N de Reynolds (Re) es adimensional y depende de las siguientescaractersticas del fluido:

- la velocidad (cm/seg)- el dimetro (cm)

- la viscosidad (g/(cm.seg))- la densidad (g/cm)

idadvis

ltubodimetrodevelocidaddensidad

cosRe

= (Ec. 1)

Para los N de Re menores que 2100, el flujo es laminar, para valoressuperiores a 2100, el flujo es turbulento. Esta aproximacin es slo para flujoconstante en tubos de paredes lisas y que no se ramifican. Por lo tanto sepuede predecir una turbulencia con dichos nmeros.Cualquier irregularidad en la pared (por ej. debido a placas aterosclerticas), labifurcacin o ramificacin del vaso, o la pulsacin perturbar el flujo laminar,generando remolinos y turbulencia.

El flujo laminar proviene de las fuerzas entre la pared y el fluido formandocapas concntricas que tienen la misma velocidad.En el flujo laminar el perfil de la velocidad (V(r)) est dado por la siguienteecuacin:

)1(2

2

max)(

R

rVV

r= (Ec. 2)

V(r):perfil de velocidad. Es la velocidad medida a una posicin radial r, medidadesde el centro.Vmax: mxima velocidad en el centro.r:punto o posicin de medicin.R: radio.Esta ecuacin describe el perfil parablico de la velocidad.

La velocidad promedio en el lumen del tubo es:

2

maxVV= (Ec. 3)


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Figura 2:comparacin de flujo laminar y turbulento.

APARIENCIA DEL FLUJO SANGUNEO

La apariencia de la sangre fluyendo puede ser considerada en base a uncrecimiento o decrecimiento de la seal recogida por las bobinas.Tres factores independientes generan una disminucin en la intensidad de laseal:

ALTA VELOCIDAD TURBULENCIA

DEFASAJEEstos conducen al flujo nulo o ausencia de seal causada por el flujo rpido,que se da en los vasos normales. La falta de un flujo nulo esperado puedeindicar que el flujo es lento, que hay trombosis o que existe sangre estancada,as aneurismas, malformaciones arteriovenosas (MAV) y angiomas venosospueden ser identificados.

Tres factores, tambin independientes, pueden generar un incremento en laintensidad de la seal:

REALCE RELATIVO AL FLUJO REFASAJE POR ECOS PARES PSEUDOGATILLADO DIASTLICO

Estos fenmenos producen una ganancia de seal que puede ser confundidacon una patologa.

La apariencia de la sangre fluyendo puede ser influenciada por el efecto TOF(los protones de la sangre al moverse tienen una absorcin selectiva de lospulsos de RF) y tambin por el efecto de cambio de fase (PC) (al desplazarsebajo gradientes magnticos).


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TOF: se aprovecha el simple movimiento de los protones.PC: se provoca un movimiento inducido, al cambiarle la fase a los protones.

El efecto TOF puede conducir a una prdida de seal (efecto conocido comoTOF Loss o Prdida de Seal por Alta Velocidad) o a una ganancia de seal

(conocido como Realce Relativo al Flujo o Fenmeno de Entrada).El cambio de fase inducido por movimiento (PC) puede ser reversible (efectoconocido Defasaje de Primer Eco y Refasaje por Ecos Pares) o irreversible(Efecto Turbulencia).La seal tambin puede verse en sangre estancada o sin movimiento (sin estarcoagulada) en el momento de la adquisicin (pseudogatillado diastlico).

A continuacin se describirn brevemente cada uno de stos efectos.

ALTA VELOCIDAD

Una seal de Spin Eco se obtiene al recoger los ecos obtenidos luego deexcitar a un grupo de protones con los pulsos de RF 90 y 180 de unasecuencia Spin Eco (se los llaman pulsos porque su emisin dura milisegundos,y se los identifica con stos valores debido a que el ngulo de giro de lamagnetizacin tiene esas amplitudes); con cada pulso de refase de 180 segenera un eco, por lo que cuando el ciclo de pulsos tiene ms de una seal deeco se denomina Secuencia Multieco, en donde con cada eco se forma unaimagen.En las tcnicas multislice usadas en la actualidad, slo los protones que seencuentran dentro de un corte bien definido son expuestos a dichos pulsos.

Por eso la prdida de seal por alta velocidad ocurre cuando los protones nopermanecen el tiempo suficiente dentro del corte para adquirir ambos pulsosnecesarios para formar un eco de spin.La magnitud de la prdida de seal por alta velocidad es una funcin lineal dedicha velocidad de los protones y refleja las proporciones relativas de 2poblaciones de protones: los que estn dentro del corte para recibir los pulsosde RF apropiados y aquellos que no lo estn.La ltima poblacin puede ser dividida adems en protones que fluyen dentrodel corte no habiendo adquirido el pulso inicial de 90 y los que fluyen fuera del

corte antes de adquirir el pulso de 180.El tiempo que transcurre entre los pulsos de 90 y 180 es llamado intervaloentre pulsos y es el TE/2.Si se sigue el curso de todos los protones que estaban en el corte en elmomento del pulso inicial, durante el intervalo entre pulsos (TE/2) cada uno sehabr movido una distancia V*(TE/2).Estos protones movindose una distancia igual a un espesor de corte (z) oms, no devolver ninguna seal.De ste modo, la fraccin de protones que son expuestos al pulso inicial de 90y fluyen fuera del corte es:

zTEV

)2/( (Ec. 4)


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Por consiguiente, la fraccin de protones que quedan dentro del corte hasta elpulso de 180 es:

z

TEV

)2/(1 (Ec. 5)

Por lo que la seal de RM es proporcional al N de protones que quedan dentrodel corte para recibir el pulso de 180.

Para velocidades mayores que 2z/TE, la intensidad de seal es cero.

Los protones que abandonan el corte despus del pulso de 180 aun devuelvenseal como si estuvieran dentro del corte en el momento del eco de spin.

Figura 3:representacin de la prdida de seal por alta velocidad (TOF loss).Slo los H que reciban ambos pulsos, el de 90 y 180, darn seal. Los quereciban el pulso de 90 y luego dejan el corte antes de recibir el pulso de 180no emiten seal.

TURBULENCIA

Como se describi anteriormente, la turbulencia se caracteriza por elmovimiento al azar de elementos fluidos. Este movimiento al azar producedesfase y en consecuencia prdida de seal.El perfil de velocidad (variacin de velocidades dentro del vaso) es msmontono para un flujo turbulento que para un flujo laminar en el que dichoperfil es parablico.Se pueden definir varias regiones en un flujo que pasa por un tubo. La mayorturbulencia est en el centro del tubo, el flujo laminar se encuentra en una


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subcapa delgada en el lmite del tubo y una zona buffer separa el ncleoturbulento del lmite laminar.Curiosamente, la mayor fluctuacin al azar de los componentes de la velocidades mayor en sta zona buffer.

Figura 4: Flujo transicional en un tubo de radio R. En la parte superior, seobserva la vista lateral. En el medio, la vista axial que presenta el centroturbulento, la zona buffer y la subcapa con el flujo laminar.

DEFASAJE

El defasaje resulta cuando todos los protones en el voxel no se mueven a lamisma velocidad a travs de un campo magntico gradiente y as acumulanuna cantidad diferente de fases.Si ellos estn fuera de fase al momento del eco de spin, la seal est perdida.

Cuanto ms empinado es el perfil de velocidad parablica del flujo laminar (osea, cuanto mayores son las diferencias de velocidad en el vaso) y cuanto masfuerte es el gradiente, la cantidad de defasaje es mayor.La prdida de seal por defasaje se da en el primer eco y en todos los ecosimpares. Si el flujo laminar es constante y continuo hasta que un segundo ecoes adquirido, el defasaje visto en el primer eco puede ser reconstituido(refasaje) en el segundo eco.Cuando mltiples ecos son adquiridos en un eco tren, todos los ecos imparestienen la intensidad de seal disminuida (debido al defasaje) y los ecos parestienen aumento de la intensidad (debido al refasaje).


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REFASAJE POR ECO PAR

El refasaje slo ocurre para un flujo con velocidad constante en un gradientelineal. As cuando aumenta la aceleracin del flujo o aumenta el gradiente decampo, no ocurrir refasaje completo del eco par.

El refasaje de eco par resulta en una intensidad ms alta para ecos paresrespecto de los ecos impares precedentes, esto es visto principalmente paraecos simtricos, es decir, aquellos en los cuales el TE del segundo eco es eldoble que el del primer eco.Pero no hay que confundirse ya que, con estancamiento, la seal del flujo nulonormal est perdida y puede verse una alta seal intraluminal, particularmente,en un largo TR (tiempo de repeticin), DP (densidad protnica), e imgenespesadas en T2. Debido a esto la seal alta puede simular una masaintraluminal o un trombo.Tambin el flujo puede ser enlentecido significativamente slo por el hecho deque el paciente est incorrectamente posicionado.

PSEUDOGATILLADO DIASTLICO

La alta seal resultante del estancamiento de sangre tambin puede ser vistaen arterias bajo ciertas condiciones.Durante un ciclo cardaco dado, el flujo es alternativamente rpido durante lasstole y lento o ausente durante la distole.Cuando la adquisicin de una imagen de RM es intencionalmente gatillada(aplicada) por la onda R del ECG, se observa una alta seal intraluminal enarterias durante la distole que durante la sstole.Pero esto es posible sincronizando el ciclo cardaco con la RM, sin el gatingcardaco intencional.Siempre que se observa en el pseudogatillado diastlico de una arteria unaseal alta, sta puede ser, probablemente, identificada por errorconfundindola con un trombo o un tumor. En tales casos el estudio debe serrepetido con gatillado cardaco, posicionando al paciente de tal forma que elcorte en cuestin est en el interior del volumen imagen. Si aun as es vistauna seal alta en los cortes adquiridos con un intervalo de R (onda R del ECG)correspondiente a la sstole cardaca entonces se confirma que hay presenteuna patologa.

Figura 5:Diagrama de un ECG que representa la adquisicin de una imagende RM con gatillado cardaco.


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REALCE RELATIVO AL FLUJO

Cuando evaluamos los efectos del flujo, es importante recordar que la sangrepuede llegar a ser magnetizada en cualquier parte dentro del dimetro interiordel imn, mientras que la imagen es obtenida solamente en la regin

homognea del centro del imn. Esto es donde la bobina de RF esposicionada para excitar selectivamente protones dentro de un corte delgado y,en consecuencia, para detectar la seal de eco de spin procedente de esecorte.Cuando el flujo sanguneo entra lentamente en el primer corte de un volumende imagen multislice (mltiples cortes por cada TR de la secuencia usada), lasangre restante parcialmente saturada (es decir, desmagnetizada, con un valorcada vez menor de la componente longitudinal de la magnetizacin)proveniente de la secuencia previa es reemplazada por sangre totalmenteinsaturada.La fuerte seal obtenida de sangre insaturada intraluminal refleja

magnetizacin total, mientras que el resto del tejido estacionario adyacentepermanece parcialmente saturado a un cierto grado dependiendo de su propioT1 y el TR seleccionado.Esto es lo que se conoce como REALCE RELATIVO AL FLUJO OFENMENO DE ENTRADA.

La seal intraluminal es mayor a una velocidad a la cual toda la sangre queest en el corte es reemplazada en el intervalo TR entre excitaciones.Esto ocurre a la velocidad V:

TR

zV

= (Ec. 6)

Cuando los protones que estn fluyendo son expuestos a su primer pulso de90, devuelven una seal ms fuerte. La exposicin a los posteriores pulsos de90 en el interior del volumen imagen devuelve una seal ms dbil, cuyaintensidad mximadepende del intervalo TR entre excitaciones y de la cantidadde recuperacin de la magnetizacin longitudinal que ha ocurrido (reflejando elT1 de la sangre no coagulada).

Cuando el flujo se mueve a la velocidad V (Ec. 6), el mximo realce de flujoocurre en el corte de entrada para un dado sistema de imagen.

El grado de realce relativo de la sangre fluyendo tambin refleja la limitadarecuperacin longitudinal del tejido estacionario adyacente. El realcerelacionado al flujo es as ms pronunciado a TR cortos en imgenes pesadasen T1. Esto es cierto para el corte de entrada de ambas adquisiciones, 2D y3D. El efecto es tambin mayor para tejidos estacionarios con tiempos derelajacin T1 ms largos.La ecuacin 6 indica ese realce de flujo para TR cortos cuando el flujo va avelocidades altas.


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Figura 6: los spins que se mueven ingresando al corte estn totalmenterelajados, insaturados, generando un alta intensidad de seal.

Si la sangre fluyendo puede evitar la exposicin al pulso de 90 en el primercorte, retiene completamente su magnetizacin hasta que llega a un corteinterno, proporcionando un realce de flujo en una zona ms profunda en elvolumen de imagen. As para velocidades superiores a V, el Realce Relativo alFlujo puede verse en cortes profundos.

Para entender el mecanismo del realce de flujo para cortes profundos conrespecto al corte de entrada, uno debe estar familiarizado con unos pocosdetalles de la tcnica de imagen multislice (que varia entre los distintosfabricantes).Los pulsos de 90 para un corte dado estn separados en el tiempo por unintervalo TR. Para el volumen de imagen como un conjunto, sin embargo, lospulsos de 90 son aplicados ms frecuentemente, siendo separados por elintervalo entre la excitacin de cortes sucesivos.Si cortes son adquiridos durante un intervalo TR, el intervalo entreexcitaciones a sucesivos niveles es TR/. Generalmente la excitacin ocurrepara los cortes consecutivos (es decir: 1,2,3,,), aunque tambin escomnmente usada en cortes impares.Considerando slo la excitacin de cortes consecutivos, la sucesin de pulsosde 90 aparece como una onda de excitacin del corte que se mueve a travs

del volumen de imagen a una velocidad Vo para un corte de espesor zdurante el intervalo TR/, esto es:

/0

TR

zV

= (Ec. 7)

La intensidad de seal intraluminal depende de si el flujo es en la direccin dela onda de excitacin del corte, esto es, cocurrent (en la misma direccin) ocontra ella, o sea, countercurrent(en direccin opuesta). La intensidad de seales mucho mayor para flujo countercurrent que para flujo cocurrent.


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FENMENO DE FLUJO COMBINADO

Los fenmenos de flujo ya descriptos a menudo ocurren en combinacin.Pueden tener un efecto aditivo o compensatorio en una sola adquisicin despin eco.

Como la velocidad aumenta desde cero, el realce relativo al flujo se incrementainicialmente en los cortes cerca de la superficie de entrada, siendo mximo enel primer corte a velocidad V (Ec. 6).Como la velocidad continua incrementndose, el realce puede ser notado encortes ms profundos, sin embargo, la intensidad de la seal puede empezar adecrecer en el primer corte debido a las prdidas de compensacin y eldefasaje.

El defasaje aumenta a medida que aumenta la velocidad, debido alempinamiento del perfil parablico de la velocidad y a la disminucin de lacoherencia en la orientacin de los spins dentro del voxel. Esta tendencia a la

prdida de seal disminuye parcialmente la ganancia de la misma que habaresultado del realce relativo al flujo.Si un segundo eco es adquirido y el flujo laminar contina a la misma velocidadhasta el segundo TE, el refasaje de eco par reconstituye la seal perdida quehaba ocurrido durante el desfase del primer eco.

La prdida de seal se debe al efecto TOF, sin embargo, se incrementa en laimagen del segundo eco porque un perodo mas largo est ahora disponiblepara el flujo de spins saliendo antes de la exposicin al segundo pulso de 180.Para velocidades y dimetros vasculares comparables, achicando el espesorde los cortes aumentan las prdidas de seal por efecto TOF, disminuyendo laintensidad de seal.Como el dimetro vascular disminuye para una dada tasa (o velocidad) de flujo,el perfil parablico laminar se empina, aumentando los efectos de defasaje refasaje.

Cuando la intensidad de la seal de una vena es particularmente fuerte en lasegunda imagen del eco, puede estar asociado el realce relativo al flujo.El refasaje de ecos pares debe restaurar solamente la seal que estabaperdida en el primer eco. Por consiguiente, si la seal intraluminal en unasegunda imagen de eco es aquella esperada en base a los tiempos T1 y T2 de

la sangre estancada, debe sospecharse un realce relativo al flujo; ya que esterealce puede ser enmascarado por defasaje en la primera imagen de eco, suinfluencia no puede estar clara o manifiesta hasta el segundo eco.

Cuando la alta seal es vista en una arteria, el pseudogatillado diastlico puedeestar presente.Clnicamente, es importante distinguir la intensidad de seal aumentada acausa del realce relativo al flujo de aquella causada por un tumor o un trombo.Debido a que la alta seal solamente puede verse en una arteria si elpseudogatillado diastlico est presente, el estudio debe repetirse con gatilladocardaco.

Si la alta seal se nota en un corte interno durante la sstole cardaca, el realcerelativo al flujo es excluido de las causas de alta seal.


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TCNICAS DE ADQUISICIN DE IMGENES POR ARM

La Angiografa por RM se puede realizar actualmente mediante cuatro tcnicaslas cuales se describen brevemente a continuacin:

Time of flight (TOF)

Se basa en el realce de los vasos aumentando la seal de los protones mvilesde la sangre y, simultneamente, suprimiendo la seal de los protones de lostejidos estacionarios.La alta seal de la sangre se basa en el fenmeno de Realce de Flujo quemuestran los vasos en las secuencias de eco de gradiente. La seal de lostejidos que rodean los vasos (tejidos estacionarios) se atena o suprime por laaplicacin de tiempos TR muy cortos que saturan su seal. Por el contrario, losprotones de la sangre fuera del corte que llegan con un vector de

magnetizacin longitudinal grande no tienen tiempo de saturarse durante supaso por el corte, manteniendo un vector de magnetizacin longitudinal grandepor lo que, en consecuencia, muestran una alta seal.Los vasos se muestran mejor si son perpendiculares a la direccin del corte,siendo posible observar selectivamente arterias o venas, aplicando bandas desaturacin para eliminar el flujo en una direccin determinada.Las imgenes se pueden adquirir en 2D y 3D. La tcnica 2D es ms rpidapero tiene menor resolucin espacial. Tambin, en estudios arteriales latcnica 2D tiende a sobreestimar el grado estentico apareciendo zonas (ogaps) de ausencia de seal segmentaria en estenosis crticas. La 3D muestrams detalle y est indicada en vasos finos y tortuosos, pero es ms lenta que la2D y posee menos sensibilidad en las estenosis.En sta tcnica TOF la seal puede realizarse con gadolinio endovenoso,principalmente en estudios 3D en estenosis crticas, en vasos perifricos y enestudios en fase venosa.Los cortes obtenidos se reconstruyen y se visualizan habitualmente mediantetcnica MIP, la cual se basa en la evaluacin de cada voxel seleccionando elde mximo valor que es el que representa, ignorando las otras intensidades.

Phase contrast (PC)

Se basa en los cambios de fase de los protones de la sangre con respecto alos de los tejidos estacionarios a lo largo de un gradiente. Se aplicangradientes bipolares en las 3 direcciones del espacio.Los tejidos estacionarios no presentan una ganancia neta de la fase alcompensarse el gradiente positivo con el negativo. La sangre, sin embargo,mantiene un cierto cambio de fase al moverse fuera del plano, que no secompensa con el segundo gradiente. Este desfase se puede medir.La seleccin y amplitud de los gradientes permiten mostrar sangre arterial ovenosa, segn la velocidad del flujo.Al igual que la TOF se puede adquirir en 2D y 3D reconstruyendo y

visualizando las imgenes por tcnica MIP.

Las secuencias usadas en PC son las de eco de gradiente con ngulo limitado,cuya principal caracterstica es la obtencin del eco mediante la aplicacin de


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gradientes alternantes o inversos, en vez de pulsos de refase de RF de 180.Junto con ste tipo de refase se utilizan ngulos de excitacin limitados,menores de 90 para no saturar la muestra, que permiten la utilizacin de TRmucho ms cortos que en SE. Esta combinacin de ngulo limitado y refasepor gradientes permite acortar el tiempo de adquisicin de la imagen

notablemente.

Tcnicas de sangre negra

Se basan en la prdida de seal que presentan los protones mviles en lassecuencias basadas en los ecos de spin.Para producir una seal los protones deben recibir un pulso de excitacin y otrode refase de 180. Los protones estacionarios reciben ambos, mientras que losmviles que han abandonado el corte antes del pulso de refase, no emitenseal.Al contrario de lo que sucede en las 2 tcnicas anteriores, la seal proviene de

los tejidos estacionarios, mientras que la sangre se visualiza negra.Este efecto de sangre negra aumenta a medida que aumenta la velocidad de lasangre, mayor es el grosor del corte y mayor es el parmetro TE.El efecto tambin se aprecia en las secuencias SE multieco, como la secuenciaTurboSE (TSE), sta ltima es una secuencia rpida desarrollada comomodificacin de la secuencia SE multieco. El ciclo de pulsos de esta secuenciase caracteriza por la aplicacin de un pulso de excitacin de 90, igual que enSE, y la posterior formacin de dos o ms ecos de spin producidos por pulsosde refase de 180. La caracterstica bsica es que cada eco se codifica en elespacio K (que es una matriz que contiene la informacin adquirida de larelajacin de los spins, que debe ser transformada por la ecuacin de Fourierpara obtener una imagen interpretable) con una fase distinta.

Tcnicas con gadolinio

La ARM con contraste se basa en el acortamiento del T1 de la sangre cuandose inyecta una sustancia paramagntica, como el gadolinio.Generalmente se utiliza la tcnica 3D con secuencias de eco de gradiente conTR y TE muy cortos.El gadolinio produce una rpida recuperacin del vector magnetizacinlongitudinal (acortamiento del T1) de la sangre, que no se satura aunque se

usen tiempos de repeticin muy cortos, mientras que los tejidos estacionariossufren el efecto de la saturacin, y la consiguiente prdida de seal.Con sta tcnica los tiempos de exploracin son ms cortos que en lastcnicas anteriores (del orden de segundos) pudiendo hacerse con respiracinsostenida.

Las dos Tcnicas ms utilizadas son TOF y PC. A continuacin se describencon ms detalle.


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TCNICA TIME OF FLIGHT (TOF)

Los ncleos de H mviles que se encuentran en el plano de imagen en elmomento de la excitacin absorben el pulso de RF y se relajan mientras vansaliendo de dicho plano siguiendo la corriente sangunea, siendo reemplazados

por ncleos nuevos no excitados (totalmente relajados) que ingresan en elplano con sangre nueva.Si se aplica otro pulso de RF despus de un tiempo TR los voxels estacionariosdarn una seal diferente a la que proporcionen los voxels donde circulasangre. Esto quiere decir que para tiempos de repeticin ms cortos que eltiempo de relajacin longitudinal de los spins estacionarios que se encuentrandentro del corte, la seal es disminuida debido a los efectos de saturacinparcial (o sea que la seal es menor que cuando los spins estn totalmentesaturados o, dicho de otra manera, que la magnetizacin no estcompletamente relajada).

El flujo sanguneo en el vaso mueve los spins fuera del corte, los cuales nopueden ser sometidos a los pulsos de RF. Dichos spins insaturados ototalmente relajados tienen un completo equilibrio de magnetizacin y por lotanto al entrar al corte producen una fuerte seal, mucho ms fuerte que la delos spins estacionarios. Esta diferencia de seal es la que se utiliza paravisualizar los vasos.Este efecto es llamado fenmeno de entrada al corte (entry phenomenon) orealce de flujo (flow related enhancement).Despus de cada TR, el valor de la magnetizacin va disminuyendo hastaalcanzar un estado estacionario que ser el que defina el valor que presentarnlos voxels estacionarios y los mviles. Las diferencias observadas en la sealson equivalentes alas diferencias que hay en la magnetizacin longitudinal delos voxels estacionarios con respecto a los voxels que contienen flujo omovimiento.

La cantidad de realce de flujo depende de varios factores, incluyendoparmetros especficos del tejido como el T1, parmetros especficos de lasecuencia como el flip angle (ngulo de giro), y el TR, y parmetrosgeomtricos como el espesor del corte o la velocidad del flujo sanguneo.En los voxels donde circula sangre, cuanto mayor sea el nmero de spinsrelajados que ingresan en el corte durante cada TR, mayor ser la seal,

alcanzando un valor mximo en el caso de que todos los spins seanreemplazados por sangre nueva. Si el TR es suficientemente largo como paraque los spins de los voxels estacionarios se relajen completamente no veremosdiferencias entre los estacionarios y los mviles; es decir que cuanto menor seael TR habr ms diferencia en las intensidades de seal.

Para recoger la seal es imprescindible obtener un eco durante el tiempo devuelo por el plano (el cual se obtiene por inversin del gradiente, que no esselectivo del plano como el obtenido en SE), ello implica que aunque la sangresalga del plano inicial podr ser seguida y obtener de ella un eco a lo largo deotros planos mientras conserve la diferencia con los voxels estacionarios

correspondientes. Es fundamental, para esto, trabajar con valores pequeosde TE, por lo que se utilizan las secuencias GE.


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Las secuencias GE utilizan un pulso inicial con un ngulo determinado y ungradiente bipolar, el cual est formado por dos gradientes, uno de desfase yotro de refase, de igual amplitud, igual tiempo de aplicacin pero de signosopuestos. Una vez aplicado el pulso inicial se aplica un gradiente dedesfase, que potencia el desfasamiento normal de los ncleos, para luego

aplicar un gradiente de refase, que los pone en fase nuevamente, haciendoaumentar la seal hasta el valor que le correspondera por su decaimientonormal en T2*; con sto se puede detectar una seal Eco de Gradiente, quepermite formar una imagen con los valores de la relajacin de los ncleos delvoxel excitado.La Secuencia GE potencia la imagen en T2* y no en T2, porque no se corrigenlas heterogeneidades externas. En sta secuencia la obtencin de una sealde eco mediante gradientes bipolares permite que se consiga con TE muycortos, lo que tambin permite que los tiempos TR sean mas cortosdisminuyendo, en consecuencia, los tiempos de adquisicin; siendo muchoms cortos que en las secuencias SE.

Las imgenes GE potenciadas en T1 se obtienen mediante altos (tendiendoa 90) y TR cortos (los lquidos en reposo se ven hipointensos).

Figura 7:esquema de la secuencia GE. Donde a es el ngulo de inclinacin,+Gx y -Gx es el gradiente bipolar, TE el tiempo de eco y TR el tiepo derepeticin de la secuencia.

Las ARM por mtodo TOF se pueden realizar de dos maneras:TOF 2D: en sta tcnica se divide el volumen de estudio en planos que sernadquiridos independientemente.TOF 3D: aqu se adquiere la seal de todo el volumen a al vez.

En la TOF 2D, la obtencin de la imagen se hace de forma que el plano seaperpendicular a la direccin del vaso. Una vez obtenida la imagen el plano esligeramente desplazado, repitindose la adquisicin sucesivamente.Adquirir los planos paralelamente uno a continuacin del otro le da el nombrede ARM secuencial.


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La resolucin de la imagen 2D depende del espesor elegido para cada plano, elcual est condicionado por los gradientes magnticos. Generalmente seutilizan espesores de 2 a 3 cm, intentando mejorar la resolucin espacialmediante solapamientos parciales (overlapping) de los planos.Como la seal del flujo se observa en ambas direcciones en el plano imagen,

se quita la seal de los vasos en los que el flujo circula en direccin opuestautilizando bandas de presaturacin adyacentes al plano y en el lado de lacirculacin que se quiere anular.Antes de obtener la imagen, estas bandas reciben un pulso de RF determinado,generando que los spins mviles al ingresar al plano, estn en la mismasituacin que los estacionarios (no generando contraste) anulndose la sealdel vaso. En consecuencia slo queda en la imagen la seal en la direccinque no est presaturada. Lo ideal sera usar la adquisicin llamada walking sato traveling sat, que se basa encolocar dichas bandas de saturacin justo antesde que la sangre entre en el plano y trasladarlas con el plano imagen.

La TOF 2D es sensible a los flujos lentos. Esto se debe a que usa divisionesmuy finas como volmenes de imagen en las que la sangre no se satura tanrpido como en un volumen grande, mostrando una alta intensidad de seal dela sangre, distinguiendo as el flujo lento proveniente de las estenosis. Encambio, la TOF 3D tiene una sensibilidad ms baja para los flujos lentos debidoa que la sangre tiene que atravesar un volumen de imagen mayor que en TOF2D, en el que la sangre se satura si no fluye rpido.

Una desventaja de la TOF 2D es que tiende a sobreestimar el grado de lasestenosis apareciendo zonas sin seal.

Figura 8: la TOF 2D se basa en la adquisicin de mltiples cortes finos endiferentes zonas de un vaso. El nmero de cortes adquiridos depende deltamao del vaso y del espesor de corte.


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Figura 9: Imgenes de TOF 2D (ambas A) comparadas con Angiografa digital(ambas B). En las dos imgenes de la izquierda se ve flujo nulo (A) donde hayuna estenosis crtica (B). En ambas imgenes derechas se observa unasobreestimacin de la estenosis (A) en una placa ulcerada (B).

En la TOF 3D se obtiene todo un volumen (slab) a la vez. El tamao del slabes de 3 a 8 cm, el cual se divide en 32 o 64 planos o particiones. La ventaja deste mtodo es que las particiones pueden tener un espesor menor a 1 mm,consiguiendo una mayor resolucin espacial con respecto a la TOF 2D.En sta tcnica es importante que la sangre fluya rpidamente atravesandotodo el slab para no saturarse. Pero si no fluye suficientemente rpido puedesaturarse antes de terminar de atravesar todo el slab por lo que se vera bien elingreso de los vasos en el volumen de imagen pero no se vera la porcin final,ya que la seal desaparece a medida que el flujo circula. Por lo tanto lacirculacin venosa y los vasos que presentan tortuosidades tienen dificultades

dentro del volumen imagen.

Figura 10: en sta tcnica se excita todo el volumen a la vez. La resolucinespacial a lo largo de la direccin del slab es similar a la resolucin en el planocon una codificacin de fase apropiada.

Estos 2 mtodos pueden utilizarse juntos, combinando la buena resolucinespacial de la TOF 3D con la gran sensibilidad de la TOF 2D a los flujos lentos.A sta variante se la llama TECNICA MOTSA (mltiple overlapping thin slab

acquisition). Se basa en adquirir muchos slabs muy delgados, para evitar unasignificativa saturacin de los spins dentro del slab, y ligeramente superpuestos,


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debido a las imperfecciones del perfil de corte, por lo tanto necesitan solaparseun 20% o 30% para que no quede ninguna zona sin explorar evitando ascualquier clase de efecto de persiana veneciana en las reas entre los slabs,en el momento de la reconstruccin por MIP.

Figura 11: representacin de la tcnica MOTSA. El rea gris representa elsolapamiento.

Como se dijo anteriormente, en las tcnicas TOF el realce de flujo depende devarios factores del tejido y de la secuencia de imagen usada. Estos varansegn los vasos a estudiar y deben ser adaptados a las caractersticashemodinmicas de cada paciente.

Los factores son:

Angulo de inclinacin (Flip Angle): influye en la saturacin de los spins.Si se aplica un ngulo grande proporciona alta intensidad de seal en laentrada al plano, suprimiendo bastante la seal de fondo, y saturandorpidamente la seal de los spins fluyendo (flujo sanguneo). Por el contrario,si se selecciona un ngulo pequeo se evita la saturacin de spins a costa deuna baja intensidad global (poco contraste) de la imagen, o sea, los tejidosestacionarios no quedan muy atenuados y el flujo sanguneo tendr menossaturacin, pudiendo recorrer as un distancia mayor antes de perderse elcontraste.Los ngulos de inclinacin suelen ser mayores en campos magnticos bajos yaque el T1 depende del valor del campo magntico y en campos magnticosmenores los tejidos se recuperan ms rpido.

Espesor del plano: cuanto mayor es el espesor mayor es la distancia a recorrerpor la sangre y por lo tanto mayor cantidad de pulsos de RF recibir, lo quegenerara una muy rpida saturacin del flujo disminuyendo el contraste conrespecto al fondo.

TR: tiene que ser el ms corto posible para que el tejido estacionario durante eltiempo de vuelo por la imagen reciba suficientes pulsos para que quede lo mssaturado posible, pero no tan corto para que no afecte al flujo sanguneo.

TE: debe ser el menor posible para lograr una mayor seal de la sangre inflowy evitar la dispersin propia de las irregularidades del flujo.


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En las tcnicas TOF se aprovecha el tiempo de relajacin T1 corto de lostejidos, ya que se pueden recuperar entre cada TR (saturndose menos queotros tejidos), por lo que stos aparecen con intensidad de seal alta. Peroesto tiene una desventaja en el caso de que existan placas de lpidos en los

vasos debido a que la seal presenta alta intensidad confundindose con flujo,o con la presencia de un hematoma subagudo, el cual tambin puede serconfundido con flujo por su intensidad de seal.

Por lo tanto, en las tcnicas TOF y en las ARM en general, se trata de anular laseal de la grasa, y para esto existen varios mtodos.

Mtodos de anulacin de la seal de la grasa

-El mtodo DIXON, que se basa en aprovechar la diferencia de presesin del Hen el radical OH y en el radical CH2 CH3.

-La secuencia STIR, anula la seal de la grasa utilizando el tiempo de inversin(TI) de la secuencia Inversin- Recuperacin (IR), ya que en IR la grasa eshiperintensa con un TI alto. Por lo tanto si se baja el TI se disminuye la sealpudiendo obtener as, para cada valor del campo magntico un TI que anula laseal de la grasa.

-Otra estrategia es la tcnica SPECIAL, que selecciona la frecuencia del pulsoinversor automticamente mediante un espectro previo. Consiste en aplicar alvolumen imagen un pulso inversor a la frecuencia de la grasa y despus de untiempo TI se aplica la tcnica de imagen anulndose as la seal de la grasa.-Tambin se puede obtener la grasa en negro utilizando una secuencia GE conun ngulo inicial y un TE adecuado.

Aunque, el mtodo ms usado actualmente se llama tcnica SPIR, queconsiste en la saturacin espectral de la grasa, aplicando un pulso de RF a lafrecuencia exacta a la que presesionan los triglicridos, antes de aplicar latcnica de imagen. Para lo que es necesario un buen shimming magntico,que es la compensacin de las heterogeneidades del campo magntico,mediante la creacin de campos magnticos adicionales haciendo pasarcorrientes contnuas adecuadas por bobinados que se colocan dentro del imn.

Pueden utilizarse adicionalmente a la tcnica TOF secuencias de MTC(Magnetization Transfer Contrast) con el fin de saturar tejidos estticos, lo cualpermite visualizar vasos distales con menor seal de flujo.Actualmente es una tcnica que se usa rutinariamente con la TOF.

TCNICA PHASE CONTRAST (PC)


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La angiografa por contraste de fase abarca una variedad de tcnicas de ARMque proporcionan informacin anatmica y de flujo del sistema vascular. Esdecir, mejoran la deteccin de vasos pequeos o fludos lentos por supresindel fondo y, utilizan la relacin de velocidad-fase intrnseca a la Angiografa porContraste de Fase (PCA PC) para obtener informacin fisiolgica con

respecto al flujo sanguneo.

Dichas tcnicas son:

2D SLAB PC, donde la imagen es proyectada desde un grueso slab. CINE PC, sirve entre otras cosas para evaluar el flujo pulstil. 3D VOLUME PC, tiene muy buena resolucin como mtodo angiogrfico.

El mecanismo de contraste, en estas secuencias de pulsos, se basa en elmovimiento sanguneo. Por esto la intensidad de la seal es proporcional a lavelocidad del flujo.

El proceso de PC consiste en 3 pasos: Adquirir, substraer y, asignar unaintensidad de pxel.Primero, se realizan adquisiciones, dando cada una, una fase diferente a losspins en movimiento. Luego, se substraen las fases de dichas adquisiciones(con un algoritmo determinado) y las diferencias resultantes se asignan a unaintensidad de pxel.

Un factor importante que distingue a sta tcnica de otras es que la intensidaddel pxel representa diferencias en las fases en lugar de diferencias demagnetizacin. Por lo tanto, la tcnica PC se basa en la fase o en la direccintransversal en la que apunta el vector magnetizacin del tejido, para generarcontraste. O sea, que la amplitud del pulso de RF (pulso de gradiente)determinar el ngulo de inclinacin de dicho vector.Si el pulso de RF produce un ngulo de giro de 90, la magnetizacin girarhacia abajo para quedar en el plano transversal. La magnetizacin transversalpuede definirse por la longitud del vector magnetizacin (M) y por su ngulo defase () con respecto al eje de referencia.La codificacin de flujo se consigue aplicando gradientes de campo magnticobipolares.Un pulso de gradiente bipolar est compuesto por dos lbulos de igual amplitud

y duracin pero de signos opuestos. Cuando se aplica el primer lbulo, losspins del tejido estacionario y del tejido en movimiento empiezan a acumularfase. Inmediatamente se aplica el segundo lbulo, con la consecuencia que losspins estacionarios retroceden perdiendo la fase acumulada, mientras que losque se mueven ya habrn viajado una determinada distancia localizndose enun punto diferente al que estaban, experimentando, por lo tanto, un tamao decampo diferente al primero, y los cambios de fase no volvern a cero.Los spins en movimiento se irn de se punto con un cambio de fase residualque es proporcional a la distancia que ellos se movieron, es decir, a suvelocidad.

As, la Tcnica de PC se basa en el Principio fsico que muestra que los spinsque se mueven en la direccin del gradiente de campo magntico bipolar


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adquirirn un cambio de fase proporcional a su velocidad que es definida porun ngulo de fase (). El cambio de fase ( desfase de flujo) tambin esproporcional a la amplitud y duracin del gradiente; el producto de ambas es elrea del gradiente (A).Esto se representa en la siguiente ecuacin:

= VTA (Ec. 8)

Dnde es el cambio de fase (desfase de flujo), es la constante deproporcionalidad giromagntica, V es la componente de la velocidad en ladireccin del gradiente bipolar aplicado, T es el intervalo de tiempo entre loslbulos del gradiente y A es el rea de cada uno de los lbulos del gradiente.

Una caracterstica importante de la PC es que los gradientes bipolares quecodifican el flujo pueden variar en amplitud o duracin para sensibilizar elestudio para flujo rpido o lento.

La amplitud de los gradientes es proporcional a la mxima velocidad (llamadaVenc), la cual es codificada y es una variable adicional que se debe seleccionarantes del estudio de PC.

Un punto importante en PC es que los vasos que corren perpendicular a ladireccin de codificacin del gradiente no se pueden ver, slo los spins que semueven a lo largo de la direccin de codificacin del gradiente sufren uncambio de fase.Para ejecutar una secuencia es necesario que el gradiente codifique en las tresdimensiones, aunque el operador podra elegir la direccin a lo largo decualquier eje (en la direccin de seleccin de corte, en la direccin decodificacin de frecuencia o, de fase).

Idealmente, el tejido del fondo no acumula ninguna fase. Pero la fase de losspins estacionarios puede ser alterada por otros factores, que generan cambiosde fase, como las variaciones en el campo magntico por inhomogeneidades ola susceptibilidad del tejido, teniendo una seal muy baja. Esta seal sesuprime realizando 2 scans (exmenes) y haciendo una substraccin de los 2conjuntos de datos.El primer juego de datos es adquirido con el gradiente de codificacin de flujobipolar con una polaridad especfica (por ejemplo, un lbulo negativo seguido

de uno positivo) y el segundo es recogido bajo las mismas condiciones con laexcepcin de que el gradiente tiene polaridad opuesta al anterior (haciendoesto se consigue que la seal del cambio de fase inducida por velocidadtambin sea invertida en la segunda adquisicin). Finalmente se substraenambas adquisiciones generando un aumento en la diferencia de fase de losspins en movimiento y cancelando los errores debidos a los cambios de fase(por inhomogeneidades) que eran producidos en ambas adquisiciones.La eliminacin del tejido estacionario por substraccin ha conseguido quecualquier tejido estacionario con T1 corto, o sea material con alta intensidad deseal, como la metahemoglobina o la grasa, sean eliminados y que los vasosestn ms visibles.

La substraccin tambin permite usar material de contraste intravenoso parareducir los efectos de saturacin en los spins en movimiento y aumentar la


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seal intravascular sindisimular ni obscurecer las estructuras vasculares portejidos demasiado realzados, como la mucosa nasal.Muchos autores prefieren describir las tcnicas de PC con respecto al primermomento gradiente. Los momentos son derivados de la posicin y del tiempo,definen los cambios de fase inducidos por movimiento que ocurren con la

presencia de campos magnticos gradientes.En ARM, el momento cero describe un efecto de gradientes en los spinsestacionarios, el primer momento del gradiente describe un efecto degradientes en la fase de los spins con velocidad constante, el segundomomento describe un efecto en los spins que experimentan tirones (sacudidas,aceleraciones), y as sucesivamente.Despus de que un gradiente bipolar es aplicado, el cambio de fase inducidopor velocidad puede describirse por el primer momento de gradiente (M1).En PC los gradientes de codificacin difieren en varias adquisiciones por unacantidad M1. Esta diferencia en el primer momento causa (en los spins que semueven a lo largo del gradiente de codificacin) cambios de fase diferentes en

las 2 adquisiciones. As, cuando los datos de las 2 adquisiciones sonsubstrados, la diferencia de fase resultante puede resumirse como:

2 = M1V (Ec. 9)

Donde, 2 es la diferencia en el ngulo de fase entre las 2 adquisiciones (porejemplo: primerscan [- segundo scan]); es la componente giromagntica; M1diferencia en el primer momento gradiente; y V es la componente de lavelocidad en la direccin del gradiente bipolar aplicado.

Un estudio angiogrfico sensible al flujo debe ser adquirido con gradientes decodificacin de flujo a lo largo de cada uno de los 3 ejes. Esto lleva de 2 a 3veces ms tiempo que codificando a lo largo de una direccin, porque losgradientes de codificacin deben ser aplicados en los diferentes ejes enadquisiciones separadas. Al adquirir un estudio en 2D de un solo corte grueso(a diferencia de una adquisicin 3D o una con gatillado cardaco), el tiempo esrelativamente corto, y la adquisicin con la codificacin en cada direccin esan relativamente rpida.La adquisicin de un solo corte grueso (>20 mm de espesor) es equivalente aproyectar las estructuras vasculares de ese corte o slab sobre un solo plano.La adquisicin 2D PC slab (o PC slab) es bsicamente una extensin de

una secuencia de pulsos de imagen GRE convencional.En los cambios de fase un gradiente bipolar codificador de flujo es aadido a lasecuencia de estudio, codificando con respecto al flujo a lo largo de un eje enparticular. Sin embargo, para la mayora de las aplicaciones vasculares, sedeben recoger los datos de las 3 direcciones ortogonales sensibles al flujopara generar una imagen que represente un estudio completo de flujo. Alprincipio se utilizaba una tcnica de 6 puntos, en la cual, eran adquiridos 6scans, 2 en cada direccin de codificacin del flujo (X, Y, Z). Pero luego stos6 scans fueron combinados para producir slo 4 componentes: Magnetizacindel tejido estacionario y codificacin del flujo en X, Y, y Z.

Los datos del scan pueden ser adquiridos ms eficientemente usando laaproximacin de codificacin de flujo multplice de Hadamard (Hadamard


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Un mtodo relativamente rpido es adquirir un solo corte 2D o slab, que puedeser de cualquier espesor. A diferencia de los estudios 3D, estos estudios nopueden ser postprocesados para formar otras proyecciones.

Los vasos son adquiridos en un slab relativamente grueso, por lo tanto pueden

tener alguna prdida de contraste y con un promedio de fases que presentanfluctuaciones en el fondo. Algo de esta seal se puede reducir gracias a losgradientes spoiler de slab. Otra desventaja es que en la interseccin de losvasos puede haber fases opuestas, y en consecuencia, la intensidad en laimagen puede aparecer muy diferente a la de los vasos.Una ventaja, es que obteniendo un estudio con un gran NEX los artefactos porpulsacin son reducidos.

Tcnica CINE PC

Esta tcnica es una variante de 2D PC, en la que las imgenes se obtienen avarios puntos del ciclo cardaco. La adquisicin se sincroniza con el ciclocardaco por medio del gatillado cardaco o perifrico, gracias a esto es muy tilpara evaluar vasos con flujo pulstil muy alto (como el sistema vascularperifrico).Una variedad de flujos patolgicos se pueden apreciar por inspeccin de lasimgenes que usan cine loop o modo cine en los que las imgenes sonrpidamente mostradas en serie, creando el efecto de sangre en movimiento.

Las adquisiciones de codificacin de flujo se obtienen continuamente durante elciclo cardiaco y son reconstruidas en un modo que muestra la informacin deflujo durante varias partes del ciclo.Esta tcnica es ms rpida y mejora la relacin CNR. Tambin proporcionaimgenes en las que las estructuras vasculares pueden ser visualizadas conresolucin temporal.

Los estudios de cine se pueden obtener como un grueso slab (> 20 mm)usando la reconstruccin CD (imagen de diferencia compleja) o como finoscortes (< 20 mm) con la reconstruccin PD (imagen de diferencia de fase); lasdiferentes tcnicas de reconstruccin sern descriptas ms adelante.La tcnica de reconstruccin CD es usada junto con una proyeccin de

gradiente de desfase o gradiente spoiler para proporcionar mejor supresin delfondo para imgenes de slabs gruesos. Desafortunadamente, al usar la CD lahabilidad para determinar la direccin del flujo o medir cuantitativamente lavelocidad o medir la proporcin de volumen de flujo se pierde.Una ventaja es que el mtodo de adquisicin de cine supera el desdoblamientode imagen (ghosting) y los problemas temporales causados por pulsaciones.

La tcnica de cine est bien preparada para la evaluacin del sistema vascularperifrico. Seleccionando una Venc baja o varindola durante el ciclo cardaco,de manera que haya una pequea Venc en la distole y una grande en la sstole,la tcnica puede ser sensible al flujo rpido y al lento en diferentes puntos del

ciclo cardaco. Tambin se puede mostrar flujo contracorriente.


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Se pueden obtener imgenes de CINE CD PC o CINE PD PC e imgenes deflujo para cada direccin de flujo pudiendo verse en modo pelcula o modo loopy mostrar la direccin del flujo en un modo de tiempo resuelto.

Tcnica 3D VOLUME PC:

Los datos son adquiridos como una adquisicin TOF 3D de GRE. Se usa latcnica cuatro puntos (four-point), similar a la adquisicin de datos de 2D PCcuatro puntos. Los datos son obtenidos en 3D GRE como adquisiciones decuatro intervalos de volumen.

En 3D PC se usa el procesamiento de PD para generar imgenes de magnitud,imgenes rpidas, e imgenes de flujo en todas direcciones (anteroposterior,derecha-izquierda o superior-inferior).

Como la adquisicin es con voxels muy pequeos, disminuye la cantidad de

desfase intravoxel y mejora la definicin del flujo complejo y turbulento.Tambin, un volumen de datos de imagen y las estructuras vasculares dentrode dicho volumen pueden ser retrospectivamente segmentadas y proyectadasen cualquier plano deseado.Esto se hace mejor usando la tcnica de proyeccin MIP donde el rayo traza(rastrea) un acercamiento, haciendo posible aislar subvolmenes y proyectar.En consecuencia, se pueden mostrar estructuras vasculares especficas de unmodo selectivo y pueden ser girados interactivamente optimizando la visin deuna estructura determinada.Una desventaja de este proceso es que reduce la delineacin de vasos muypequeos o vasos con una intensidad de seal baja.

Similarmente a la 2D PC, la fase de las imgenes de 3D PC se pueden usarpara crear imgenes de flujo direccionales, las cuales pueden se proyectadasen cualquier orientacin que se desee.Los estudios de 3D PC se obtienen a travs del ciclo cardaco, durante muchosciclos, para que las velocidades y proporciones de flujo sean representadas poruna intensidad de seal que resulte de valores promediados.La desventaja de la 3D PC es el tiempo de examen relativamente largoasociado con la adquisicin. La reconstruccin tambin requerir variosminutos.

En 3D PC se pueden obtener estudios con divisiones gruesas para cubrir unrea de inters grande. Al comparar esta adquisicin con una de PC slab(plano de vxels), los vasos pequeos tampoco son bien delineados, debido ala tcnica de rastreo con rayo MIP que tiende a eliminar vasos pequeos conflujo lento de la imagen.En cambio, la tcnica de 3D PC es generalmente til cuando uno deseaproyectar retrospectivamente los datos vasculares en mltiples vistas.

La seleccin de la Venc en la tcnica 3D es similar a la 2D. Cuando se quieremantener la relacin cuantitativa de fase-velocidad, conservar la direccin delflujo, y prevenir el aliasing, uno debe seleccionar una Venc alta (80 a 100

cm/seg.). Para visualizar estructuras vasculares pequeas o flujo lento encondiciones patolgicas se debera seleccionar una Venc baja (20 a 30 cm/seg.).


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Las tcnicas de reconstruccin anteriormente mencionadas sern descriptas acontinuacin:

Una vez que la informacin es adquirida, se la puede tratar de diferentes

maneras para generar distintos estudios para diferentes propsitos:

Imagen de velocidad (speed), imagen angiogrfica, o Imagen dediferencia de fase unsigned, da informacin de la velocidad del flujo perono de su direccin.

Imagen de diferencia compleja (CD), tiene algunas caractersticas paravisualizar anatoma.

Imagen de diferencia de fase signed (PD), es mejor para visualizar lasvelocidades y la direccin del flujo.

Imgenes de fase pesadas en magnitud, muestran una seal brillantedel flujo que se mueve en la direccin del eje de codificacin del mismopero ninguna seal del flujo que se dirige en direccin contraria a dichacodificacin.

Imagen de velocidad o angiogrfica

Es calculada tomando la raz cuadrada de la suma de los cuadrados de lacomponente de la velocidad en cada una de las 3 direcciones.

Intensidad de imagen de velocidad = (X + Y +Z)

As, la imagen es la suma de las 3 componentes del vector velocidad. Eltrmino Speed se usa para describir la seal asociada con el estudio debido aque representa la seal vascular en cm/seg, pero no en una direccinespecfica. La informacin con respecto a la direccin del flujo de sangre estperdida desde que la informacin de cada direccin del flujo es elevada alcuadrado.

Los estudios por Tcnica PC se pueden realizar usando dos mtodosdiferentes de substraccin: CD y PD

Imagen de diferencia compleja (CD)

En estas imgenes se ve una intensidad de pxel proporcional al seno delngulo de la fase. Esta relacin se define como:

Intensidad de seal (CD) = 2M |sin ()|

En CD, cuando la velocidad de la sangre excede la Venc, la intensidad de seal

permanece fuerte, por lo que no distingue la direccin del flujo. Esto se debe a


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que muestra tan intensa la seal del flujo en direccin positiva a lo largo del ejede codificacin del gradiente como la seal del flujo en direccin opuesta.En PC 2D, se usa el procesamiento de CD cuando los cortes gruesos ya hansido representados en imagen.

Para reducir la seal de un grueso slab de tejido estacionario, se aplica ungradiente spoiler a lo largo de la direccin de proyeccin. Debido a que losvasos son mucho ms delgados que el slab del tejido estacionario, el desfase atravs de los vasos es despreciable. De sta forma, la seal del tejidoestacionario disminuye, mientras que la que proviene de los vasos es apenasafectada (al contrario del procesamiento PD). Luego de aplicar los gradientesspoiler, la imagen tiene una apariencia aceptable.Una desventaja de este procesamiento es que la relacin fase-velocidad esms difcil de obtener.

Imagen de diferencia de fase (PD)

Este mtodo, refleja las relaciones cuantitativas de fase-velocidad.Adems, muestra el ngulo de fase basndose en pxel por pxel. Como elngulo de fase es proporcional a la velocidad, la intensidad de seal del pxeltambin ser proporcional a la velocidad. Por eso, las intensidades de pxel sonasignadas de acuerdo al ngulo de fase.

El brillo en una imagen de PD refleja la velocidad y la direccin del movimiento.El flujo en direccin positiva a lo largo del eje de codificacin de flujo tendr unafase positiva, por lo tanto ser representado por un pxel brillante; el flujo endireccin opuesta tendr un cambio de fase negativo que ser representadopor un pxel oscuro. El tejido estacionario, con una fase cero, se representacon pixels grises.

En resumen, el anlisis PD produce una imagen en la que la intensidad deseal del pxel representa la velocidad y direccin de la sangre.Una desventaja es que los estudios de PC PD de slab grueso son degradadospor artefactos pitting, que tienen relacin con el defasaje de la proyeccin.Estos artefactos son causados por interferencias entre las fases de los spinsestacionarios y los spins en movimiento.La tcnica de reconstruccin de PD es generalmente usada slo para cortes

con un espesor menor a 20 mm.Imgenes de fase pesadas en magnitud

Las medidas de los ngulos de fase de estructuras con una magnetizacin muypequea, como el aire y el hueso, no tienen sentido, pero contribuyen al ruidodel fondo en las imgenes de PC. Este ruido se puede reducir multiplicando lafase de la imagen por una mscara de magnitud. Esto quiere decir, que cadangulo de fase es multiplicado por la magnetizacin o, alternativamente, todaslas fases correspondientes a una magnetizacin menor que un valor umbralhacen que el conjunto sea cero.

El resultado de la fase pesada en magnitud contina mostrando el flujo en ladireccin del eje de codificacin de flujo como una intensidad de seal brillante


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(valores positivos de velocidad) y el flujo en la direccin opuesta a lacodificacin del flujo se muestra con intensidad oscura (valores negativos develocidad). En consecuencia, se puede detectar flujo patolgico si el patrn deflujo est alterado.Por conveniencia estas imgenes son llamadas simplemente imgenes de

flujo (en cada direccin, por ejemplo: imagen de flujo anteroposterior).

Consideraciones en la seleccin de parmetros:

Venc: antes que el estudio sea adquirido, se debe elegir la Venc para aumentar laseal para el rango deseado de velocidad. La Venc es determinada por el readel gradiente bipolar.Para una reconstruccin PD, se define la velocidad en cm/seg y produce uncambio de fase de 180 con una intensidad de seal mxima.En CD, la mxima intensidad de seal ser cuando haya un cambio de fase de

90, ya que la intensidad de la seal es proporcional al seno ().El proceso de seleccin de la Venc tiene las mismas complicaciones para ambastcnicas de reconstruccin. Se vara solamente la amplitud y no la duracin delgradiente bipolar, para mantener el TE lo ms corto como sea posible.

La Venc es la que permitir mostrar un flujo sanguneo rpido (Venc = 80),intermedio (Venc = 40), o lento (Venc = 10).Los flujos con velocidad muy alta tendrn la intensidad de seal disminuidadebido a que se enrolla la fase, no dejando ver bien la velocidad y la direccindel flujo. Esto se llama phase wrap o velocity aliasing. Ocurre cuando la Vencseleccionada no es igual o excede la mxima velocidad presente dentro delvaso de inters.Si la Venc seleccionada es igual a la velocidad de los spins, stosexperimentarn un cambio de fase de 180 y tendrn la ms alta intensidad deseal, en cambio, si se mueven a una velocidad menor que la Venc tendrn unaintensidad de seal reducida. Sin embargo, si los spins se mueven con unavelocidad superior a la Venc sufrirn un cambio de fase mayor que 180pareciendo que tienen una velocidad negativa, en consecuencia las imgenesde flujo seran incorrectas porque van a mostrar la ms alta velocidad de losspins como si se movieran en direccin opuesta.Afortunadamente, esto no es un problema para las imgenes de velocidad, ya

que la intensidad de seal de cada codificacin de flujo es elevada al cuadradono mostrando as, la direccin del flujo.

Codificar velocidades de flujo ms lentas puede ser ventajoso en dossituaciones:

- para visualizar flujo lento dentro de estructuras venosas pequeas y- para mejorar la visualizacin de flujo lento a lo largo de la pared del vaso.

Por el contrario, seleccionando valores muy altos se pueden obtener imgenesque conserven la relacin cuantitativa fase-velocidad (para la reconstruccinPD) y destacar las estructuras con velocidad muy alta (para CD).

Es importante considerar que la relacin seal/ruido (SNR), en estudios de PCes mas grande para los spins que tienen una velocidad igual a la Venc.


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TE: el TE es ligeramente ms largo que el TE de la TOF, eso se debe al tiempoadicional requerido para actuar fuera del gradiente bipolar. Al igual que en laTOF, el usar un TE lo mas corto posible es mejor para minimizar los artefactosde susceptibilidad (por ejemplo: en base de crneo).

Los TE cortos y el eco parcial de muestreo (partial echo sampling) tambinreducen la prdida de seal resultando en una mejor representacin de flujoscomplejos.

TR: una ventaja de las tcnicas de PC con respecto a la TOF es que tienenhabilidad para usar TR cortos sin saturar la seal de la sangre tanto como elfondo. Los mtodos de PC son menos sensibles a los efectos de los TR cortosdebido al proceso de sustraccin que aumentan la claridad de los vasos. Sinembargo, TR demasiado cortos aumentarn los efectos de saturacin.

Angulo de inclinacin: es necesario usar un ngulo de inclinacin que optimice

los efectos de la TOF dentro de un estudio de PC. Un ngulo de inclinacinrelativamente pequeo (20 a 30) proporcionar una seal adecuada paradetectar vasos muy pequeos con flujo lento y minimizar los efectos desaturacin.

Tamao del voxel: cuanto ms grande sea el tamao del vxel, hay msprobabilidad de dispersin intravoxel. Esto puede llevar a una cancelacin dela seal o un realce de la seal en los puntos de solapamiento (enrollamiento)de los vasos. Los desfases intravoxel pueden reducirse usando unaadquisicin 3D que usa voxels pequeos. Los voxels muy grandes en tcnicaPC 2D no son una seria limitacin para su uso.

NEX: el gran nmero de excitaciones (NEX) mejora la relacin SNR y larelacin contraste/ruido (CNR).

TECNICAS CON GADOLINIO

Los medios de contraste por va intravenosa ms frecuentemente utilizados enla prctica clnica son los contrastes paramagnticos basados en las molculasde gadolinio (Gd).

El gadolinio es una tierra rara y tiene susceptibilidad magntica positiva, o sea,que es paramagntico. Este paramagnetismo favorece la relajacin de losprotones de su alrededor por lo que disminuyen sus valores de T1 y de T2.El in Gd es de elevada toxicidad en su forma bsica pero, unido a diversassustancias que actan como agentes quelantes, disminuye su toxicidadteniendo una gran seguridad para el uso en medicina diagnstica. Lasmolculas quelantes ms utilizadas son la DTPA (Magnevist), HP-DO3A(ProHance) y DOTA (Dotarem).Los quelatos de gadolinio (Gd-DTPA) tienen una biocintica similar a otroscontrastes: distribucin intravascular, paso al espacio intersticial y eliminacin

por filtracin glomerular en los riones.


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El Gd-DTPA produce cambios en la susceptibilidad magntica de los tejidos yprovoca modificaciones en sus tiempos de relajacin, como se dijoanteriormente; fundamentalmente acortan los tiempos de relajacin longitudinaly, en consecuencia, modifican el T1 de los tejidos.

Los quelatos de gadolinio tienen menos probabilidad de inducir reaccionesadversas y son menos nefrotxicos que los contrastes yodados, por lo quepueden utilizarse en pacientes con insuficiencia renal, en pacientes contransplantes de rin.Durante el tiempo de trnsito del contraste por el torrente circulatorio, steprovoca un aumento de la seal de la luz vascular (arterial y luego venosa) quese vuelve hiperintensa en secuencias potenciadas en T1. Posteriormente, elcontraste, alcanza la circulacin capilar y pasa al espacio intersticial,provocando un aumento de intensidad de los tejidos vasculaizados, finalmenteel contraste es lavado de los tejidos y eliminado por filtracin glomerular.

La ventaja de las tcnicas con gadolinio es que junto con tcnicas ultrarrpidasy la posibilidad de obtener imgenes en 2D y 3D, comparadas con las tcnicasTOF y PC sin contraste, necesita mucho menos tiempo de adquisicin.Tambin aumenta la sensibilidad para analizar la luz vascular, las estenosis yestudiar la perfusin de los tejidos slidos (como el miocardio, tumores, etc.).Siguiendo la inyeccin de contraste intravenoso, se observa el importanterealce local de la seal de la sangre. Esto tiene un resultado ptimo cuando laadquisicin de datos ocurre justo cuando el contraste llega a los vasos quequeremos estudiar.

Figura 14: Secuencia del paso del contraste: primero por la fase arterial, luegopor la fase venosa y, por ltimo, la fase capilar intensificando la seal de los

tejidos.

POSTPROCESAMIENTO Y VISUALIZACIN

Los datos de una imagen son adquiridos y manipulados en una matriz devoxels (elementos de volumen) y la imagen se construye analizando cada voxel


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y proyectando el resultado en una superficie 2D que es una matriz de pixels(elementos de imagen).Existe una gran variedad de algoritmos de reconstruccin que puedentransformar las imgenes obtenidas en 2D a 3D.Las tcnicas ms usadas son:

Demostracin de superficies sombreadas, SSD (shaded surface displays):es una tcnica que determina superficies aparentes en el interior del volumende datos obteniendo una imagen de superficies. Trata al objeto como si fueracompletamente opaco.El valor del sombreado para un vxel est definido por la orientacin original dela superficie y la localizacin del vxel. El resultado es semejante a lafotografa de un objeto tomada con un foco de luz ubicado en un puntodeterminado y el valor de la sombra definido por el ngulo de la luz reflejada.Por lo tanto, la imagen 3D reconstruida por sta tcnica muestra slo la parteexterna del objeto, impidiendo el anlisis de las estructuras internas de dicho

objeto (por ej. en la imagen de un hueso se ve la superficie pero no el huesotrabecular).

Representacin de volumen, VR (volume rendering): Esta tcnica usa todo elvolumen de datos y suma la contribucin de cada vxel a lo largo de una lneadesde el ojo del observador a travs del volumen de datos. A los diferentesvalores de vxel se asignan distintos valores de opacidad, mostrando lasdiferentes propiedades de los tejidos como la densidad. A los vxelstransparentes se les asigna un valor de opacidad 0, por lo que no se los veren la imagen, y a los que son completamente opacos se les asigna 1 y s sernvisualizados. A los de opacidad intermedia se los muestra semitransparentes.

Proyeccin de mxima intensidad, MIP (maximum intensity projection): esuna tcnica de representacin tridimensional que evala cada vxel a lo largode una lnea que pasa a travs del volumen de datos (slices) y selecciona elvxel de mximo valor, que es el que representa, ignorando las otrasintensidades.La ventaja de ste algoritmo es que las intensidades ms altas no sepromedian con las ms bajas del fondo, ms bien se conserva su magnitud.Normalmente, las proyecciones se calculan en ms de una direccin. Estoproduce una serie de imgenes que, representadas en modo cine, muestra el

vaso girando alrededor de un eje. Una desventaja es que los vasos pequeosson difciles de estudiar en una imagen en movimiento. Otro inconveniente esque estas imgenes necesitan una estacin de trabajo (work station).La mayora de las personas prefieren fotografiar el juego de proyecciones einterpretarlos como imgenes estticas.El contraste de una imagen proyectada se puede mejorar seleccionando unsubconjunto del volumen total adquirido. Todo lo que est fuera del volumenelegido es removido (grasa u otros vasos o tejidos), mejorando bastante elvalor diagnstico de la proyeccin.Si se selecciona la proyeccin a lo largo de una direccin oblicua, la lnea deproyeccin (o rayo), no siempre atravesar exactamente puntos en un cortre,

pasando entre ellos. Por lo tanto, la intensidad en el punto donde el rayo pasaatravesando los cortes es interpolada a los puntos adyacentes. Esta


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interpolacin es la parte que mas tiempo consume en el clculo de proyeccin.Por eso es mas rpido evitar esta operacin haciendo la proyeccin de losrayos perpendicular a las imgenes adquiridas pasando as exactamente porlos pixels (por ejemplo, si se obtiene un conjunto de datos coronales es msrpido calcular la proyeccin frontal). A esto se lo denomina a vista colapsada.

Se realiza a menudo como una proyeccin preliminar para obtener resultadosintermedios cuando es muy difcil remover las estructuras no deseadas.

Inconvenientes de la MIP:

El algoritmo de MIP no sabe que intensidades corresponden al fondo y cuales aun vaso, por lo que si los cortes individuales son muy ruidosos los pixels delfondo tendrn intensidades altas que sern seleccionadas por el algoritmo MIPgenerando que la seal de fondo de la imagen proyectada aumente, a medidaque se incluyan ms cortes en el clculo de proyeccin.Esto provoca una gran prdida de contraste (entre los vasos y el fondo) que se

nota mucho en los bordes de los vasos, ya que la intensidad es ms alta en elcentro que en la pared del vaso.Esto ltimo se debe a dos factores: primero, que los pixels del borde sonparcialmente promediados con el fondo de baja intensidad y, segundo que elflujo de sangre es ms lento junto a la pared del vaso generando menor seal.Generalmente, el pico de seal del fondo excede el valor de los bordes delvaso sanguineo apareciendo entonces el vaso artefactuadamente masestrecho.

Los vasos de baja intensidad siempre se ven mejor en los cortes individualesque en la proyeccin MIP, al igual que sus dimetros. Como en MIP seselecciona el rasgo de mayor intensidad la informacin del dimetro se pierde.Por ejemplo, cuando hay calcio depositado en el borde de un vaso (visto enTomografa computada,TC), o cuando hay un trombo en el borde del vaso tanextenso como ste, hace que ese dimetro parezca normal. Esto se solucionaanalizando los cortes individuales, por eso es muy importante fotografiar cadacorte que fue usado para formar la imagen proyectada.

La informacin de profundidad (o la de distancia del observador) no quedarepresentada en una imagen proyectada, por lo tanto, es difcil separar la sealde dos vasos solapndose. La solucin a ste problema es determinar el

volumen a proyectar o especificar ms de una orientacin para la proyeccin.


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Figura 15: Proyeccin de mxima intensidad. A lo largo de cada rayo solo seproyecta el pxel de mayor intensidad en cada plano.

Figura 16: Aplicacin de la tcnica MIP a un juego de datos adquiridos delcuello. Se pueden calcular diferentes vistas retrospectivamente para crear unapercepcin 3D de las arterias cartidas.

Figura 17: Representacin de Reconstruccin MIP. Se observa la falta desensacin de profundidad, que es caracterstica de este tipo de reconstruccin.


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Figura 18:En reconstruccin MIP el calcio depositado en las paredes del vasono permite ver la informacin que hay por detrs de l, en TC.

ARTEFACTOS

Los artefactos pueden deberse a problemas del equipo, a la secuencia usada,al paciente, y a la presencia de objetos indeseados.

Se los puede clasificar en dos grupos:

Artefactos de adquisicin Artefactos de reconstruccin

Los deAdquisicin son:

Ruido en la recepcin de frecuencias

El ruido en una imagen se puede deber, entre otras cosas, a componenteselctricos no bien protegidos en el cuarto del imn (por ejemplo un ventiladorque genera un efecto buzz en la direccin de frecuencias). La solucin es

proteger bien dichos componentes o quitarlos del cuarto.


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Figura 19: las imgenes muestran una fuga de radiofrecuencia que afectan alas mismas en el momento de codificacin de las frecuencias.

Promedio de volumen parcial

Un volumen parcial se da cuando una estructura pequea est contenida en elancho del corte junto con otro tejido, por lo tanto la seal resultante es unpromedio de todas las seales, lo que puede causar que la seal individualdesaparezca. En cambio si la estructura es del mismo ancho que el corteentonces slo esa estructura aporta seal a la intensidad. Por lo tanto, lasolucin es hacer cortes finos o del tamao de la estructura (si se conoce).

Figura 20: ambas imgenes son adquiridas en T1 y exactamente en la mismalocalizacin. La imagen de la derecha muestra los nervios craneales VII y VIII

mientras que la de la izquierda no. Esto se debe a que la imagen izquierda seobtuvo con un espesor de corte de 10 mm mientras que la imagen derecha seobtuvo con un espesor de 3 mm.

Corrientes de Eddy

Estas se forman rpidamente en la superficie de cualquier metal conductor.Generalmente en el bore (apertura del imn principal), o en las paredes delcristato del imn. En consecuencia, los pequeos gradientes de campomagntico que generan dichas corrientes pueden persistir despus de que losgradientes pulsados se apagan.

Las corrientes de Eddy conducen a errores de fase y como consecuenciamancha o degrada la imagen a lo largo de la direccin de codificacin de faseEstas corrientes son problemticas particularmente en tcnicas de fasesensible, sobre todo en PC.

Existen dos soluciones para reducir dichas corrientes. Una es modificar laforma del gradiente aplicado poniendo un pre-nfasis o pre-compensacin en laforma de onda de la corriente para que la corriente neta inducida sea cero. Lasegunda (es ms cara pero puede dar mejor resultado) consiste en construir

gradientes llamados activamente protegidos, en los que la corriente en labobina blindada circula en direccin opuesta a la bobina de gradiente


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generando un campo magntico opuesto y, en consecuencia, la suma de estoses cero en el bore pero no dentro del paciente.

Figura 21: la distorsin se presenta en toda la imagen. Las zonas oscuras ybrillosas son la caracterstica de este artefacto.

Artefacto de corte solapado (slice-overlap)

Este se da generalmente en la columna vertebral, principalmente en la reginlumbar. Si los cortes obtenidos de los distintos espacios discales no sonparalelos, entonces pueden solaparse. Si dos niveles se obtienen con unainterseccin de los cortes en la parte posterior, debido a la angulacin que sedebe dar al copiar la anatoma discal (por ejemplo, L4-L5 y L5-S1), entonces el

segundo nivel adquirido tendr spins que ya fueron saturados por el primernivel. Esto causa una banda oscura en la parte posterior.Una manera de evitar ste artefacto es adquirir la imagen de forma intercalada,en la que los cortes numerados impares sean adquiridos primero y luego seadquieren los numerados pares.

Figura 22: La imagen izquierda muestra el artefacto como bandas oscuras y la

imagen derecha la planificacin de los cortes. La imagen es adquirida en modo


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multiplanar, debido a esto se saturan los spins en la zona donde los cortes secruzan.

Los artefactos de Adquisicin tambin pueden deberse a movimientos delpaciente, tanto voluntarios como involuntarios. Estos pueden borronear la

imagen, generar imgenes fantasma, enmascarar lesiones al modificar elcontraste de la imagen, como tambin estropear la imagen entera.La gravedad del artefacto depender de la amplitud y la intensidad delmovimiento y de la tcnica de adquisicin, particularmente de los pulsos y losgradientes usados.

Artefactos por movimientos voluntarios:

Borroneado y fantasmas en la direccin de codificacin de fase: elmovimiento en cualquier direccin genera problemas, ya que el objetode estudio esta en diferentes posiciones a travs del tiempo.

Generalmente la decodificacin de frecuencias se hace rpido, pero lade fase lleva ms tiempo y es ah donde el movimiento afecta a laimagen.

Un mecanismo de generacin de fantasmas se debe a que elmovimiento modifica el vector magnetizacin que es usado como datopara generar las imgenes. Si en un voxel no hay movimiento, sumagnetizacin y el espacio K estn relacionados por una transformadade Fourier, que al hacerla se reconstruye la imagen. Pero la relacin nose cumple si el objeto se mueve.

El movimiento genera que los datos obtenidos sean, en el espacio K, unvalor promedio modulado por una funcin M(k), generando un patrn deimgenes fantasmas en la imagen.Los movimientos son difciles de evitar en chicos y en pacientes conenfermedades neurolgicas y motrices. Pero, en la mayora de loscasos, se puede solucionar explicndole al paciente la necesidad dequietud para la realizacin del estudio, y tambin, facilitndole ciertoselementos para su comodidad durante el estudio (por ejemplo, almohadadebajo de las piernas).


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Figura 23: representacin de la formacin de una imagen con el objeto enmovimiento respecto a una con el objeto esttico.

Figura 24: Fantasma por movimiento del paciente durante parte del estudio.

Artefactos por movimientos involuntarios:

Efectos de cambios de fase producidos por movimientos durante el TE: losmovimientos que ocurren cuando se aplican los gradientes para decodificar laimagen pueden generar cambios de fase. Esto tiene tres tipos de efectos:

1) Produce imgenes fantasmas, si la velocidad del flujo cambiaentre distintos intervalos de TE. Este artefacto se produce

aunque en cada TE la estructura se encuentre en la mismaposicin.


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2) Dispersin de fase intravxel, se produce cuando dentro de cadavoxel hay diferente distribucin de velocidades de los spins,entonces estn todos en fase pero por el movimiento no estntodos juntos, haciendo que la seal sea pequea o en algunoscasos haciendo que desaparezca.

3) Determinacin errnea de la intensidad de la imagen, se debe aun desfase entre la medicin de la fase y la frecuencia.

Los movimientos involuntarios son respiratorios, cardacos, viscerales, y deflujo. Los movimientos respiratorios y cardacos pueden solucionarse utilizandosincronizacin respiratoria y cardiaca respectivamente, mientras que losviscerales se pueden reducir administrando sustancias antiespasmdicas. Losde flujo, generalmente, se solucionan utilizando compensacin de flujo.

Figura 25: artefacto de flujo, por movimiento de la circulacin sangunea en lasarterias ilacas. Se ven puntos brillantes en la direccin anteroposterior(direccin de codificacin de la fase).

Figura 26: La imagen izquierda se ve borrosa porque es adquirida sincompensacin respiratoria, mientras que la derecha es adquirida concompensacin.


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Figura 27: La imagen de la izquierda se obtuvo sin ninguna compensacin delmovimiento cardaco, mientras que la imagen derecha se obtuvo con gatilladocardaco.

Como he comentado anteriormente, el movimiento de flujo es el queprincipalmente gobierna el contraste en ARM. La velocidad de la sangretambin vara con el ciclo cardaco, con la respiracin y con la distancia de lapared al centro del vaso. El movimiento de sangre constante y ordenadoproduce un contraste uniforme, mientras que el turbulento puede causarartefactos.

Para interpretar los estudios cuando hay flujo perturbado, es importanteentender como surgen los artefactos y como se los puede controlar.Para identificar los artefactos hay dos cosas que estn a nuestro favor.

Primero, que la mayora de los artefactos se repiten de paciente en paciente, yson el resultado de rasgos anatmicos especficos y de las secuenciasutilizadas. Segundo, los artefactos generalmente reducen la intensidad de laseal vascular, en lugar de aumentarla (por ejemplo, pueden producir falsasestenosis, donde no las hay; pero las verdaderas no las disimulan).

En el principio de ste trabajo he mencionado que el flujo laminar (que se dageneralmente en venas) fluye a la misma velocidad en el centro del vaso y conun valor casi cero cerca de la pared, lo que tiene una representacin parablica.Esto implica que habr menos contraste cerca de la pared cuando se usanmtodos de imagen sensibles a la velocidad del flujo.

A continuacin se desarrollarn los artefactos causados por el flujo sanguneo.

Artefacto de saturacin: la saturacin de sangre es reconocida en laTOF por la disminucin progresiva de la intensidad del vaso y deldimetro aparente (los vasos parecen ms estrechos de lo que son porel flujo lento junto a la pared). La saturacin es comn en el flujosanguneo lento de venas, en las arterias de las extremidades inferiores,en aneurismas grandes. Se la puede minimizar usando un volumen deTOF ms delgado, o saturando menos los parmetros, como aplicar unTR ms largo y un ngulo de inclinacin (flip angle) ms pequeo.

Tambin se pueden elegir secuencias menos saturadas como la TOF 2D,la PCA, o cambiar la orientacin del corte. Tambin disminuir si se


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acorta el T1 de la sangre inyectando gadolinio. Aunque, hay unasaturacin especfica de la TOF 2D que se da cuando los flujossanguneos estn paralelos al plano de los

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(RMN) 2007-QUINTANA YAMILA